Brevet FR2839894A1 — publié le 20031128

Procédés, appareils de Cyclothérapie image-guidée et mode d'obtention d'images scanographiques diagnostiques instantanées pour la planif ication et la dosimétrie en ligne 1. Domaine technique La présente invention concerne non seulement une pluralité d'appareils de tomodensitométrie volumétrique et de Radiothérapie guidée en permanence par radioscanographie multicoupes isotropique instantanée et par radioscanométrie, dont le portique rotatifcomprend un nombre d'odd des sources multiples associées à un système d'imagerie de contrôle des caractéristiques dosimétriques de l'énergie de traitement ; mais, également des procédés de mise en #uvre d'acquisition des données anatomiques et des contours du volume cible, en vue d'une optimisation balistique de la délivrance par faisceaux externes simultanés multiples de la dose d'irradiation thérapeutique ainsi que de vérification réitérée par des méthodes scanographiques 3-D, dynamiques, à des fins d'actes de Radiothérapie de conforma- tion de très haute précision, de la mise en place par simulation clinique et modélisation comportementalephysiologique. 2. Etat de la technique La Radiothérapie est, du point de vue des seuls concepts techniques, en évolution constante ne fusse qu'en raison des adaptations nécessaires liées à l'homogénéisation des réglementations et au développement des techniques d'irradiation. Mais, les évaluations de l'efficacité réelle des rayons et le développement de la radiovigilance à long terme ne vont pas toujours dans le sens du premier constat, si ce n'est plutôt l'évidence d'un accroissement des coûts margi- naux de cette quête de perfection. L'arsenal thérapeutique des cancers utilise en effet, dans environ 60 % des cas dont 2/3 environ sont actuellement guéris, le traitement aux radiations. Ceci constitue néanmoins un pallier atteint depuis déjà un moment. Il est pourtant possible d'aller au-delà de ce ratio thérapeutique, en améliorant notamment la visée balistique et la différentielle entre dose tumorale et dose aux tissus environnants non-impliqués dans le processus tumoral. C'est le concept de Radiothérapie de conformation qui a fait naître cette nouvelle espérance. L'objectif de la présente invention est justement de partir sur la base du tout nouveau concept de guidance CT du dispositif dit Bilinac Imatron du brevet déposé il y a un an sous le n 01/01133 pour réduire encore plus, avec des techniques encore plus précises de traitement aux radiations, l'intervalle de fluctuation de la dose dans des régions spécifiques du corps autour d'une lésion cible donnée, sachant que les rayons X à dose élevée possèdent un potentiel pour réduire chez un grand nombre des patients à la fois la mortalité et la morbidité ; ceci, à condition que la délivrance des rayons soit la plus précise possible. La source des radiations peut avoir la forme des faisceaux externes des particules ionisantes ou mieux celle, du point de vue du dépôt d'énergie radiante, des sources radioactives internes au patient. Seuls les faisceaux externes, usuellement produits par des machines agissant en tant qu'accélérateurs des particules, télécuriethérapie ou jadis des rayons X d'orthovoltage, ont un intérêt dans la description de la simulation clinique et de la modélisation comportementalephysiologique du traitement. La Radiothérapie par faisceau(x) externe(s) est réalisée avec plusieurs types des radiations ionisantes, dont approximativement 80 % des patients sont traités aux photons. Néanmoins, les reliquats tumoraux de cette photonthérapie sont en général traités en surimpression aux électrons. Il existe par ailleurs des installations de neutronthérapie, de protonthérapie, voire d'ions lourds, qui ont, en tant qu'accélérateurs des particules, servi dans le monde et leurs dernières sophistications très onéreuses accentuent encore la concentration parallèlement à la pénurie des moyens logistiques sanitaires pour faire face au cancer. Pourvoir, face aux questions brûlantes de réduction des coûts de la santé, à cet état de carence relative est un autre des objectifs de l'élaboration d'un outil passe partout et d'un prix d'acquisition et de maintenance raisonnable. On sait par ailleurs que les grands obstacles à la grande diffusion de la Radiothérapie sont, sans compter le coût de revient des actes, celui de fonctionnement des installations et de leurs dépendances, une technique parfaite et une dosimétrie précise. Par ailleurs, le rôle de la prévision des meilleures conditions de déroulement du traitement est dans l'art d'aujourd'hui dévolu à la planification assistée par ordina- teur des traitements aux radiations. Ce processus de préparation de traitement consiste d'abord à caractériser l'anatomie individuelle du patient (ceci est plus souvent réalisé en utilisant non seulement un examen séparé de tomographie calculée [CT], mais aussi en déterminent la forme, l'intensité, ainsi que le positionnement des sources des radiations avec références aux données provenant des sites et des appareils différents ; et en calculant ensuite malgré tout sur un autre appareil la distribution de la dose de radiations absorbées par le patient). Pour calculer la dose dans le corps du patient, les méthodes les plus couramment utilisées sont basées sur les mesures de la dose faite dans une boîte d'eau. Les hétérogénéités, tels que les os et les voies aériennes, sont traitées de façon approximative ou sont tout simplement ignorées. Il n'y a donc pas de symétrie complète entre la situation simulée et la réalité de ce qui est simulée, ni entre la représentation que l'on s'efforce de se faire et le réel. On ne peut donc pas prévoir correctement et de façon exacte le résultat, ni dans le temps ni dans l'espace, de ce que l'on a mis en oeuvre ! 2. 1. - Concept de thérapie image-guidée Le concept de thérapie image-guidée de l'art comprend un ensemble de tâches qui sont exécutées, eu égard aux mouvements volontaires ou involontaires de l'objectif, aussi bien en pré- et intra-opératoire afin d'aboutir à une véritable modélisation comportementale physiologique. Ces tâches comprennent l'acquisition d'images ainsi que leurs variabilités au cours du temps, la description, la planification de traitement, et la navigation dans un réseau PACS éventuel. Le concept de thérapie image guidée exige en revanche que des coupes tomodensitométriques CT ou RMN soient obtenues, généralement en apnée forcée. Situation dont on sait qu'elle n'est pas physiologique ! Sur la base des images 3D, obtenues en préopératoire, ces images numérisées délivrées à partir des dispositifs de balayage vers des consoles spécialisées sont ensuite utilisées en différé pour guider l'intervention dans les différentes salles d'opération ou dans les salles de radiothérapie. Il est évident qu'une application quotidienne réussie de cette technologie requiert une infrastructure spécialisée qui partage beaucoup de compo- sants avec un système d'archivage départemental associé à un système de communication (PACS). Dans ces conditions, la planification de la thérapie nécessite une description et une analyse, qui sont, réalisées sur différentes consoles travaillant en réseau, selon les exigences spécifiques d'un cas donné. La performance en salle d'opération ou dans celle de radiothérapie d'une thérapie image-guidée est réalisée avec les instruments de navigation qui harmonisent pour le patient le plan thérapeutique dans un environnement contrôlé. La superposition des images multiples ainsi que l'interaction avec les consoles spécialisées sont intégrées à la routine clinique. Parmi les nouvelles innovations, jugées les plus édifiantes et les plus importantes, il y a la fusion en temps réel des images ultrasonographiques (US) avec des modèles 3D de la géométrie du patient telle qu'elle est réalisée avec les coupes scanographiques, les images RMN, ou la fusion des deux. Les images US servent en général à actualiser la base des données des images stockées et exigent pour être utiles, selon John W. Haller et coll. (2001), une fusion multimodalité instantanée. 2. 1.1. - Systèmes image-guidés en réseau Les départements modernes de Radiologie disposent des radioscanners CT et des imageurs RMN. Les appareils d'imagerie multicoupes CT et RMN à gradients rapides sont utilisés pour obtenir, au cours des examens préopératoires, des images. Toutes ces données sont transmises via des interfaces DICOM (digital imaging and communications in medicine) vers des archives PACS et, ensuite, dans le réseau local (LAN, Local area network) en vue de la thérapie image-guidée. La connexion des appareils d'imagerie et des interfaces PACS est, dans une perspective pratique, l'aspect le plus important en ce qui concerne la thérapie image-guidée, en particulier pour la chirurgie. Presque n'importe quel appareil d'imagerie, lorsque correctement connecté et interface, peut procurer des données nécessaires à exécuter une thérapie image-guidée, une fois qu'un protocole approprié d'intervention et des procédures de calibration ont été établis. C'est pourquoi les techniciens de Radiologie doivent être, selon John W. Haller (2001), informés des exigences strictes du protocole d'intervention destinée à réduire l'immixtion de l'erreur humaine, voire même celle conjointe de la machine ou des machines. Sinon pour les mesures directes de la dose d'irradiation thérapeutique, le transport de Monte-Carlo est, pensent Chandler et coll., considéré actuellement comme la méthode de l'art la plus exacte pour déterminer les distributions de la dose en milieux hétérogènes. Dans cette méthode de transport de Monte-Carlo, un ordinateur est utilisé séparément pour simuler le passage des particules à travers un objet d'intérêt (William P. Chandler et coll. : PCTIUS 97/03328). Ce sont les effets des radiations sur l'organisme qui, en tant que dose des radiations, sont ainsi quantifiés. La dose des radiations absorbées est donc définie comme le rapport d'énergie déposée par unité de masse des tissus. Puisque les tumeurs et les structures sensibles sont souvent localisées dans une proximité étroite, l'exactitude de calcul des distributions de la dose est donc éminemment importante, dans la mesure où les résultats en dépendent. Le but de la thérapie aux radiations est donc de délivrer avec précision une dose létale à la tumeur, tout en maintenant un niveau de dose acceptable sinon très inférieure dans les structures sensibles environnantes. Si cet objectif est facilement atteint avec la curiethérapie interstitielle ou intracavitaire, on en est loin avec les faisceaux d'irradiation externe, où la philosophie d'affaiblissement en profondeur de la dose bute sur un certain nombre des limites radiobiologiques, pour permettre par le fractionnement l'occurrence de la réparation tissulaire dont la cinétique est plus élevée pour les tissus. Le but de la présente invention est donc de réaliser des conditions d'irradiation proches sinon meilleures qu'une curiethérapie interstitielle ou intracavitaire. 2. 1.2. Avènement de l'imagerie scanographique, en Radiothérapie La Radiothérapie a certes fait depuis longtemps la preuve de son efficacité à détruire certaines cellules tumorales et comporte actuellement dans son arsenal, en cours d'évaluation ou de développement, la modulation d'intensité et la tomothérapie. L'envers de la médaille est que cette efficacité s'exerce aussi au détriment des tissus sains avoisinants, d'où des effets secondaires sont parfois si marqués qu'ils imposent l'arrêt du traitement. Un écueil qui peut être désormais dans l'art contourné grâce à la radiothérapie d'intensité modulable sur laquelle nous reviendrons plus en détail. Sachant qu'en Radiothérapie dynamique la distribution de la dose délivrée au patient dépend non seulement des caractéristiques des faisceaux externes utilisés mais aussi de la forme et de la composition du corps au voisinage de la région traitée. Ce n'est que depuis l'apparition des scanographes que l'on est capable de connaître précisément la forme, la position et la densité des hétérogénéités autour de la cible. Il faut certes mettre à profit ces nouveaux outils ; mais encore faut-il, comme nous allons nous en rendre compte ci-après, que les conditions d'acquisition et d'exploitation des images scanographiques respectent des règles spécifiques de symétrie parfaite entre l'objet et sa représentation. L'on sait par ailleurs que les méthodes de détermination de la dose reposent encore sur des calculs géométriques où la profondeur des points d'intérêt est exprimée en "épaisseur équivalent-eau" obtenue à partir des distances géométriques corrigées par la densité électronique. Ces calculs nécessitent, au jour d'aujourd'hui, le contourage préalable (statique) de la surface externe du corps et la détermination des principales hétérogénéités dans le champ. Sur des systèmes plus récents de l'art, c'est la matrice de voxels constituée à partir des images obtenues dans des coupes adjacentes qui est, comme tel, exploitée en différée. Les autres formes d'imagerie, l'imagerie par résonance magnétique (nucléaire) en particulier, viennent seulement en complément pour améliorer le repérage des structures cibles et des organes à risque, mais elles n'apportent pas d'informations aussi pertinentes pour le calcul des doses que celles obtenues même en différée par scanographie. En effet, couplées grâce aux techniques de recalage et de fusion aux images scanographiques, les hétérogénéités y présentent un intérêt considérable, mais restent malgré tout des situations jugées à distance les unes des autres en n'intégrant pas dans le concept de conformation la notion dynamique fondamentale de l'évolutivité dans le temps de toutes ces situations cliniques. 2. 2. - Le concept technique de Radiothérapie de conformation La Radiothérapie conformationnelle dynamique requiert sinon un équipement et une méthodologie parfaits permettant, en vue d'optimiser par une étude balistique à réglage instantané millimétrique fin la balistique et la stratégie thérapeutique, la matérialisation précise in situ de la cible plutôt que celle traditionnellement superficielle de l'art antérieur qui procède, pour réaliser la technique dite des feux croisés , par portes d'entrées des rayons d'un faisceau unique orienté différemment dans le temps. En faisant un écart de pensée par rapport à la balistique rigide et inflexible de l'art actuel, nous avons introduit la simultanéité des plusieurs faisceaux synchrones d'irradiation thérapeutique avec le dispositif dit Bilinac Imatron du brevet n 01/01133. C'est pourquoi ayant par ailleurs situé la sémiotique radiologique comme une infrastructure des sciences radiologiques, nous ne voyons pas d'un bon #il le glissement vers le tout virtuel de l'art ancien ignorant l'objet réel ainsi que la symétrie nécessaire de la transformation objet représentation. Cette question est au centre de la confrontation de l'objet précis, la lésion à détruire, avec sa représentation, le volume cible, lieu géométrique et lieu où le formalisme de l'art s'élabore en même temps que se construit une articulation théorique à la pratique signifiante étudiée ; cette question essentielle dont la nonrésolution réduit énormément la portée et la scientificité de la simulation dite virtuelle, telle qu'elle se pratique aujourd'hui ; car, il y a un préalable : celui de devoir reconnaître un jour une certaine vulnérabilité, à savoir que nous sommes, avec tout cet arsenal de Radiothérapie, en train de viser sur une cible constamment mouvante et qu'il faut nous donner en conséquence les moyens, non pas de supprimer ce qui est physiologique, le mouvement, mais de le quantifier exactement à tout moment pour agir en conséquence avec plus de précision. Cette nouvelle définition introduit un caractère dynamique : une transformation, une évolution dans l'espace et le temps. C'est de la modélisation comportementale physiologique qu'il s'agit dans ces propos. Or, sous la forme d'une multitude d'algorithmes, seul subsiste le formalisme mathématique autocensuré de l'art actuel sur des impressions figées d'un instant donné. Dans ce qui suit, nous indiquerons, sans la contrepartie de l'objectivation précise de la cible, quelques moments de l'opération de simulation de l'art ancien qui l'ont conduit ou ne l'ont pas conduit au lieu que nous venons d'esquisser, à savoir la visée sans la matérialisation précise de la cible visée dont le risque le plus immédiat est le biais de visée, sur lequel nous reviendrons plus en détail. La simulation doit pourtant rechercher, comme dans l'exemple de l'irradiation d'intensité modulable, IMRT ou RIM, décrit ci-après, une représentation d'un objet, le volume cible (c'est au sens des stoïciens, signe qui établit une relation entre deux termes dont l'un évoque l'autre de façon singulière, à condition que ces termes soient concomitants. Ce n'est donc pas du tout dans un quelconque arbitraire que l'on trouvera cette symétrie et cette précision), afin d'en optimiser la visée balistique et de mettre à jour, comme nous le verrons également, la présence éventuelle des biais de visée (cf. figure la). 2. 2.1. - Les techniques des faisceaux à intensité modulée (IMRT ou RIM) Un ordinateur divise, dans toutes ces techniques, la zone à irradier en champs, euxmêmes subdivisés en segments, et simule pour chaque champ et chaque segment, toutes les irradiations possibles. Un plan d'irradiation sur mesure peut ainsi être établi, en augmentant l'intensité des rayonnements traversant la tumeur et en diminuant celle des rayonnements passant en tissu sain. Cette radiothérapie d'intensité modulable (ou RIM) permettrait ainsi de délivrer précisément la dose indiquée à l'endroit où elle est nécessaire et voulue. Tandis que les faisceaux à intensité modulée offrent aujourd'hui beaucoup de nouve- lles possibilités, en radiothérapie moderne, d'optimiser les résultats de traitement. Un faisceau à intensité modulée possède une variation d'intensité prescrite (en fait une variation de dose) sur la section transversale du champ de radiation. La radiothérapie dynamique est une manière de réaliser des telles variations de distribution de la dose à l'intérieur d'un champ. Un ou plusieurs paramètres du système de délivrance de la dose sont en train de varier, au cours de l'administration de la dose. Des exemples de tels paramètres sont la position (de lame) du collimateur, la position de bloque, ou la position d'un faisceau en pinceau à l'intérieur d'un champ. Le temps que le champ ou le faisceau soit dans une certaine configuration est prescrite par un facteur de pondération. Les avantages d'un faisceau à intensité modulée, et ainsi d'une délivrance de faisceau dynamique, ne s'appliquent pas bien sûr uniquement aux faisceaux des photons, mais également (et voire même spécialement) aux applications liées aux faisceaux d'électrons, aux faisceaux de proton, ainsi qu'aux faisceaux d'ions lourds (E. Pedroni et al, 1995 ; Th. Habarer et al, 1993). Ils permettent de s'adapter pour la première fois de façon précise et dynamique aux trois dimensions, sans toutefois faire la part de la mobilité volontaire et involontaire du patient ; pour protéger les tissus sains, le champ d'irradiation façonné par blocs d'alliage à faible point de fusion ou par collimateur multi-lames se conforme aux structures anatomiques et à la taille de la tumeur. 2. 2.2. - Dosimétrie de conformation et vérification de la dose absorbée II faut s'attendre qu'en utilisant une technique dynamique de traitement, et spécialement avec les faisceaux de proton, la forme de la distribution totale de la dose délivrée dans un champ unique puisse être plutôt complexe. Une connaissance détaillée de la distribution de la dose est donc essentielle pour harmoniser plusieurs de ces champs à la distribution de la dose totale désirée. Le but d'une telle vérification sur fantôme est triple. En premier lieu, elle peut être utilisée pour contrôler si la forme et la magnitude d'une distribution complexe de dose dans un fantôme homogène s'accorde avec le résultat de la planification de traitement. Pour diverses raisons la distribution réelle de la dose peut différer de celle calculée. En deuxième lieu, le but peut ensuite être celui d'utiliser ce système pour comprendre les effets qui peuvent être responsables des telles déviations, à tel point que la précision des calculs de la dose peut être améliorée. En troisième lieu, la vérification de la dose dans un fantôme peut être utilisée comme un moyen de vérification implicite du fonctionnement du système de délivrance du faisceau, si la dose exécutée a été effectivement administrée comme prescrite. Puisque les systèmes de dosimétrie standard ne sont pas très adaptés aux systèmes de délivrance dynamique du faisceau. Les mesures dosimétriques sont usuellement faites au moyen d'une chambre d'ionisation placée à diverses positions dans un fantôme aqueux. Toutefois, comme la délivrance de la dose varie dans le temps, une mesure de la distribution de la dose dans les trois dimensions est très consommatrice de temps, dans la mesure où pour chaque point de mesure la séquence de délivrance du faisceau entier doit être répétée. Un autre désavantage des telles méthodes est qu'une erreur dans la délivrance du faisceau, si elle n'a causé qu'une erreur de dose à une certaine distance du point de mesure, n'est pas détectée. Les arguments cidessus montrent qu'une mesure simultanée est, à beaucoup d'égards, souhaitable. Une impression quantitative peut bien sûr être obtenue, en utilisant un film (W.L. McLaughlin et al, 1976 ; S. M. Vatnitsky et al, 1997 ; I. Daftari et al, 1999). Mais, d'autres approches en faveur des mesures dosimétriques uni-, bi-, ou tridimensionnelles, telle qu'une rangée linéaire des diodes en 1-D ou 2-D ou des chambres d'ion (H. H. Liu et al, 1997 ; C. P. Karger et al, 1999) empilées, des chambres d'ionisation multi-anode (C. Brusasco et al, 1997), et la dosimétrie par le gel IRM en 3-D (L.E. Oison et al, 1990 ; M.J. Maryansky et al, 1993) sont en ce moment en cours d'investigation également. L'instrument discuté par S. N. Bonn et coll. (1998) est par exemple un équivalent moderne à la dosimétrie 2-D sur film. Il consiste en un scintillateur ou écran Gd202S : Tb fluorescent, monté perpendiculairement au faisceau, du côté de la sortie du faisceau. La lumière provenant de l'écran est détecté par une caméra CCD à faible courant sombre avec des longues capacités de temps d'intégration. La production de lumière observée à un endroit de l'écran est proportionnelle à la dose dans le fantôme d'une pile de matériel équivalent eau d'épaisseur ajustable. Ce sys- tème autorise une mesure intégrée du temps de la distribution de dose simultanément dans les deux directions. S. N. Boon et coll.(1998) ont démontré que ce système est à des fins de dosimétrie relative exact dans un système de délivrance statique du faisceau. Par ailleurs, des systèmes dynamiques, tel que le système écran + CCD testé notamment en Suisse, dans des conditions réelles, en tant que dispositif de dosimétrie extra, indépendant de la modalité de balayage du faisceau. Le Paul Scherrer Institute (PSI) emploie en effet, au niveau du statif, la technique de balayage par point (spot) avec des faisceaux de protons de 200 MeV. Le système CCD-scintillateur y est monté sur la table du patient (E. Pedroni et al, 1995). Les détails des composants et les caractéristiques du système ont été rapportés, en 1998, par S. N. Boon et coll. (1998). Dans la configuration discutée ici, un pixel dans l'image (qui est constitué de 4 pixels CCD encoffrés) correspond à moins qu'exprimé différemment à approximativement 1,2 mm2 sur l'écran. Des exemples des distributions inhomogènes de dose à mesurer ont été discutés avec des applications du système, comprenant les inhomogénéités dans la distribution de la dose. La combinaison suffisante de la sensibilité et de la résolution spatiale est nécessaire pour détecter des petites distorsions dans une distribution de dose. La vérification des distributions de la dose calculée s'effectue comme ci-après : Les résultats des mesures de la forme latérale du faisceau en pinceau aux différents aménagements de l'aimant de balayage démontrent l'applicabilité du système CCD- écran comme un outil exact pour enrayer les aberrations optiques ioniques dans le système de délivrance du faisceau. Une forme du faisceau en pinceau, exactement connue pour chaque disposition de l'aimant de balayage, peut être incorporée dans un programme de planification de traitement, mais pas au cours d'un traitement, pour augmenter l'exactitude des calculs de la dose. Le système scintillateur-CCD s'est finalement révélé être, dans cette équipe, un outil utile pour une vérification dosimétrique des faisceaux de balayage du proton. Des mesures avec ce système ont ainsi été jugées complémentaires aux mesures de calibration avec une chambre d'ionisation de référence, qui requiert, toutefois, une distribution de dose homogène au point de la mesure. 2.2.2.1. - MLC versus blocs d'alliage conventionnels Depuis février 1995, les caractéristiques dosimétriques et les implications cliniques du collimateur multi-lames d'un accélérateur linéaire Clinac 2100 C/D utilisé pour remplacer les blocs d'alliages conventionnels à faible point de fusion, ont été étudiés à Turin. Les effets festonnant des isodoses et les pénombres effectives produites, dans un champ irrégulier, par le collimateur multi-lames ont été analysés de façon précise. La fuite de rayonnement à travers les lames de tungstène a été mesurée et comparée aux valeurs des bloques d'alliage à faible point de fusion. Différentes étapes dosimétriques ont été suivies pour obtenir le ratio unités/dose du moniteur. Les mesures uniques ont, du fait des champs irréguliers protégés par le MLC, également fait montre de plusieurs désavantages physiques et dosimétriques en relation avec la pénombre effective plus large qu'avec la protection conventionnelle lorsque l'angle entre le bord du champ et la normale à la direction du trajet de la lame était de 45 . En pratique clinique, le MLC peut être largement utilisé pour la radiothérapie conformationnelle des tumeurs pelviennes et thoraciques. Tandis que les blocs et alliages à faible point de fusion peuvent être remplacés par le collimateur multi-lames (MLC) pour la radiothérapie des cancers sélectionnés du cerveau, de la tête et du cou. Il a été établi que l'usage fréquent d'un collimateur multi-lames améliore aussi bien la précision et l'efficacité de la radiothérapie et réduit le temps pour chaque dose de traitement, ce qui augmente chaque jour potentiellement le nombre des patients traités. Le collimateur multi-lames est à présent considéré comme un outil technique important soit pour remplacer la protection conventionnelle pour une radiothérapie conformationnelle statique soit pour administrer une radiothérapie 3-D dynamique planifiée. La conformation de localisation de la cible ainsi que la dosimétrie de planification du traitement de Radiothérapie conformationnelle ont été initiées en utilisant l'imagerie RMN. Une méthodologie détaillée a été développée pour vérifier la cartographie de la dose de radiation tridimensionnelle (3-D) de planification du traitement de la radiothérapie conformationnelle par une dosimétrie FeMRI, c'est-àdire qu'un fantôme, constitué d'un crâne humain rempli d'une solution de sulfate ferreux 1-mM et de l'acide sulfurique 0,1-N gélifié avec 7,5 % (au poids) de gélatine a été employée. Avec un volume cible sphérique dans le fantôme de la tête, cinq champs conformationnels non-coplanaires ont été conçus à travers l'usage d'un système de planification de traitement 3-D fait maison. Le fantôme a été irradié avec un accélérateur linéaire de 6 MV à une dose totale de 25 Gy, délivrée à la périphérie du volume cible. Le fantôme et une série de fioles de calibration ont été simultanément balayés par un imageur GE 1,5 T avec six séquences multicoupes (multiscan) différentes en impulsion inversion - récupération (inversion-recovery). Les valeurs de Tl ont été évaluées sur une base pixel par pixel à travers l'utilisation d'un logiciel ad hoc spécial sur une console UNIX et ont été converties en dose en utilisant les données de calibration. Les comparaisons des distributions de dose entre celles mesurées par le FeMRI et celles calculées par la planification de traitement faites par ces auteurs (M.F. Chan and K. M. Ayyangar, 1995) montraient un bon accord. 2.2.2.2. - Suivi dans le temps de la mobilité tumorale Dans une autre étude de Shirato et coll. (2000), un nouveau système de radiotherapie et son système de planification de traitement ont été développées et utilisées par ces auteurs en pratique clinique, pour réaliser la radiothérapie conformationnelle tridimensionnelle (3-D) précise des tumeurs mobiles. Un accélé-rateur linéaire synchronisé avec un système fluoroscopique de traçage en temps réel des tumeurs, par lequel les coordonnées 3-D d'un marqueur en or de 2,0 mm à l'intérieur de la tumeur peuvent être déterminées toutes les 0,03 de seconde, a été développé. Les rapports 3-D entre le marqueur et la tumeur à différentes phases respiratoires sont évaluées, en utilisant l'image CT à chaque phase respiratoire, dont la phase optimale peut être sélectionnée pour synchroniser avec l'irradiation (c'est ce que nous appelons laplanification de traitement 4-D). L'accélérateur linéaire est déclenché pour irradier la tumeur uniquement lorsque le marqueur est localisé à l'intérieur de la région des coordonnées planifiées par rapport à l'isocentre. Les coordonnées du marqueur ont été détectées, au cours de la radiothérapie, avec une précision de 1 mm dans le fantôme dénué de mouvement d'expérimentation. Le laps de temps entre la reconnaissance de la position du marqueur et le démarrage ou l'arrêt de l'irradiation aux rayons X de mégavoltage était de 0,03 secondes. 14 patients ayant diverses tumeurs ont été traitées par radiothérapie conformationnelle avec une marge de volume prévisionnel, dit planning target volume (PTV), bien ajustée . Ils étaient en train de survivre sans rechute ou autres complications avec un suivi médian de 6 mois. La radiothérapie par fluoroscopie traçante en temps réel de la tumeur en suivant la planification 4-D du traitement fut développée et s'est révélée être réalisable pour améliorer la précision de la radiothérapie des tumeurs mobiles. C'est la dimension temporelle de la pratique radiothérapeutique qui apparaît ici au grand jour et dont il faudra dorénavant tenir compte. 2. 2.3. - Modulation du faisceau par la configuration multi-lames (MLC) En vue d'optimiser, par ailleurs, la Radiothérapie conformationnelle par faisceau externe au niveau du thorax. On doit pouvoir, recommande-t-on dans l'art, minimiser les mouvements physiologiques et non-physiologiques du patient durant le traitement. Pour le traitement sur le torse supérieur, les organes cibles sont connus pour se mouvoir substantiellement du fait de la respiration du patient voire même des battements cardio-vasculaires transmis. Les aspects techniques de synchronisation du faisceau de Radiothérapie avec la respiration, à savoir : le système optimal pour contrôler la respiration, les mesures de déplacement de l'organe et le synchronisme (gating) de l'accélérateur linéaire a été étudié par H.D. Kubo et B.C. Hill (1996). Plusieurs capteurs de la respiration comprenant un thermistor, un ther- mocouple, une jauge de tension (déformation) et un pneumographe ont été examinés pour trouver le capteur optimal. La grandeur du sein, celle de la paroi thoracique ainsi que le mouvement des poumons ont été déterminés en utilisant le play-back des images radiofluoroscopiques des rayons X, enregistrées sur un VCR, au cours de la simulation de routine de Radiothérapie. La dose totale, la symétrie du faisceau et l'uniformité du faisceau ont été examinés pour déterminer, au moyen d'un synchronisme ou gating, les effets sur l'accélérateur linéaire Varian 2100C. Les caractéristiques dosimétriques d'un collimateur multi-lames MLC sur cet accélérateur à double énergie de 6 et 18 MV, installé dans le Département de Radiothérapie de Mauriziano Umberto I Hospital de Turin, démarrant son utilisation en pratique clinique. Les mesures incluaient en particulier la transmission à travers et entre les lames ainsi que sous la jonction des lames fermées, le pourcentage de dose en profondeur sur l'axe central, les facteurs de débit et de la pénombre effective (M. Stasi et al, 1999). Le MLC installé sur l'accélérateur à double énergie, Varian Clinac 2100 C/D (6 et 8 MV) utilisé est un composant ajouté placé sous les mâchoires standards ; il est constitué de 40 paires opposées de lames de tungstène de 5 cm d'épaisseur, contrôlées par ordinateur, projetant chacune une largeur de 1 cm vers l'isocentre, et fournit un champ de traitement maximum de 40 x 40 cm2 à 100 cm de SAD. Les valeurs de la transmission, celle de la pénombre et du festonnement ont été mesurées avec le film radiographique standard utilisé en routine. Un photodensitomètre à balayage laser (WP102, Wellhofer) avec un spot de 450 microns fut utilisé pour obtenir la densité optique et le profil de la dose gamma relative pour connaître la dose. Les films radiographiques avaient été calibrés avec une chambre d'ionisation en irradiant des échantillons ; cette calibration fut utilisée pour corriger les lectures scanner du film de dose. Les pourcentages des doses en profondeur étaient également mesurés dans un fantôme aqueux automatique (WP600, Wellhofer) pour des champs irréguliers définis soit par le collimateur MLC soit par des blocs d'alliage, en vue de tester les différences dans la région en acrylique. Les facteurs de débit mesurés et calculés ont été comparés pour certains champs irréguliers définis par le collimateur MLC. Cette comparaison testait l'exactitude de l'algorithme Treatment Planning System 3-D CadPlan 3.1.1. Varian-Dosetek. Pour les deux énergies, 2 % approximativement de rayonnement incident sur le MLC sont transmis et une fuite additionnelle de 0,5 % survient entre les lames adja centes. La fuite sous la jonction des lames fermées est considérable : environ 25-33 %. Les courbes de la dose relative en profondeur sont similaires pour les deux champs façonnés soit par le MLC soit par les mâchoires conventionnelles. La dose à la peau avec le champ façonné par le MLC est moindre (3,5 %) que celle des champs façonnés par le cerrobend. La procédure de calcul de planification du traite ment peut être appliquée au MLC (la différence est inférieure à 1 %). La pénombre effective dans les champs irréguliers façonnés MLC est de 11mm en moyenne, ce qui est légèrement plus large (2-3 mm) que la pénombre des blocs de cerrobend conventionnels. Il est établi que la pénombre effective augmente avec la profondeur, la largeur du champ et le positionnement des lames. L'espoir suscité dans l'état de l'art actuel par le MLC, qui, lorsque utilisé adéquatement (la rotation du collimateur, la position des mâchoires et des lames, du nombre élevé des champs), peut être appliquée avec des bons résultats à la Radiothérapie conformationnelle. Le MLC est jugé meilleur que les blocs conventionnels de cerrobend tant pour améliorer la reproductibilité et l'exactitude du traitement par rapport aux caractéristiques dosimétriques que pour la transmission de la dose et pour la dose peau. L'usage du MLC pour moduler la fluence du faisceau (IMRT) permet de modifier l'intensité du faisceau, d'améliorer le volume traité et de surpasser, en modelant les limites dosimétriques de la thérapie statique. La démonstration expérimentale de la délivrance d'une distribution 3-D de la dose de Radiothérapie conformationnelle a par ailleurs été faite par T. Bortfeld et coll. (1994), en utilisant les profils de modulation plein champ de neuf champs d'un statif fixé. Des profils de modulation bi-dimensionnelle plein champ, variant de champ à champ, ont été réalisés, en utilisant le prototype d'un collimateur multi-lames, par collimation multi-lames quasi-dynamique disponible dans le commerce, installé sur un accélérateur linéaire médical. Les profils ont été calculés pour délivrer une distri- bution optimale de dose chez un patient atteint de carcinome de la prostate. La surface du volume cible était invaginée et bifurquée. La distribution calculée de la dose a été délivrée à un fantôme en polystyrène homogène, se constituant des tranches de 1 cm d'épaisseur qui ont été découpées pour égaliser le contour extérieur du patient. Sept films de vérification de la thérapie ont, dans cette étude, été placés entre les tranches du fantôme. L'analyse de ces films a révélé un degré élevé de conformation, qui ne serait pas possible avec la thérapie conformationnelle de la région de la dose non modulée à la forme de la cible. Cependant, les petits déplacements spatiaux de la distribution de dose observés confirment la nécessité d'une mise en place très exacte. Il est donc . possible cliniquement de délivrer des distributions tridimensionnelles pertinentes de dose, qui se conforment aux volumes cibles invaginés et bifurqués, en utilisant des champs modulés par des collimateurs multi-lames. Et on peut envisager dans le cas d'un dispositif Bilinac-Imatron une modulation en miroir par diffusion secondaire des particules des deux faisceaux simultanés émis à partir des deux têtes d'irradia- . tion synchrone, avec un résultat encore meilleur quant à la double modulation simultanée des deux têtes d'irradiation thérapeutique. 2. 2.4. - Monitoring dosimétrique par systèmes électroniques dédiés Sachant que l'escalade de la dose requiert en Radiothérapie conformationnelle une mise en place exacte des champs, des systèmes électroniques portiques, Electronic . portique imaging devices ou EPIDs, ont été développé et sont utilisés pour vérifier l'emplacement des champs mais restent limités, du point de vue diagnostique, par le faible contraste de l'anatomie osseuse du sujet, la grande dose d'imagerie et la petite taille des champs d'irradiation aux énergies de mégavoltage (MV). L'adaptation d'un accélérateur linéaire pour obtenir une localisation radiographique et tomogra- phique des cibles osseuses et des celles des tissus mous, dans une structure de référence de l'accélérateur. Ce système sépare nettement la vérification de la délivrance du faisceau, celle des installations de la machine, celle de façonnage du champ (machine settings,field shaping), celle de la localisation du patient et celle de la cible. Il existe en ce moment des tentatives timides de dosimétrie en temps réel sur images dynamiques de contrôle dosimétrique par imagerie portique d'une radiothérapie, comme celle rapportée par D. P. Huyskens (Belgique) (2000). Dans ce dernier article le problème physique de la relation entre la dose à la sortie du patient et la dose au niveau du détecteur portique sont présentés dans trois exemples de contrôle dosimétrique par imagerie portique : la dosimétrie in vivo dans l'axe du faisceau, les profils dosimétriques à deux dimensions et finalement la dosimétrie portique avec modulation d'intensité. Il s'avère que ce type de contrôle dosimétrique par imagerie portique d'une radiothérapie est en principe intéressant, car la dosimétrie de l'image portique contient plus d'information sur la qualité du traitement que les méthodes classiques de dosimétrie in vivo, (soit par détecteur semi-conducteur soit par détecteur thermoluminescent) qui sont toujours ponctuelles et donnent une estima- tion en un seul point de la dose absorbée, que ce soit la dose à l'entrée ou la dose à la sortie ou encore la dose intracavitaire (R. Boellaard et al, 1997 ; Bogaerts et al, . 2000a). Il est même possible de combiner par ce biais la dose à l'entrée et la dose à la sortie, pour estimer grâce aux algorithmes plus ou moins sophistiqués la dose à hauteur du centre du volume occupé par le patient, ou encore celle au niveau de la cible (R. Bogaerts et al, 2000b ; Essers et al, 1995a). Ce détecteur à deux dimensions offre, par définition, la possibilité à l'imagerie portique d'étudier et de . contrôler des distributions de dose, qui pourraient ainsi être mesurées soit en mode relatif soit encore en dose absolue , c'est-à-dire en Gy. Si l'on connaît la relation physique entre la dose à la sortie du patient et la dose au niveau du film ou de l'imageur électronique, et si l'on maîtrise le calibrage du détecteur, déterminée par imagerie portique, la dose dans l'axe pourrait remplacer les mesures de dose à la . sortie. Pour le traitement avec des faisceaux statiques, l'imagerie portique peut en effet donner en plus une information additionnelle impossible à déterminer par la méthode in vivo classique sur les traitements concernant l'orientation du filtre en coin, sachant que les mesures sur l'axe sont peu informatives, que ce soit à l'entrée ou à la sortie du faisceau, sur l'orientation du filtre. Il vaut mieux ne pas tenir compte du filtre, d'un point de vue dosimétrique, que d'en utiliser un, dont l'orienta- tation est fausse. En second lieu, l'imagerie portique peut aussi - en dehors de son emploi pour le contrôle visuel - servir à optimaliser le traitement. Dans ce cas, laissons de côté le processus de contrôle de qualité stricto sensu, pour valoriser l'information dosimétrique du détecteur qu'on intègre dans le processus de traitement. L'exemple bien connu est l'emploi dans le traitement du sein de l'information du cliché de contrôle pour le développement de compensateurs individuels (M. Essers et al, 1995b). Il serait de même possible d'optimiser, selon M. Essers et coll. (1999) le choix d'un filtre en coin, en employant l'information dosimétrique de l'imagerie portique. L'intérêt du contrôle dosimétrique par l'imagerie va toutefois se trouvera renforcé à l'avenir par l'utilisation de la méthode de la Modulation d'Intensité en Radiothérapie (IMRT ou RIM). Les faisceaux employés en IMRT, que ce soient les séquences step and shoot d'une dizaine de segments ou ceux du type fenêtres coulissantes, sont d'une complexité telle que les mesures ponctuelles in vivo n'informent plus que sur la qualité dosimétrique du traitement. Le contrôle dosimétrique par imagerie portique est jugé pour l'instant comme seul capable de vérifier si la distribution de dose varie, à la fois dans le temps et dans l'espace, conformément au plan prévu. Or, le nombre de degrés de liberté augmente, comme en IMRT, avec le nombre de segments, on est donc forcément confronté à une nécessité accrue de contrôle dosi- métrique de ces faisceaux sophistiqués. Il est évident que, d'un point de vue ergonomique autant que du point de vue du contrôle visuel du traitement, il est finalement plus logique d'employer le même détecteur ne cumulant les erreurs de mesure. Des difficultés pratiques dans l'emploi pour le contrôle dosimétrique de l'imagerie portique sont toutefois évidentes. Il s'agit d'une part, plus spécifiquement du problème physique de la relation entre la dose à la sortie et la dose au niveau de l'imageur et, d'autre part, du calibrage du détecteur. La dosimétrie par film montre, par ailleurs, une bonne corrélation entre les mesures ionométriques, grâce à une chambre d'ionisation et aux mesures densitométriques, converties en doses relatives, obtenues à partir de films photographiques. Dans ces cas précis, l'information dosi- métrique obtenue par le détecteur peut selon R. Boellaard et coll. (1997) être géométriquement rétroprojetée au niveau de la sortie du patient, afin d'estimer la distribution de ladite dose à la sortie , qui se situe théoriquement à l'intérieur du patient, c'est-à-dire, selon la définition, à la distance dmaxde la sortie. Des études ultérieures ont en revanche prouvé que cette simple relation ou plutôt cette identification , dans le cas où les inhomogénéités seraient importantes par rapport à l'épaisseur du fantôme ou dans le cas où l'épaisseur de la phase irradiée varierait de manière substantielle, ne serait plus valable. Dans l'irradiation d'un fantôme orthorhombique contenant de grandes particules d'aluminium et de cavités d'air, on observe une variation dépassant 5 %, lorsque l'on compare le profil dosimétrique obtenu à petite distance au profil obtenu à grande distance. De plus, pour les inhomogénéités à faible densité, c'est-à-dire avec cavité d'air, le profil densitométrique surestime la dose à large distance tandis que pour les inhomogénéités à haute densité, comme l'aluminium, le profil dosimétrique sousestime la dose par rapport au profil dosimétrique à la sortie du fantôme. Ces résultats ont été corroborés par le groupe d'Amsterdam (NKI) par des mesures sur les patients dans une publication sur l'emploi de l'imageur, en tant qu'outil de contrôle de qualité et de la dose mesurée à grande distance avec le détecteur (C. Fiorino et al, 1996), qui étaient de l'ordre de 8 % sur les patients traités pour un cancer du poumon. Dans le cas où les épaisseurs de la région traitée varient significativement, comme dans le traitement du cancer du sein ou de la tête et du cou, le phénomène physique s'accentue. Pour résoudre ce problème de variation de la dose, en fonction de la distance, il n'y a que deux solutions : soit on mesure les profils dosimétriques avec le détecteur à faible distance, soit on développe un algorithme qui tient compte du comportement différentiel du rayonnement diffusé derrière le patient. La première option n'est pas toujours facile à réaliser. Par exemple, dans les faisceaux latéraux des traitements de la tête et du cou, l'épaule constitue un obstacle géométrique. La dernière option est plus téméraire, car la plupart des algorithmes et des logiciels proposent de traiter la distribution de dose à l'intérieur du patient et non pas derrière lui. On pourrait aussi introduire dans un logiciel une grande cavité d'air derrière le patient. Les logiciels actuels ne sont pas dans ce genre de manipulation pleinement satisfaisants. Plusieurs groupes de recherche ont, au courant de la dernière décennie, étudié ce problème et se sont mis à la recherche de formalisme pouvant, sous forme d'algori- thmes, contrôler le phénomène de manière quantitative ou permettant de le contourner de manière empirique. Il est intéressant de noter qu'à cet effet deux approches sont possibles. On peut, en partant de la distribution de la dose obtenue par le détecteur à grande distance, développer une méthode pour recalculer la distribution de dose à la sortie. On peut aussi utiliser une méthode estimant, à partir de la distribution de la dose à la sortie, la distribution de la dose à distance. Ce sont là deux écoles différentes. Dans un programme d'assurance de qualité, le choix est éminemment philosophique. Les trois des méthodes actuellement pratiquées en Europe sont les suivantes : Dans l'approche du centre de Rotterdam (Daniel den Hoed), on emploie, d'après A. Rizzoti et coll. (1985) l'information du système de planification des doses pour prédire au niveau de l'imageur la distribution de la dose. Plus spécifiquement les coupes scanographiques du patient sont d'abord converties en équivalents eau (en présence d'une inhomogénéité, comme le poumon, le patient est virtuellement comprimé). Cette compression ou dilatation permet de définir, pour chaque point à la sortie du patient, une transmission, séparée en transmission primaire et transmission diffusée. Le changement de la transmission diffusée à une certaine distance derrière le patient est ensuite estimé par un kernel empirique, déterminé à l'aide de différentes mesures de fantômes où l'on considère trois paramètres : l'épaisseur du fantôme, l'étendue du champ et l'espace entre le fantôme et le détec- teur. En recombinant la transmission à grande distance du rayonnement diffusé, on obtient ainsi une estimation au niveau du détecteur de la distribution de la dose. Tandis que la méthode de J. van Dam et G. Marinello (1994) d'Amsterdam (NKI) part de l'information dosimétrique contenue dans l'imagerie, pour remonter à une estimation de la distribution de la dose à la sortie du patient, voire même dans un plan situé à l'intérieur du patient. La méthode suppose que l'image soit prise à plus de 50 cm de la sortie du patient. Dans ces conditions, on peut démontrer que le rayonnement diffusé qui contribue à l'image est relativement faible, (moins de 5 %) et qu'il est distribué de manière plus ou moins homogène. Dans cette hypothèse, on peut soustraire le rayonnement diffusé de l'image afin d'obtenir la dose primaire. Ensuite, le primaire est corrigé suivant l'inverse du carré des distances. La convolution se fait avec un kernel de diffusé, déterminé expérimentalement, pour obtenir la dose à la sortie. Ceci ne nécessite pas, selon ces auteurs, de données scanographiques. Dans l'approche de Louvain (J. van Dam et al, 1992), enfin, l'information part du système de planification des doses pour prédire la distribution des doses au niveau du détecteur portique. La dose à la sortie est séparée en dose primaire et en dose diffusée. La dose primaire est modulée, suivant l'inverse du carré de la distance, et la dose diffusée est modulée par une nouvelle fonction analytique qui a été expérimentalement contrôlée. Cette fonction admet que le nombre des particules émises par un ensemble de sources secondaires, situées à l'intérieur et qui à la sortie du patient traversent la surface par unité de temps, reste, par analogie avec le théorème de Gauss en électromagnétisme, le même à travers une surface plus grande correspondant à la plus grande distance. En d'autres termes, le flux des particules secondaires à travers ces surfaces est constant. Cette constance du flux implique que l'on peut du rapport des surfaces tirer, en fonction de la distance à la sortie, l'information nécessaire sur la décroissance du rayonnement diffusé. A partir des données ionométriques, dans l'axe du rayonnement derrière différents fantômes, une fonction analytique est établie. Cette fonction ne comporte qu'un seul paramètre, déterminé expérimentalement, selon l'énergie, et permet d'estimer l'apport du rayonnement diffusé à n'importe quelle distance. Le calibrage du détecteur se fait ici avec les films photographiques à usage dosimétrique. La détection photographique, très précise pour la détermination de la dose relative, est moins adaptée à la mesure de la dose absolue en Gy. Il est essentiel d'établir au préalable un programme de contrôle de qualité, non seulement du développeur, du fixateur et du densitomètre, mais aussi celle du logiciel. Il faut ensuite s'assurer que les films employés dans l'étude dosimétrique appartiennent au même lot, c'est-à-dire proviennent de la même ligne de production ayant le même badge. En ce qui concerne les imageurs électroniques, suivant le type de l'imageur, il y a lieu d'appliquer différents facteurs de correction à l'image pour obtenir une distribu- tion de dose relative ou absolue. Un exemple de l'emploi de l'imagerie portique pour remplacer les mesures in vivo dites à la sortie a été récemment publié par J. van Dam et coll. (1992). Cette dernière étude a démontré la possibilité d'employer la densité optique du cliché de contrôle, pour estimer d'un point de vue dosimétrique la qualité du traitement du sein. Il est possible d'employer l'imagerie portique pour remplacer les mesures à la sortie dites in vivo. Cependant, la précision de ces mesures est plus faible car il faut ajouter des erreurs introduites par les algorithmes pour recalculer la dose au niveau du détecteur portique à partir de la dose à la sortie ou vice-versa. Aussi, ce genre de mesure n'est-il pas, à plus grande échelle, possible, à condition que le processus soit bien ou très bien automatisé, que ce soit au niveau des calibrages du détecteur, qu'à celui de la distance du détecteur par rapport au patient, et à celle du logiciel, etc. La simple dosimétrie portique à deux dimensions permettrait effectivement de cerner dans le traitement, comme il a été montré plus haut dans le traitement du cancer du sein, des erreurs qui n'apparaissent pas en dosimétrie in vivo classique (par exemple, une mauvaise orientation du filtre en coin). Ce genre d'erreur peut très bien être éliminé, en appliquant au système des filtres supplémentaires de record and verify (Varis) sans pour cela devoir traiter le patient, à la première séance, selon une procédure inadéquate. La dosimétrie portique de ce type implique une approche statistique, où l'on définit les normes d'un bon traitement . Pour le développe- ment de compensateurs individuels par exemple, il faut de même se poser la question de savoir si l'emploi de la dosimétrie portique est le moyen optimal de développer un compensateur ou simplement de bien contrôler un compensateur ? Certaines écoles ne préconisent-elles pas que le développement des compensateurs ou encore le choix d'un filtre en coin est du ressort du système de planification des doses ou des modules associés au système de planification des doses. L'idéal serait de faire appel à une imagerie physiologique de qualité diagnostique pour visualiser. 2. 3. - Avènement de l'imagerie physiologique On peut ajuste titre rétorquer que l'imagerie fonctionnelle est déjà depuis longtemps présente, à savoir : en médecine nucléaire, où des gammas caméras offrant des coupes de ventilation perfusion pulmonaire; en ultrasonographie cardiaque, en montrant le mouvement des parois et des valves du c#ur; ou en fluoroscopie biplane standard révélant la cinématique articulaire ou la motilité gastro-intestinale. Alors pourquoi ce regain d'intérêt juste maintenant pour l'imagerie scanographique . physiologique ? C'est parce que la tomodensitométrie CT a évolué jusqu'à un point où avec un scanner CT de haute résolution nous pouvons commencer à structurer, en révélant par exemple la pathologie pulmonaire régionale avec une résolution sub- millimétrique. Le CT hélicoïdal multicouches conventionnel offre déjà la capacité de balayer en une seule apnée un volume axial significatifdu thorax ou de l'abdomen. . L'Imagerie par résonance magnétique (IRM) a atteint aujourd'hui des vitesses d'imagerie où des temps d'acquisition de coupe aussi petit que 67 msec. Ceci en même temps que l'émergence des coupes du scanner CT à faisceau d'électrons (EBCT) et du scanner CT 4-D multicouches polyconique de moins de 50 msec permet la saisie du mouvement du c#ur battant, le déplacement du diaphragme, le . passage du sang à travers les tissus ou perfusion, et la distribution d'une insufflation marquée avec un gaz radiodense. Les effets des interfaces air-eau sur le signal RMN sont en train d'être utilisés pour estimer les dimensions des alvéoles pulmonaires pendant qu' il semble être à l'#il un petit signal de rien du tout venant du champ pulmonaire dans une image RMN du thorax, et l'usage de l'hélium hyperpolarisé ou du gaz xénon est en train de permettre via la RMN l'imagerie de la structure pulmonaire. La résolution expérimentale de la RMN et du radioscanner CT a été construite de telle sorte qu'elle autorise une résolution de l'ordre des microns, procurant une visualisation des vaisseaux à l'interface vraie de l'oxygène délivré aux tissus. La Tomographie à émission de positron (PET), couplée au détail anatomique dérivé du CT aux rayons X et de l'IRM, est en train de produire des images des relations structure / fonction impliquées. La pratique de la Radiologie a toujours été hautement tributaire de la collaboration entre physiciens et ingénieurs électriciens pour aboutir à une physiologie intégrée. Dans les descriptions suivantes, nous passons en revue les approches actuelles d'imagerie et d'analyse d'images qui autorisent le médecin et le scientifique de commencer à quantifier et à visualiser, en réseau ou sur un seul appareil, la structure en même temps que la fonction. 2.3.1. - Imagerie physiologique en réseau informatique On peut pour ce faire disposer en effet d'un système d'appareils en réseau et d'une architecture PACS centralisée ou non comprenant dans la première alternative, une unité de stockage à délai court ou sinon un système d'archives décentralisés avec archivages multiples. La mise en #uvre réussie sur une large échelle de la thérapie image-guidée en réseau exige une infrastructure spécialisée, spécialement un réseau de haute performance, cartographie de surcroît sur le PACS d'un ensemble hospitalier ou même de plusieurs hôpitaux. Dans un environnement de recherche, ce réseau doit avoir des zones spécialisées de stockage réparties sur plusieurs sites qui fournissent un accès pointu et immédiat, nécessaire aux images clés. Pour satisfaire à n'importe quelles nouvelles exigences émergeantes, tel que lorsque les nouveaux systèmes et accessoires soient intégrés à l'infrastructure existante, la flexibilité du réseau et de ses composants est également requise. Il n'est donc pas possible de délivrer des images à un environnement thérapeutique complexe et intensif sans la collaboration et l'implication d'un département de Radiologie. Il y a donc une augmentation inévitable de la charge de travail pour le personnel et donc du coût de revient des actes. Le but poursuivi étant pourtant de créer, de décrire, de manipuler, et d'appliquer, à un coût additionnel minime, des images à un environnement thérapeutique avec une disponibilité, une fiabilité et une exactitude élevées. Il faut et c'est la clé du succès - une équipe multidisciplinaire devant comprendre des chirurgiens, des radiologues, des radio-oncologistes, des physiciens, et des ingénieurs dispensateurs d'images appropriées en même temps qu'un staff de soutien technique compétent, qui se mobilise en permanence autour de ce système. On sait par ailleurs qu'une architecture centrale d'une telle nature est vulnérable et qu'une structure décentralisée est en revanche redondante et débite, selon les sources, des données à des vitesses très différentes. Et, qui d'autres surtout que le Radio-oncologiste a par ailleurs besoin d'un dossier technique d'irradiation d'un patient ? Une telle organisation serait donc surdimensionnée pour un usage de routine en Radio-oncologie. En outre, le patient est unique et ne peut être, si ce n'est successivement dans le temps, réparti sur plusieurs machines en même temps. Le temps s'additionnant au temps et représentant un coût horaire en main d'oeuvre et une prise en charge plus longue, lorsque le patient doit successivement passer de l'un à l'autre avec multiplication des gestes, des mesures et de leurs conditions . d'exécution ; multiplication aussi du nombre d'interventions et d'intervenants ; multiplication enfin d'interfaces machine-opérateur (nombre de convolution nécessaire augmente) et d'opportunités d'erreur. Le réseau ne synchronise pas l'ensemble mais superpose les différents gestes et additionne leurs erreurs et imprécisions. Tout cela est, en ce qui concerne la Radiothérapie, dommageable et . bien compliqué : Trouver un moyen pour simplifier le maniement d'ensemble et la mettre à la disposition du plus grand nombre est l'objectif primordial affiché par cette nouvelle invention. Il n'en demeure pas moins que là où un réseau informatique dédié à la chirurgie image-guidée qui connecte, comme à l'Université d'Iowa (John W. Haller et al, . 2001), tous les appareils d'imagerie (CT et RMN) aux appareils de planification de traitement, aux consoles de radiochirurgie, et aux consoles chirurgicales, peut certes assurer en différé un transfert rapide et efficace des images à partir d'un appareil d'imagerie vers la console chirurgicale de navigation en salle d'opération. Le serveur du réseau fournit également des images aux PCs du pupitre de commande, . où la planification préchirurgicale peut être faite. Ceci n'est pas sans poser des problèmes en pratique radiothérapique. Jusqu'à présent, il n'était pas possible d'éviter d'irradier par ailleurs les tissus sains lors de la radiothérapie d'un cancer, car il n'y existait qu'un nombre limité d'angles de tir potentiels, le champ d'irradiation étant défini de façon figée. Avec l'accumulation dans la littérature de la preuve que la Radiothérapie peut être associée à une gamme de séquelles très tardives, certaines d'entre elles pouvant se manifester aussi tardivement que 20 années plus tard ou davantage après la thérapie initiale, il peut sembler intéressant que le patient cancéreux bénéficiant d'une survie longue ne soit pas, comme le pensent S. M. Bentzen et S. Dische (2001), dans la position du Roi Dionysus 1er envieux de Damoclès se réjouissant de la grandeur et de la joie plus brève d'un banquet luxurieux mais s'asseyant au même moment sous une épée en train de pendre par un seul poil de cheval au-dessus de sa tête. 2. 3.2. - Imagerie physiologie intégrée à la Radiothérapie En ce qui concerne d'autre part le contrôle des traitements plus sophistiqués, telle que la modulation d'intensité, il est bien évident que le seul moyen de contrôler la précision dosimétrique est de mesurer sur un fantôme avec un détecteur précis la modulation en intensité de la dose qui correspondrait à la distribution désirée. Si ce genre de mesures fait partie des critères d'acceptation d'un traitement et que l'on devra bien vite passer, d'un point de vue quotidien, à l'emploi en pratique de la . distribution de dose mesurée, en cours de traitement, par imagerie portique. Il ne fait aucun doute qu'à plus forte raison la collection permanente des données du système d'acquisition comme le propose ici le scanner à faisceau d'électrons (Imatron's C- 150 électron beam CT scanner. Electron beam CT scanning.) associé aux caméras à rayons X mesurant, dans un ensemble dit Bi-linac, les caractéristiques dosimétriques . des faisceaux ; celles sur les inhomogénéités du volume traversé par les radiations, lisibles sur les coupes scanographiques qui serait, en la matière, un must. Et c'est justement ce que réalise en permanence, comme nous le verrons dans le descriptif ci-après, le dispositif Bilinac-Imatron couplé à un serveur type console de dosimétrie en ligne et en temps réel du brevet n 01/01133. Comme on peut s'en . apercevoir, la Radiothérapie classique par faisceau externe utilise, même dans la technique la plus utilisé des feux croisés de l'état actuel de l'art, essentiellement les effets de freinage des particules dans le milieu intratissulaire. En effet dans une des formes de réalisation du dispositif Bilinac-Imatron, tel que le collisionneur SLC, on peut concevoir que pour l'irradiation aux faisceaux d'élect . rons que la collision se produise entre le faisceau d'électrons d'une part et le faisceau de positrons d'autre part et que pour l'irradiation aux photons que la collision se produise entre les deux faisceaux de même énergie ou d'énergies différentes. C'est le SLAC (Stanford Linear Accelerator Center) transformé en collisionneur linéaire médical ou mieux le J.L.C. japonais (Japan Linear Collider : . JLC-1 , KEK Report 92-16 ; 1992. ). La dosimétrie s'attelle ici à quantifier principalement, dans le volume cible, les interactions électromagnétiques des deux faisceaux d'irradiation simultanée. C'est pourquoi nous proposons pour ce faire de recourir dans la nouvelle invention aux logiciels qui ont déjà fait leur preuve sur toutes les consoles de dosimétrie et de simulation virtuelle disponible dans l'art et qui sont sur le marché depuis déjà au moins une vingtaine d'années. De plus en plus des procédures d'assurance de qualité sont développées en vue d'actes de radiothérapie conformationnelle au faisceau des rayons X à intensité modulée (IMRT) utilisant des collimateurs multi-lames dynamiques (MLC). La procédure vérifie un type de faisceau à intensité modulée des rayons X prescrit avec la visualisation beam eye's view (BEV) du faisceau, avant que la procédure de traitement ne soit appliquée à un patient. Elle vérifie que a) les fichiers de l'ordinateur séquençant les lames soient correctement transférés à l'ordinateur de contrôle de l'accélérateur linéaire ; b) le traitement puisse être correctement exécuté sans aucune erreur de la machine. Le système BIS [Beam Imaging System] d'image- rie rapide du faisceau consistant en un écran Gd202S de scintillation, une caméra charge-coupled device (CCD), et un ordinateur portable personnel (PC portable, Wellhofer Dosimétrie, Schwarzenbruck, Allemagne) a été proposé à cette fin. Des images de référence y sont dérivées des fichiers séquençant les lames et qui sont utilisés pour piloter un système MLC dynamique, comme celui du Varian Oncology Systems (Palo Alto, CA). Une méthode de corrélation a été développée par Ma et coll. pour comparer les mesures de BIS avec les images de référence calculées. Un coefficient de corrélation est calculé, en utilisant 26 champs corrects à intensité modulée, et qui s'est révélé être un discriminant fiable pour identifier les fichiers inexacts de délivrance de traitement. Cette étude de L. Ma et coll. (1997) a démontré la faisabilité pour utiliser le BIS et la méthode de corrélation, afin de réaliser en ligne les tâches d'assurance de qualité par le BEV, pour des champs de traitement RIM ou IMRT. Toutefois, le désir d'améliorer le contrôle tumoral local et la guérison de beaucoup plus des patients, atteints de cancer, couplé aux progrès de la technologie des ordina- teurs ainsi que des modèles des accélérateurs linéaires, a stimulé les développements des techniques de Radiothérapie tridimensionnelle conformationnelle. Des plans de traitement optimisés, ayant pour but de délivrer une dose élevée à la cible, tout en minimisant la dose aux tissus environnants, peuvent être délivrés par des champs multiples, chacun avec des traitements d'intensités du faisceau modulées (IMRT), du point de vue spatial, ou avec des traitements en tranches multiples ou tomothérapie. Pour délivrer des plans de traitement optimisés, la toute dernière méthode est l'arc thérapie à intensité modulée (IMAT = Intensity- modulated arc therapy) destinée à améliorer encore le ratio thérapeutique. Elle utilise un mouvement continu du statif, tel qu'en arc thérapie conventionnelle. A la différence de l'arc thérapie conventionnelle, la forme du champ, qui est conformé par le colli- mateur multi-lames, change au cours de la rotation du statif. Des distributions arbitraires d'intensité 2 D du faisceau, à des angles différents du faisceau, sont ainsi délivrées avec des arcs multiples du faisceau se superposant. C'est pourquoi un système capable de délivrer l'IMAT a été mis en oeuvre. Un exemple illustrant la faisabilité de cette nouvelle technique en tomothérapie est donné et discuté par rapport à d'autres schémas de délivrance, basés sur la tranche (C.X. Yu, 1995). Excepté pour la tomothérapie, le concept du Bi-linac est aussi apte à réaliser aussi bien l'IMRT que l'IMAT, voire une combinaison mixte des deux avec un gain de temps considérable et sans aucune augmentation pour le personnel de la charge de travail. La radiothérapie à intensité modulée (IMRT) est une nouvelle modalité de traitement conformationnelle, rendue possible par les progrès de la technologie du collimateur multi-lames (MLC), le modelage du faisceau en pinceau et les algorithmes d'optimisation inverse du traitement. Avec l'IMRT, les bénéfices tirés par le patient sont la sauvegarde améliorée de la dose aux tissus normaux et la possibilité d'escalade de la dose. Avec l'IMRT, le risque au patient proviendrait, estime-t-on, de l'erreur sur la dose. Pour ce faire, plusieurs sources potentielles d'erreur de dose ont été, d'une part, dénombrées : (a) les inexactitudes dans les contrôles d'un accélérateur et/ou d'un MLC ; b) celles sur l'installation du patient et/ou les mouve- ments d'organes ; et (c) l'inexactitude d'un algorithme de calcul de la dose. Et il s'agit, d'autre part, l'erreur humainejamais évaluée en pratique quotidienne. Il n'existe pourtant que trois niveaux seulement de vérification de l'exactitude d'un calcul de la dose par un système de planification du traitement d'IMRT, à savoir : (a) au niveau du manufacturier d'un système commercial de planification de traitement ; (b) en clinique, durant une phase de proposition d'un système IMRT ; et (c) dans les études du fantôme spécifique du patient. Pour que tout ceci soit utile, il faut parvenir à une mise en #uvre en temps réel. C'est justement ce que propose, dans une étude spécifique du fantôme du patient, le descriptif ci-dessus où un plan d'IMRT est d'abord généré avec une seule coupe scanographique du patient, contenant le volume cible. Les fluences optimisées du patient sont ensuite appliquées à une coupe scanographique d'un fantôme équivalent eau. L'étape essentielle pour recalculer les doses implique d'utiliser, eu égard à la géométrie du fantôme, le système IMRT. La vérification dosimétrique se situe pour le fantôme entre les doses mesurées et celles calculées. Une étude spécifique du fantôme du patient est une labeur intense. Pour la délivrance de l'IMRT par une fenêtre coulissante, une différence dans l'installation de l'unité moniteur entre les plans du fantôme et le patient peut compliquer la validation de l'étude du fantôme. Un caractère de bonus d'une étude sur fantôme est que l'étude vérifie si les contrôles d'un accélérateur et/ou d'un MLC est en train de se comporter, au moins pour le jour où l'étude a été réalisée, de façon adéquate. 2. 3.3. - Méthode et stratégie d'irradiation ciblée par intensité modulée L'irradiation thérapeutique proprement dite est toujours précédée par une préparation minutieuse. Il faut localiser tout d'abord, avec précision à l'aide du scanner et de l'IRM, la tumeur. Le médecin peut alors définir le volume de tissus sains à préserver. Il définit par ailleurs pour chacun des volumes la dose de rayons à délivrer. Puis il simule, à l'aide de l'ordinateur de planification-RIM, l'irradiation prévue. L'ordinateur divise la zone à irradier en différents champs, qui peuvent euxmêmes être subdivisés jusqu'à 44. 000 segments. L'ordinateur propose ensuite pour chaque champ un grand choix d'irradiations différentes, prenant en compte les effets sur les champs voisins ainsi que sur les différents segments, et permettant ainsi de mettre au point un plan d'irradiation sur mesure. On augmente, lorsque le rayonnement traverse la tumeur, l'intensité d'irradiation de ce segment. Si par contre l'irradiation passe en tissus sains, on diminue l'intensité. C'est ainsi que l'on crée un grand nombre de petits champs d'irradiation isodirectionnelle ayant chacun une intensité différente. Lorsque l'ordinateur a finalement calculé la meilleure stratégie d'irradiation, l'irradiation proprement dite au moyen l'accélérateur linéaire d'électrons peut alors débuter. Le faisceau des rayons débité par cet accélérateur linéaire est modelé dès sa sortie de l'appareil en trois dimensions par un collimateur lamellaire, formé de 120 lamelles en plomb ou en tungstène, pouvant chacune être actionnée de façon indivi- duelle, et qui tournent lors de l'émission dans les champs d'irradiation. Il est ainsi possible d'épargner avec une grande précision certaines zones tissulaires et de faire varier dans le champ d'irradiation l'intensité des rayons - dans les trois dimensions de l'espace : longueur, largeur et profondeur-. C'est à la précision de l'irradiation et surtout à l'augmentation de cette précision en même temps qu'à une différenciation plus grande entre la dose tumorale et la dose aux tissus sains, qui ouvrirait par ce biais la voie à une meilleure connaissance de la tolérance des tissus sains, que s'attelle encore comme nous l'avons déjà dit cette nouvelle invention. Pour atteindre cette précision, certains éléments sont indispensables : accessoires sans doute adaptés à une bonne immobilisation du patient ; acquisition tridimensionnelle exacte non seulement des contours externes, du volume tumoral et des tissus sains avoisinants, mais encore de leurs variations dans le temps ; un système informatique ainsi que des logiciels permettant de reconstruire en trois dimensions et en fonction iu temps ces données anatomiques, d'optimiser la technique d'irradiation et de cal- ;uler la distribution en 3-D des doses. La RIM permet certes d'obtenir le même taux de guérison des cancers qu'avec la radiothérapie habituelle, mais avec beaucoup moins d'effets secondaires, puisque le tissu sain y semble mieux préservé. Cette méthode permet d'augmenter la dose de rayonnement et donne, dans certains types de cancer, un meilleur taux de guérison. La RIM est particulièrement utile en cas des tumeurs se situant près d'organes sains ou présentant une structure tridimensionnelle ramifiée. On peut, dans la mesure où cette nouvelle technique est actuellement utilisée surtout pour les cancers de la sphère ORL, étendre dans le cadre de la présente invention son champ d'application au traitement des cancers de la prostate, des tumeurs gynécologiques ainsi que des cancers de l'enfant, où il est particulière- ment important de préserver les tissus sains. Mais, nous dit-on, le manque de personnel qualifié et d'appareils disponibles risquent d'en limiter l'utilisation. Au mieux une à deux personnes par mois pourraient bénéficier dans l'état de l'art actuel de la RIM. Ce qui en limite l'accès de façon drastique. D'où la nécessité dans le cadre de la présente invention de matérialiser constamment la cible elle-même, et non à un moment donné comme dans l'art ancien son ombre portée, et en déterminer ['isocentre. C'est ce que nous entendons, par opposition à la simulation dite virtuelle faite en l'absence du patient, par Simulation clinique (C. Mwanza-Chabunda, PhD Thesis, ULP ; 2000), où il existe une symétrie de transformation, dans la mesure où la symétrie veut aujourd'hui dire une similitude des parties opposées, la reproduction exacte à la gauche de ce qui est à droite (Violet-le-Duc) 2. 3.4. - Simulation avec l'imagerie physiologique En ce domaine aussi l'aspiration à bien faire n'est pas récompensée, faute d'une technologie adéquate de planification de la Radiothérapie. Le thème distinctif de cette nouvelle invention sera donc la notion de la permanence de la "démonstration" radiologique in situ d'une cible avec ses différents repères surfaciques dynamiques, là où l'art ancien a toujours eu recours au fantôme anthropomorphique figé et à des représentations historiques. La famille conceptuelle, à laquelle renvoie le mot démontrer , englobe de plein droit non seulement les variantes dures , dont les domaines d'application sont objectifs ; mais aussi les concepts aux contours variables, entre autres, mais statistiquement bien définies que, sous la technique de simulation virtuelle, introduisent mal finalement les termes de volume cible prévisionnel , PTV, de volume cible macroscopique, GTV, et de volume cible anatomo-clinique, CTV, etc. Toutes ces terminologies ont cependant pour visée d'établir les propriétés de l'objet de la simulation, le volume cible conformationnel. On se rend vite compte que l'acte clinique ne peut pas toujours être objectif, dans tous ces derniers cas où le fantôme inanimé est objectivé, et la précision de l'image scanographique bien lue ne peut être tout le temps de rigueur ; l'excellence scientifique de la méthode ne peut pas trouver son compte dans ce référentiel à géométrie variable. La planification tridimensionnelle de traitement et la simulation CT sont certes aujourd'hui largement utilisées pour le traitement d'une diversité des cancers. Comme par exemple au Stanford University Medical Center, où un examen CT de planification de traitement est obtenu avant l'irradiation thérapeutique du sein afin d'optimiser la distribution de la dose au sein traité et pour limiter l'irradiation du sein opposé, du c#ur, et des poumons. Dans un article dont résultats ci-après, Mehta et Goffinet (2001) passent en revue les découvertes fortuites qu'ils ont faites, dans des conditions de lecture a posteriori, sur une revue soigneuse de coupes utilisées à des fins de planification à partir d'une seule lecture d'une coupe scanographique unique. Entre 1997 et 1999, 153 patients ont en effet été adressé pour radiothérapie du sein ou de la paroi thoracique et ont de ce fait subi un examen scanographique. Les coupes de planification ont d'emblée été étendues pour inclure non seulement le sein, mais aussi le cou, le thorax, et le foie. Un résident et un Radio-oncologiste soignant avaient au préalable revu soigneusement chaque coupe, avant d'approuver le plan de traitement. Aucune découverte anormale n'a été faite alors, dans le département de Radiologie, par un soignant ni une imagerie diagnostique additionnelle ni une autre évaluation non plus, lorsque celle-ci s'avérait nécessaire, n'a été demandée. Ce sont ces 153 coupes séquentielles qui ont donc été revues, et 17 anomalies non-suspectées ont été observées (11 %). Les anomalies comprenaient le poumon (n = 4), le foie (n = 3), la vésicule biliaire (n = 4), l'oesophage (n = 2), les ganglions lymphatiques (n = 3), et le sein. Toutes ces anomalies qui stigmatisent l'erreur humaine ont été évaluées avec des examens d'imageries additionnelles et/ou des consultations appropriées. Quatre de ces anomalies représentaient des foyers additionnels de cancer (3 %) et modifiaient en conséquence le plan de traitement. Les résultats ont tout de suite plaidé en faveur du fait que les coupes scanographiques de planification de traitement tridimensionnel du cancer du sein devraient être soigneusement revues et au besoin refaites. Si dans cette institution, 11% de ces études de planification contenaient des anomalies, et 3 % démontraient des sites d'implication du cancer du sein non anticipés, c'est dans la scanographie extemporanée réitérée à chaque fraction de traitement que réside en ce moment le nerf véritable de la preuve du biais par rapport à la lisibilité de la lésion cible et de son évolution spontanée dans le temps ou sous l'influence du traitement. La lésion ne doit pas être, de façon non prévisible, une variable aux coordonnées aléatoires, telle que plus cette variable sera dispersée plus la variance sera grande. Et c'est cette idée de la preuve permanente et de la variabilité topographique de la lésion qu'il va falloir préciser et concrétiser avec cette nouvelle invention et mettre en place une symétrie entre le sujet et l'objet visé, tout en dépouillant du même coup de toute connotation d'artifice captieux l'assertion de simulation virtuelle . 2. 4. - Planification du traitement 3D et surveillance 2. 4.1. Balistique en visée scanographique différée et imagerie électronique extemporanée de contrôle La planification de la radiothérapie (RTP) est historiquement parlant devenue avec l'avènement dans les années récentes de la Radiothérapie conformationnelle une discipline de l'image intensive et un des premiers domaines dans lesquels à partir d'une imagerie l'information 3-D est, quand bien même dépendante de façon remarquable de la définition 3-D exacte de la cible et des structures non-cibles, de plus en plus cliniquement exploitée. En plus de l'affichage interactif du cadre en fil de fer ou des modèles façonnés de la surface anatomique des objets, ont été proposé des faisceaux de rayonnement, des appareils modifiants le faisceau ainsi que les distributions de doses calculées, l'utilisation significative de la visualisation directe pertinente de l'anatomie faite récemment à partir des données d'image, pour optimiser géométriquement la mise en place du faisceau, des systèmes dédiés, mettant en #uvre la fonctionnalité des normes des simulateurs de radiothérapie dans la réalité virtuelle sont commercialement disponibles. Des systèmes de simulation CT ( CT simulation ) qui reposent lourdement sur la visualisation 3-D et sur la projection des données d'image pour faire en sorte que la comparaison des radiographies simultanées, réalisées soit avec les radiographies de qualité diagnostique sur un simulateur soit réalisées avec des images morphométriques de mégavoltage, en utilisant les faisceaux thérapeutiques eux-mêmes. Bien que le calcul et l'analyse des distributions de la dose soient une composante importante de la conception de la radiothérapie, le ciblage géométrique avec optimisation basée sur l'information anatomique 3-D est fréquemment réalisée, selon Pelizzari et Chen (2000), en différée comme une étape complètement séparée et indépendante des calculs de la dose. D'autre part, l'association d'un scanner en vue de la tomodensitométrie (CT) et d'un simulateur de traitement, tel que dans le Sim-CT, Elektra Oncology Systems, a été évalué en situation clinique, en Belgique. La qualité d'image, les unités hounsfield (HU) et la linéarité ont été évaluées aussi bien pour leurs implantations que pour la planification de traitement. La dose additionnelle au patient a également été mise en lumière. Les données d'image sont acquises, en utilisant une rangée de détecteurs solides des rayons X fixés à l'extérieur pour intensifier l'image du simulateur. Trois champs de vue différents (FOV : 25,0 cm ; 35,0 cm et 50,0 cm) avec 0,2 cm ; 0,5 cm et 1,0 cm d'épaisseur de coupe peuvent être sélectionnés et le système admet à hauteur isocentrique standard un diamètre d'ouverture de 92,0 cm. La performance du CT a été caractérisée par plusieurs critères : la résolution spatiale, la sensibilité au contraste, la précision géométrique, la fiabilité des unités hounsfield et le niveau de production du rayonnement. Lajauge de résolution spatiale du fantôme de qualité NAQP (Nuclear Associates Quality Phatom) aussi bien que les fonctions de transfert de modulation (FTM) ont été appliquées pour évaluer la résolution spatiale. La sen- sibilité au contraste et les mesures des UH ont été réalisées au moyen du NAQP et un fantôme de conversion qui permet des insertions avec les différentes densités d'électrons. L'index de dose de la tomographie calculée par ordinateur (CTDI) du CT-option a été contrôlé avec une chambre d'ionisation configurée en forme de crayon. La planification de traitement et les calculs de la dose en vue de la correction d'hétérogénéité basée sur les images Sim-CT, générées à partir d'un fantôme anthropomorphique et à partir des 10 patients, ont été comparés aux plans de traitement similaire, basés en revanche sur les images identiques, de CT diagnostique (DCT). La dernière rangée des trous, qui sont distingués par lajauge de la résolution spatia- le du NAQP, a soit une largeur de 0,150 cm soit celle de 0,175 cm, dépendant du FOV et du filtre appliqué de reconstruction. Ces derniers sont constitués des courbes FTM montrant des fréquences de coupure allant de 5,3 Ip/cm à 7,1 Ip/cm. L'analyse de la régression linéaire des UH versus densités des électrons a révélé un coefficient de corrélation de 0,99. Le contraste, la taille du pixel et la précision géométrique se trouvent à l'intérieur des spécifications. Les valeurs de l'index de ladose de tomographie assistée par ordinateur de 0,204 Gy/As et de 0,069 Gy/As ont été observées avec des mesures de la dose au centre d'un fantôme de 16 cm et de 32 cm respectivement de diamètre du grand FOV. Les valeurs du CTDI des champs de petit FOV de 0,925 Gy/As et de 0,358 Gy/As qui est, dans des conditions similaires d'acquisition, d'un facteur dix fois plus élevé que les résultats obtenus à partir d'un DCT. Ces études sur fantôme ont montré un accord excellent entre les distributions générées avec le Sim-CT et les UH du DCT. Les déviations entre les réglages calculés des unités du moniteur et la dose maximum dans les trois dimensions étaient pour les plans de traitement basés sur ces deux UH inférieures à 1 %, que ce soit pour les simulations pelviennes ou thoraciques. Les études sur le patient ont, par après, confirmé ces résultats. Si le CT-option peut être considéré d'une part comme une valeur ajoutée au processus de simulation et les images acquises sur le système Sim-CT jugées adéquates pour le calcul avec correction des hétérogénéités des tissus de la dose, la bonne qualité d'image est compromise, cependant, par les valeurs élevées de la dose au patient. D'autre part, la charge considérable du tube à rayons X conventionnel limite fréquemment le Sim-CT à uniquement sept acquisitions d'images par patient et le système est par conséquent limité dans sa capacité d'effectuer la reconstruction tridimensionnelle voulue en entier. Ce qui n'est pas le cas des radioscanners 4-D intervenant dans la présente invention. D'autres équipes ont fait appel au CT portique, dans lequel les faisceaux de traitement aux radiations contiennent l'information valable pour la vérification de l'ajustage du patient. Ces faisceaux peuvent être utilisés pour la reconstruction CT portique. Cependant, l'utilisation directe pour la reconstruction des données du fais- ceau peut produire des images CT inadéquates, simplement parce que ces faisceaux couvrent seulement une partie du corps du patient obligeant de ce fait à recourir à des artifices de synthèse des données manquantes. C'est pourquoi H. Guan et coll. ont utilisé, pour reconstruire une image CT portique localement rehaussée, lesdits faisceaux de traitement en plus d'une série des faisceaux de projection CT régulière. Ils ont désigné cette approche par la reconstruction CT portique adaptative . La reconstruction de l'image a ainsi été réalisée par la technique d'un schéma à des niveaux multiples de reconstruction algébrique. Les résultats indiquaient, selon H. Guan et coll. (2000) que la qualité de reconstruction d'image portique adaptative peut être valable non seulement pour la vérification de la radiothérapie tridimensionnelle, mais applicable aussi à l'imagerie CT diagnostique. [I est un fait que lorsque la Radiothérapie (RT) est utilisée pour traiter des patients Ltteints de cancer, son index thérapeutique peut être significativement accru si le volume de la dose est taillé sur mesure pour égaler le volume cible tout en épargnant e tissu normal adjacent. C'est pourquoi la Radiothérapie conformationnelle moderle cherche à atteindre cet objectif en utilisant les faisceaux des rayons X à intensité nodulée, pour délivrer des doses de radiation élevées à la cible tout en protégeant le issu normal. Cependant, cette méthode fait appel à des spécifications rigoureuses, comprenant la stabilité par rapport aux faisceaux de traitement, du volume cible. Contrôler un traitement conformationnel avec une combinaison de tomographie de mégavoltage assistée par ordinateur à l'imagerie portique a certes augmenté en fréquence (S. Webb, 1997) mais pas nécessairement en efficacité. Dans les années récentes, en effet, nombre des études de faisabilité pour utiliser la reconstruction CT le mégavoltage ont été rapportées (A. Brahme et al, 1987 ; D. G. Lewis et al, 1992 ; H. Guan and Y. Zhu, 1998 ; Mosleh-Shirazi et al, 1998 ; Hesse et al, 1998 ; S. Midgley et al, 1998 ; K. J. Kuchala et al, 1999). Ces études ont par exemple utilisé des faisceaux coniques (M.A. Mosleh-Shirazi et al, 1998 ; S. Midgley et al, 1998) ou simplement des faisceaux en éventail (A. Brahme et al, 1987 ; D. G. Lewis et al, 1992 ; H. Guan and Y. Zhu, 1998 ; B. M. Hesse et al, 1998 ; S. Midgley et al, [998) ainsi que l'acquisition continue des données (K. J. Kuchala et al, 1999) ou encore une approche séquentielle, step-and-shoot (A. Brahme et al, 1987 ; D. G. Lewis ;t al, 1992 ; H. Guan and Y. Zhu, 1998 ; M. A. Mosleh-Shirazi et al, 1998 ; B.M. 1:esse et al, 1998 ; S. Midgley et al, 1998). Elles ont aussi utilisé des détecteurs comprenant un scintillateur GO (A. Brahme et al, 1987 ; D. G. Lewis et al, 1992) une barrette des cristaux de CsI(TI), une chambre à xénon (K. J. Kuchala et al, 1999), et des images portiques (H. Guan and Y. Zhu, 1998 ; B. M. Hesse et al, 1998 ; S. vlidgley et al, 1998). Le dosage impliqué dans ces études restreignait cependant leur extension à l'application clinique. L'utilisation directe des faisceaux de traitement aux radiations à la reconstruction CT portique serait désirable, puisque ces faisceaux ne peuvent pas donner en pratique de dose additionnelle au patient. Cette nouvelle approche n'est toutefois pas sans être problématique, puisque les faisceaux de :raitement ne couvrent seulement qu'une partie de la section transverse du patient. Non seulement les données tronquées ne peuvent pas donner une cartographie exacte lu coefficient d'atténuation, mais encore la région locale reconstruite n'a pas autour telle de structures environnantes essentielles. Une telle reconstruction peut avoir un usage limité dans la vérification de l'installation du patient et ses images sont loin d'avoir une qualité diagnostique. Quand bien même cette projection ne serait pas tronquée, le nombre des faisceaux peut en effet être trop petit (usuellement moins de 10) pour fournir par itération des images CT de qualité utile, à moins que l'arc ou la cyclothérapie ne soient utilisées. Pour s'attaquer à ce problème, Huaiqun Guan et coll. proposent d'acquérir, avant la radiothérapie, un petit nombre des projections entières (couvrant par exemple le contour cutané du patient) avec une faible dose de radiation pour servir à la synthèse des données d'image manquantes. Les projections acquises, à partir des faisceaux de traitement, pourraient alors être ajoutées aux projections complètes pour rehausser localement et de façon adaptative la qualité de l'image autour et à l'intérieur de la tumeur. Cette technique CT portique adaptative est une composition d'image qui peut aussi, semble-t-il, être appliquée au CT diagnostique (tomographie locale ou tomographie de la région d'intérêt), en vue de la réduction de la dose. Cependant, cette étude est focalisée sur la vérification de la radiothérapie à partir de cette image de composition. Des études antérieures de tomographie locale (K. Ogawa et al, 1984 ; P.V. Sankar et al, 1982 ; R.M. Lewitt, 1979 ; J.C. Gore and S. Leeman, 1980 ; A. I. Katsevitch, 1966 ; W.J.T. Spyra et al, 1982) indiquaient que les données de la projection tronquée faussaient l'exactitude quantitative de la reconstruction d'image (J.C. Gore and S. Leeman, 1980). Une approche générale pour améliorer l'exactitude de l'image de synthèse était d'extrapoler les projections tronquées en utilisant soit une continuité lisse des données soit une certaine information antérieure en rapport avec la forme de l'objet (K. Ogawa et al, 1984 ; R.M. Lewitt, 1979). Toutefois, les discontinuités des dérivées des projections peuvent encore produire des artefacts caractéristiques. C'est pourquoi ces auteurs jugent qu'ils ne pouvaient pas appliquer cette approche aux situations cliniques, mais qu'ils pouvaient prendre, toutefois, en plus des projections tronquées un nombre limité de projections complètes pour améliorer la reconstruction de l'anatomie du patient. C'est cette technique de reconstruction qu'ils ont appelé la technique CT portique adaptative pour la radiothérapie. Sinon en CT, la technique de reconstruction algébrique (ART = Algebraic reconstruction technique) semble fournir aujourd'hui, selon la littérature (R. Gordon, 1974 ; G. T. Herman, 1980) une meilleure reconstruction soit à partir de très peu de projections soit à partir des projections incomplètes que la méthode de convolution conventionnelle des rétroprojections (CBP, Convolution backprojec-tion). Le désavantage de l'ART est son faible vitesse de calcul (qui affecte également l'exactitude de la convergence), causée par la forte corrélation entre des projections consécutives a corrélation peut être minimisée lorsque deux projections orthogonales sont ajustées consécutivement. Dans ce but, un nouveau schéma technique de reconstruction algébrique (MLS-ART) à niveau multiple fut développé afin i'améliorer substantiellement l'efficacité de calcul ainsi que l'exactitude de la reconstruction de l'algorithme de ART (H. Guan and R. Gordon, 1994). Lorsque le VILS est utilisé, l'orthogonalité maximum des projections peut être, au cours de la reconstruction, maintenue pour l'ART. L'agencement du MLS, bien qu'il travaille mieux lorsque le nombre est une puissance de deux (alors que le MLS est l'ordre exact pour la transformée unidirectionnelle rapide de Fourier), s'applique à n'importe quel nombre de projections. Récemment, l'algorithme MLS-ART pouvait bien se faire de façon équivalente pour le CT portique adaptative avec un nombre limité de projections complètes plus les projections tronquées, puisqu'il a par exemple un avantage additionnel, la flexibilité. Une simple mise à jour de ces pixels tout au long des trajets des rayons, qui sont disponibles à partir des projections tronquées et qui laissent en dehors d'autres pixels d'image. Celle-ci n'est pas une tâche triviale pour la technique CBP conventionnelle. Dans cette étude préliminaire rapportée ici, l'idée je la reconstruction CT adaptative a été testée en utilisant la simulation par ordinateur dans les cas bi-dimensionnels. Comme la Radiothérapie conformationnelle utilise, en tant que composant du rétro-ajustage intégral ou optimal de l'accélé- rateur linéaire, le collimateur multi-lames (MLC) actuellement disponible dans le commerce, permettant de se protéger automatiquement des champs irréguliers par des mouvements assistés par ordinateur des lames multiples de tungstène (R. Corvo et al.). 2.4.1.1. Utilisation différée des données CT-scanner en Radiothérapie En ce domaine, le développement et la performance d'un système d'imageur de tomographie calculée (CT) à faisceau conique (CBCT = Cone Beam Comptuted Tomography), utilisant un panel plat à détection indirecte (FPI =flat-panel imager), a été récemment présenté par D.A. Jaffray et J. H. Siewerdsen (D.A. Jaffray and J.H. Siewerdsen : Cone-beam computed tomography with a flat-panel imager :Initial performance characterization. American Association of physicists in Médiane 2000 ; S0094-2405 (00) 01306-7. In Revue bibliographique du/. Radiol 81 ; 2000 : 1774. ). Le scanner multi-barrettes, Multi-detector row computed tomography (MDCT), avec le rendu volumique tri-dimensionnel (3D) offre une perspective unique sur l'anatomie et la pathologie. Le rendu volumique permet maintenant le temps réel, la modification interactive de l'atténuation relative du pixel, dans un nombre infini des plans et des projections. Développé encore à l'état de prototype pour une investigation préliminaire du système à projection conique, CBCT, dont on sait par ailleurs que ce type précis d'images est, du fait de la collimation du faisceau, multiparamétrique, et en vue de la localisation, basé sur le FPI des os et des tissus mous, en Radiothérapie. C'est à partir des projections acquises, au cours d'une rotation unique, que le système procure des données d'images volumétriques tridimensionnelles. Ce système emploie une matrice active de 512 x 512 de films de transistors d'a-Si : H minces et des photodiodes, en combinaison avec le phosphore luminescent. La performance d'une imagerie tomographique est quantifiée, en comparaison de chacun avec la performance mesurée sur un CT scanner conventionnel (qui est en soi au jour d'aujourd'hui une mauvaise référence), en termes d'uniformité de réponse, de linéarité de réponse, du bruit du voxel, du spectre bruit-énergie (NPS = Noise-power spectrum), et de fonction de transfert de modulation (MTF). La réponse est jugée, pour la géométrie employée et les objets considérés, uniforme à 2 % près et linéaire à 1 % près. Le bruit du voxel est, au niveau de 20 HU, comparable au CT scanner conventionnel. Les résultats du NPS et du FTM de Jaffray et coll. mettent en lumière les caractéristiques dépendant de la fréquence de transfert, confirmant ainsi que le système CBCT peut fournir, dans ces conditions, une haute résolution spatiale et ne peut souffrir grandement des niveaux des bruits additionnels. Pour des objets plus grands et/ou de faibles expositions, les niveaux du bruit additionnel doivent être réduits pour maintenir une performance élevée. Des études d'imagerie d'un fantôme de faible contraste et d'un petit animal (un rat euthanasie) démontrent qualitativement une excellente visibilité des tissus mous et une haute résolution spatiale (Or cette dernière est fonction, comme nous le savons, de l'échantillonnage de l'objet au moment de l'acquisition des données et de la discrétisation par conséquent dudit objet). La qualité de l'image semble être, pour ces auteurs, comparable ou supérieure à celle d'un scanner conventionnel. Ces résultats quantitatifs et qualitatifs démontrent clairement le potentiel des systèmes CBCT à faisceau conique de balayage, des imageurs à panel plat. Des progrès en technologie FPI (des convertisseurs améliorés des rayons X et des électroniques rehaussées, par exemple) sont anticipés pour permettre de haute performance au CBCT, destiné à l'imagerie médicale basée sur le FPI. Pourtant, pour répondre aux besoins autrement plus précis de la Radiothérapie, la recherche d'une technique d'irradiation optimale n'est pourtant pas une idée nouvelle et constitue depuis le début de cette discipline l'objectif premier du radiothérapeute, du physicien et du technicien ayant en charge l'élaboration du plan de traitement. Les performances actuelles des systèmes d'imagerie et d'informatique associées au développement de logiciels spécifiques, permettent tout simplement de concevoir et d'aborder de manière différente et surtout rapide l'acte de simulation . Faire mieux, moins cher et plus vite, c'est là que se situe le n#ud épistémologique du problème, concernant entre autres la détermination des volumes cibles (GTV, CTV, PTV) abordée à la résolution de laquelle s'attache par la présente invention ; les simulations cliniques ou virtuelles, 2-D ou 3-D ; la justesse de la visée balistique surtout ; et enfin la distribution de la dose, ses hétérogénéités tout comme son gradient de dose entre tissus sains et tumeur, eu égard aux hétérogénéités non-maîtrisées, ainsi qu'à l'outil mathématique devant faire passer beaucoup de temps à tout calculer, voire même à intégrer dans ce calcul toutes les incertitudes et paramètres divers, cumulant inexorablement en des sommes considérables des calculs déjà très fastidieux avec leurs erreurs additionnelles respectives sur toutes les évaluations respectives différées et exécutées séparément sur des outils différents avec des instruments différents. Dans l'art antérieur, le système est fait de manière à définir la cible dans un nuage de densité volumique large et imprécise capable à tout hasard de contenir la lésion, à l'instar du principe d'incertitude de Heisenberg, en Mécanique quantique, par rapport au temps d'observation et à la position exacte à un instant donné de l'objet. Seul un contrôle d'excellence scientifique, comme celui proposé par cette nouvelle invention, peut permettre une vérification objective de la visée, démarche en dehors de laquelle il n'existe pas de science à proprement parler. Cet élément perturbateur vient briser la symétrie de transformation permettant de rechercher un équilibre d'une autre nature. Ceci dans la mesure où plus d'incertitude est égale à plus d'irradiation inutile aux tissus normaux, et surtout plus de tissu tumoral loupé par la visée imparfaite. Concession faite au fondement philosophique voir au travers qui préside aux destinées du Radiodiagnostic, dont le refus de subir ces incertitudes a pour corollaire la diminution du niveau d'irradiation inutile des tissus sains. Il faut donc être à tout moment capable, en sciences radiologiques, de voir à travers et de contrôler exactement l'excellence scientifique et la qualité de ce que l'on fait. L'art actuel est en cela une fiction où la coïncidence des éléments du volume cible ayant existé ou existant est, dans la mesure où les choses évoluent constamment, tout à fait fortuite et échappe à tout contrôle voire même à toute prévision précise. Dans l'incertitude d'Heisenberg, en effet, la probabilité de trouver l'électron là où est le nuage de densité volumique est certes plus forte mais pas nécessairement précise. Toutefois, plus étendu sera ce nuage volumique plus précise sera l'équation employée. En matière de volume cible, moins épais sera ce nuage plus conformationnelle sera la stratégie d'irradiation, mais la probabilité de passer à côté de la lésion ou d'une grande partie de cette lésion augmente d'autant et paradoxalement la précision balistique s'éloigne encore un peu plus. Sachant que ce type d'incertitude appliquée au Volume cible, du fait du mauvais ciblage, et au facteur d'hétérogénéité de la dose tout comme de l'inexactitude géométrique dans le positionnement réitéré du patient peut varier, au cours de la radiothérapie externe, dans une proportion aujourd'hui, tant qu'il n'y aura pas un invariant référentiel à ladite transformation non-quantifiable. 2.4.1.2. Fusion des données CT-RMN et DDR en vue d'une Radio thérapie différée L'usage, dans le processus de planification du traitement, d'information MRI est encore onéreux et consomme énormément du temps. Des appareils électro-optiques ou des logiciels de post-traitement ont été spécialement conçus par W. Wagner et coll. (2000) contre le risque de distorsion de l'image. C'est ainsi que ces auteurs auraient réalisé, entre juin 1998 et juin 1999, la planification de traitement CT et IRM avec un positionnement du patient jugé identique chez 48 patients atteints des tumeurs cérébrales et chez 11 patients atteints de carcinome de la prostate, en utilisant les mêmes appareils qu'au cours de la simulation. La transposition d'organe et les volumes de la tumeur entre l'IRM et le cliché de simulation a été mis en place, en les superposant ensemble sur la brillance de l'écran au moyen d'une grille. L'IRM et les films de simulation ont été produit, en utilisant un facteur d'agrandissement identique. Pour les neuf patients atteints de tumeurs du cerveau et deux patients atteints de carcinome de la prostate de l'étude de Wagner, la transposition de l'information d'IRM sur les clichés de simulation montrait la nécessité d'une modification de la protection ou des portes d'entrée du traitement. La méthode simple de transposition directe des structures d'IRM dans les clichés de simulation résulte, selon ces auteurs, du processus lui-même de planification du traitement. Une protection individualisée peut d'ailleurs également être directement réalisée. Dans le but de démontrer l'utilité clinique des radiographies digitalement reconstruites (DRRs) basées sur l'imagerie de résonance magnétique (RMN) dans la mise en place et dans la vérification des patients ayant des lésions intracrâniennes, Ramsey et coll. (1999) ont étudié, en vue de planification du traitement et (en vue) de simulation virtuelle, les images RMN de 16 patients ayant diverses lésions intracrâniennes ont été obtenues. Des coupes transversales contiguës post-contrastes le cinq millimètres d'épaisseur pondérées en Tl ont été obtenues, en utilisant une antenne standard tête dans un scanner RMN General Electric Signa 1,5 T. Les RMN-DRRs ont été générées sur une console d'ordinateur de planification de traitement existant en utilisant, sans aucune modification spéciale, la technique de pseudo-densité . Les clichés de vérification en vues antérieure et latérale ont été pris par Ramsey et coll. (2000) pour chaque patient, en vue de la comparaison visuelle avec les DRRs basées sur l' IRM. Ils se sont assurés, grâce aux repères osseux comprenant les orbites, les sinus frontaux, les sinus sphénoïdaux, le meatus auditif, l'os nasal, l'os vomer, les apophyses mastoïdes, et le crâne, de l'alignement visuel utilisé par les médecins, les physiciens, et les thérapeutes, pour vérifier le positionnement du patient. Ils ont aussi identifié visuellement et corrigé celle des mauvais alignements de 3 à 10 mm, en utilisant, au cours de la simulation, la technique des DRRs basées sur l' IRM, développée et mise en #uvre cliniquement ainsi que la méthode pour l'utiliser visuellement. La qualité des RMN-DRRs générés en utilisant cette technique est tel que les médecins, les physiciens, et les thérapeutes peuvent facilement et en routine les comparer côte à côte avec les clichés des RMN-DRRs en simulation différée. Mais, il reste qu'il faut encore vérifier en cours de traitement, sans garantie de l'excellence scientifique, l'exactitude de toutes ces prévisions et la précision de leur application clinique. 2. 4.2. Vérification en cours de traitement de l'exactitude des prévisions Elle s'effectue en se basant sur l'imagerie portique électronique (EPID). L'étude U. Mock et coll. (1999) a par exemple estimé l'exactitude de la mise en place, en vue de la détermination des marges de sécurité (planning target volume, PTV), durant l'irradiation pelvienne pour des malignités gynécologiques. 25 patients subissant une irradiation pelvienne par 4 champs pour des malignités gynécologiques ont été analysés, eu égard à l'exactitude d'installation tout au long de l'étalement du traitement. Des images EPID régulièrement réalisées ont ainsi été utilisées, en vue d'évaluer systématiquement la composante systématique et celle des déplacements au hasard de la mise en place. L'harmonisation anatomique des images de vérification à celles de la simulation a été suivie de la mesure des distances correspondantes entre l'axe central et les caractéristiques anatomiques. L'analyse faisceau de section transversale circulaire est mesurée par rapport à une sphère en acier fixée à la table de positionnement du patient et qui doit coïncider exactement avec l'isocentre. Puisque les mesures peuvent être faites à tous les angles du statif (si cela est disponible) ainsi qu'à toutes les orientations possibles de la table du patient, ce système est jugé particulièrement adapté pour des mesures rapides et exactes de l'isocentricité du statif et/ou du support patient. Comme il est mesuré directement au positionneur de l'offset du faisceau, le système procure une vérification implicite du système total de traitement. Ce système a d'abord été développé pour un usage avec les faisceaux de proton, mais il peut être également utilisé de façon équivalente pour les vérifications de l'alignement d'un faisceau des rayons X d'un accélérateur linéaire ou d'une autre source. L'instrument de mesure est constitué d'un écran scintillant visionné par une caméra CCD, monté sur le statif en aval de la sphère. La sphère en acier n'est pas assez grande pour stopper les protons de toutes les énergies d'intérêt ; cependant, elle modifie toujours l'énergie et la direction des protons qui l'intéressent, en créant une région d'intensité plus faible (une ombre ) dans le point lumineux créé par le faisceau des protons frappant l'écran. La position est une mesure par rapport au point lumineux de l'ombre de l'alignement du système. Un algorithme d'analyse d'images a été développé pour une détermination automatique de la position, eu égard au point lumineux, de l'ombre. Les spécifications et l'analyse théorique du système ont été dérivés des simulations de Monte-Carlo, qui sont validées par les mesures. Barkhof et coll. (1999) ont ainsi démontré que le dispositif détecte les désalignements du faisceau avec une exactitude (1 s. d.), en accord avec la performance attendue de 0,05 mm. Cette exactitude est jugée plus que suffisante pour détecter le désalignement maximum de 0,5 mm autorisé. 2. 4.3. - Vérification de l'alignement d'un faisceau d'irradiation thérapeutique. Des erreurs au hasard de mise en place peuvent conduire pour un patient à des prédictions erronées de distribution de la dose calculée, en utilisant un modèle statique assisté par ordinateur (CT) ; ceci dans la mesure où les choses ne sont pas figées dans le temps et dans l'espace. Des recalculs multiples de la distribution de la dose couvrant une gamme de positions attendues du patient procurent une manière d'estimer une évolution de traitement. Cependant de nombreuses évolutions de traitement doivent être, du fait de la nature statistique des incertitudes de mise en place, simulées pour calculer une distribution des valeurs moyennes de la dose délivrée à un patient. Ainsi, les méthodes de simulation directe peuvent être consom- matrices du temps et peuvent être peu pratiques pour les applications du traitement en routine clinique. Des méthodes ont été proposées pour calculer efficacement via une convolution avec une fonction de distribution de probabilité (généralement Gaussienne), la distribution des valeurs de la dose moyenne qui décrit la nature dé l'incertitude de distribution de la dose (calculé sur un modèle CT statique). Dans un article, J. Barkhof et coll. étendent le calcul basé sur la convolution pour calculer la déviation standard sigma D (x, y,z) des résultats potentiels concernant la distribution des valeurs moyennes de la dose, et ils caractérisent la signification statistique de cette quantité en utilisant le théorème de la limite centrale. La planification tridimensionnelle inverse du traitement avec des faisceaux modulés fut par ailleurs appliquée à l'optimisation dosimétrique d'un volume cible prévisionnel (PTV) complexe (concave-convexe), façonné dans les régions cervicales et médiastinales supérieures par Esik et coll. (1997). La planification des 9 faisceaux coplanaires régulièrement espacés par 40 intervalles fut réalisée. Les propriétés des photons de 15 MV d'un accélérateur linéaire furent simulées. L'optimisation des profils de modulation de fluence fut pour chaque faisceau basée sur une définition des niveaux désirés/permises de dose relative dans le volume PTV prévisionnel ainsi que dans les organes à risques, tout comme une définition des forces de contrainte pour réaliser ces objectifs. Une délivrance adéquate de dose audit PTV et une protection de la corde spinale ont été, eu égard au risque de pneumonie radio-induite, jugées complètement réalisables. Pour des raisons de physique, aucune autre diminution supplémentaire de couverture du PTV n'était possible. C'est pourquoi le dépôt d'énergie radiante sur certaine partie critique des tissus normaux a effectivement été réduit par application d'un organe factice à risque. La planification inverse de la Radiothérapie conformationnelle des grandes tumeurs est bien entendu une méthode aussi efficace. Toutefois, la puissance de la technique est insuffisante lorsque la dose de tolérance du tissu normal environnant est trop faible et son effet de volume est élevé. Bien que requérant davantage d'interactions avec l'opérateur, l'introduction des organes factices à risque peut être, pour Esik et coll. (1997), d'un secours dans la réduction du dépôt d'énergie de radiation sur les tissus normaux. La dose en un point des tissus dépend d'une part du volume irradié, qui intervient par sa forme, son épaisseur et sa composition, et d'autre part de l'énergie radiante du faisceau d'irradiation. Ces deux facteurs ne peuvent pas être considérés indépendamment, car le faisceau est modifié par la présence du milieu et la dose en un point dépend de la quantité ainsi que de la qualité du rayonnement incident. De même que les caractéristiques physiques du milieu peuvent, en l'absence de toute irradiation, être cependant définies tout comme les caractéristiques du faisceau incident peuvent être définies en l'absence du volume irradié. On considère alors le faisceau sortant du générateur et n'ayant traversé aucun milieu matériel (en négligeant l'absorption et la diffusion par l'air). La distribution de la dose dans le milieu irradié dépend de l'énergie de rayonnement et des conditions géométriques, c'est-à-dire de la forme et des dimensions du faisceau et du milieu. Le système consiste, pour la dosimétrie bidimensionnelle, en un écran scintillant (fluorescent) monté du côté de la sortie du . faisceau d'un fantôme et il est observé par une caméra charged coupled device (CCD). La distribution de la lumière observée à l'écran est équivalente à la distribution bidimensionnelle (2-D) de la dose à la position de l'écran. Cependant et sans contester les bénéfices de tous ces artifices exposés ci-dessus, il est établi qu'ils ne permettent pas l'éradication du biais et ne maîtrise pas la mobilité physiologique . ou non de l'organisme. 2. 5. Simulation virtuelle et dosimétrie prévisionnelle 2. 5.1. Simulation de la trans-action d'énergie radiante Il est clair que l'exactitude requise de simulation pour un accélérateur linéaire de . l'art actuel dépend de l'exactitude requise des quantités des points à explorer à la fin. Il n'en est pas de même de la Radiothérapie par interaction multiple des faisceaux simultanés convergents sur une seule cible qui opère plutôt par kernels de diffusion d'énergies. Pour la planification du traitement de Monte-Carlo, l'exactitude des données électroniques de l'espace de phase est usuellement assurée . de telle sorte que les distributions de la dose de Monte-Carlo calculées puissent être compatibles avec les données mesurées dans l'intervalle de 2 % de la dose maximum (A. Kapur et al 1998, C-M. Ma et al 1999). Ces critères semblent être pratiques et aussi adéquats que l'incertitude sur les distributions de 1# de la dose mesurée cliniquement se situe, suivant les procédures de dosimétrie recommandée (cf. IAEA 1987, AAPM 1983,1991), usuellement aux environs de 2 %. L'incertitude de la dans la dose en un point en mesure clinique de routine dans un fantôme doit être plus vraisemblablement d'environ 3 % (Khan 1994). L'expérience a montré que l'accord entre les simulations de Monte-Carlo et les mesures par réglage fin des paramètres utilisés dans les simulations de l'accélérateur pourrait être mieux réalisé que 1 % (A. Kapur et al 1998, C-M. Ma et al 1999). Les mesures de haute précision pourraient être prédites, pour bon nombre d'auteurs (C-M. Ma et al 1993b, C-M. Ma and Seuntjens 1997), à l'intérieur de 0,3 % par les simulations de Monte-Carlo. Un tel accord semble être excessif pour les simulations cliniques d'un accélérateur, si l'incertitude dosimétrique reste à 2-3 % dans les données de dose utilisée pour la commande de la machine. Faddegon et coll.(1998) estimaient les diverses incertitudes de délivrance de la dose d'électrons et ils devaient conclure qu'une exactitude globale dans la dose de 5 % ou 5 mm dans l'emplacement des lignes d'isodose ou encore 5 % / 5 mm en raccourci, pourrait être réalisable si les '. doses relatives étaient calculées à 3 % / 3 mm (variation point par point de la dose à l'intérieur d'une distribution donnée de dose) et la dose dans l'eau par rapport à 2 % / 2 mm (Chang-Ming Ma and Steve B. Jiang, 1999). Ceci sans tenir compte de biais éventuel par rapport à la lésion non en permanence visualisée, en se référant uniquement à une image différée dans le temps par rapport au moment de la simula- . tion et donc forcément inadaptée à la situationjuste en cours. 2. 5.1. Temps de simulation en vue du dépôt d'énergies par trans-action L'inconvénient majeur de la méthode de Monte-Carlo est le temps de calcul requis pour obtenir une incertitude statistique acceptable dans les quantités simulées. C-M. Ma et coll. (1997a) ont rapporté que pour réaliser une incertitude statistique dans la distribution de la dose de 1 %, autour de l'espace de phase des électrons de 1 x 104, dans un fantôme de consistance aqueuse, des voxels cubiques de 1 cm3 étaient nécessaires pour chaque surface dans le champ de 1 cm2. Le nombre de particules par surface unitaire devrait augmenter pour des voxels plus petits, pour réaliser la même incertitude statistique. Rogers et coll. (1995a) ont par ailleurs montré que le . rapport du nombre des électrons par cm2 de l'espace de phase marqué sur le plan de marquage pour un champ de 10 x 10 cm2 par rapport au nombre d'électrons incidents à la fenêtre de sortie du vide et de l'énergie électronique incidente. Pour un accélérateur du type Varian Clinac 2100C, ce rapport était pour un faisceau d'électrons de 6 MeV d'environ 0,0002 et de 0,0008 pour un faisceau d'électrons de 20 MeV. Ceci signifie qu'on doit simuler jusqu'à des histoires de 5 x 107 en simulation d'un accélérateur pour réaliser l'incertitude statistique de 1 % spécifiée dans le calcul de la dose. Plus de 108 histoires d'électrons seront nécessaires pour un champ de 25 x 25 cm2 d'électrons de 6 MeV. Ceci peut requérir 300 heures de temps CPU sur une console SGI R4400 de 200 MHz (Rogers et al 1995a) ou un peu de jours de temps de CPU sur un PC Pentium Pro 200 MHz (Kapur et al 1998). Le temps total requis de CPU pour stimuler cinq énergies nominales des électrons et cinq applicateurs serait proche d'un mois. Beaucoup de processus itératif de réglage fin de l'énergie incidente des électrons et d'autres paramètres de l'accélérateur, le temps CPU global pour la commande de tous les faisceaux peuvent à proprement parler être de plusieurs mois. Il est clair que la plupart des centres de cancer ne possèdent pas de telles ressources de calcul ou d'expertise nécessaire au procédé de Monte-Carlo (Chang-Ming Ma and Steve B. Jiang, 1999). Au cours des deux dernières décades, des efforts significatifs ont été faits dans la modélisation de Monte-Carlo des faisceaux cliniques d'électrons provenant des accélérateurs médicaux. Beaucoup des résultats majeurs de cette procédure ont été abordés à travers les simulations détaillées de Monte-Carlo. De tels efforts ont été facilités par le développement du code BEAM. Des faisceaux d'électrons des divers accélérateurs cliniques ont été à différentes fins plus systématiquement étudiés par différents groupes de recherche. Pour améliorer l'élaboration d'accélérateurs, les constructeurs d'accélérateurs ont étudié les caractéristiques du faisceau, bien qu'ils n'aient publié dans la littérature aucun rapport détaillé. Les utilisateurs d'accélérateur ont aussi étudié l'information de l'espace de phase du faisceau pour dériver les données dosimétriques nécessaires, pour rendre plus exacte la mesure dosimétrique et exécuter les calculs de dose de planification de traitement de Radio- thérapie exacts. Il y a encore cependant une diversité de problèmes pratiques associés à l'exactitude de la simulation utilisant les techniques de Monte-Carlo de l'accélérateur (Chang-Ming Ma and Steve B. Jiang, 1999). 2. 5.2. Exactitude en situation de trans-action de la simulation du traitement aux rayons L'information la plus basique requise par une simulation de Monte-Carlo pour une tête de traitement est les spécifications des parties de l'accélérateur, tels que leurs emplacements, les dimensions et les matériaux. Sans connaître précisément les spécifications des composantes, les résultats de la simulation peuvent être d'une utilité limitée. Aussi semble-t-il de loin difficile d'obtenir l'information spécifique . adéquate provenant des manufacturiers sur un accélérateur (Udale-Smith 1992, D. W.O. Rogers et al 1995a). En raison de la valeur commerciale des spécifications détaillées des parties de l'accélérateur, les manufacturiers répugnent usuellement, à fournir l'information avec les détails nécessaires à la modélisation de Monte-Carlo. De plus, les accélérateurs nouvellement acquis sont souvent ajustés sur site pour les utilisateurs individuels, par la sélection par exemple des feuilles diffusantes ou de réglage du guide d'onde, pour harmoniser les caractéristiques du faisceau de la machine devant être remplacée, ou des machines existantes. La situation peut être davantage compliquée du fait de la remise en état, de l'amélioration ou de la mise à jour, de l'accélérateur. Les accélérateurs de même modèle ne pourraient comprendre les mêmes composantes exactement. Par exemple, le même type d'accélérateurs peut avoir différentes feuilles de diffusion, des filtres aplatissants, des chambres ou des applicateurs des moniteurs (Chang-Ming Ma and Steve B. Jiang, 1999). Il est par ailleurs difficile pour les utilisateurs de connaître en pratique l'information précise, telle que la taille et l'emplacement du point lumineux (impact), la distribu- . tion d'énergie électronique et la distribution angulaire, de l'espace de phase à la fenêtre de sortie du vide des électrons. En exécutant les simulations de Monte-Carlo du faisceau électronique, il était pratique de supposer d'ordinaire qu'à la fenêtre du vide de l'accélérateur se trouvait un faisceau en pinceau d'électrons mono- énérgétiques. L'énergie initiale du faisceau en pinceau est déterminée en harmoni- . sant les valeurs calculées et mesurées de certaines quantités dosimétriques, disons, R50 ou Rp (Udale, 1988 ; Udale-Smith, 1990, 1992 ; Keall and Hoban, 1994 ; D. W.O. Rogers et al, 1995a ; A. Kapur et al, 1998 ; C-M. Ma et al, 1999). On a trouvé que la courbe finale d'énergie incidente de la dose, à moins que le spectre soit très large (D. W.O. Rogers et al, 1995a). Cette approche s'est révélée pratique et . adéquate pour les calculs des doses en radiothérapie. L'introduction de ces procédures empiriques met cependant en question l'exactitude des résultats de simulation, telles que les caractéristiques des données réelles de l'espace de phase du faisceau, même quand la distribution de la dose finale s'accorde avec les données mesurées. Par exemple, le spectre d'énergie calculée n'est pas nécessairement une . représentation exacte du spectre réel. En plus, comme l'ont indiqué D. W.O. Rogers et coll. (1995a), il pourrait y avoir d'autres effets plus subtils, pour lesquels, cette approche peut être mise en échec. Il y a par ailleurs une pauvreté, selon Deasy et coll. (1996) des données expérimentales sur la fluence des faisceaux électroniques cliniques. Ainsi, il y a une raison pour établir encore un repère de la simulation de la . tête de traitement basée sur les mesures de fluence et de la dose, en utilisant un accélérateur de recherche avec une source et des détails bien connus de la tête de traitement (Faddegon et al, 1998, cités par Chang-Ming Ma and Steve B. Jiang, 1999). 2. 5.3. - Caractérisation du faisceau et modélisation de la source unique d'énergie radiante La raison importante de simuler une tête de traitement est d'obtenir l'information désirée de l'espace de phase du faisceau d'électrons pour la planification de traite- ment de Monte-Carlo. Les données de l'espace de phase générées avec le code BEAM contiennent presque toute l'information de l'espace de phase désirée (Rogers et al 1995a). Il y a cependant certains problèmes associés à l'application directe des données de l'espace de phase dans les calculs de la dose de Monte-Carlo (Ma and Rogers, 1995b,c ; Ma et al, 1997a ; Ma, 1998 ; Jiang et al, 1999). Puisque les carac- téristiques du faisceau sont usuellement différentes, même pour le même type d'accélérateur, il est nécessaire de simuler chaque accélérateur individuel, en vue de planifier le traitement, pour obtenir les données de l'espace de phase de Monte- Carlo. La production de l'information de l'espace de phase, en simulant la tête de traitement et son assurance de qualité ne sont pas une tâche facile, même avec le co- , de BEAM. Il requiert à la fois l'expérience de la simulation de Monte-Carlo et beau- coup plus de temps que ce qui est nécessaire pour proposer un système de planifica- tion de traitement électronique conventionnelle. Ceci place, selon Chang-Ming Ma et Steve B. Jiang (1999), une limite pratique dans une clinique ordinaire du cancer sur la mise en #uvre clinique de la planification de traitement de Monte-Carlo. Le stockage des données simulées de l'espace de phase de Monte-Carlo est un autre problème. Il a été découvert que les caractéristiques du faisceau des différents applicateurs d'électrons peuvent du fait de la variation des électrons collimatés différer significativement par les mâchoires mobiles et le diffusé provenant des attaches de l'applicateur (Zhang et al, 1998 ; Kapur et al, 1998). Ceci signifie que les , fichiers de l'espace de phase doivent être obtenus pour chaque énergie électronique par combinaison d'applicateurs. Afin de réaliser l'incertitude statistique de 1-2 % dans un fantôme constitué des voxels de 0,1-lcm3, des particules de l'espace de phase de 106-107 sont usuellement requises, dans une simulation de Monte-Carlo, en fonction de la taille du champ du faisceau électronique (Rogers et al, 1995a ; Zhanget al, 1998 ; Kapur et al, 1998 ; Ma et al, 1999). Pour un accélérateur linéaire clinique ayant cinq énergies nominales et cinq tailles d'applicateurs, ceci signifie plus de 108 particules d'espace de phase ou quelques gigabytes d'espace de disque d'ordinateur. Il est requis plus d'espace disque lorsque les données de l'espace de phase photonique sont également stockées. Ceci représente une charge significative pour les ressources limitées de l'ordinateur dans la plupart des centres cliniques. Evidemment une description plus concise, avec une exactitude suffisante du faisceau électronique clinique est nécessaire pour réaliser en routine une planification de traitement de Montre Carlo (Chang-Ming Ma and Steve B. Jiang, 1999). C'est pourquoi une méthodologie a été proposée pour remplacer le fichier d'espace de phase par un modèle de sources multiples avec des paramètres dérivés des données simulées de l'espace de phase (Ma et al 1993a, 1994, 1997a ; Ma and Rogers 1995b, Ma 1998, Jiang et al 1999). En se basant sur les observations que les particules provenant des composants différents d'un accélérateur ont une énergie, des distributions angulaires et spatiales différentes pendant que les particules provenant ). du même composant ont des caractéristiques très similaires, il a été considéré que les particules de différentes parties d'un accélérateur viennent des sous-sources différentes. Chaque sous-source représentait une composante critique de la tête de traitement et ses dimensions géométriques étaient déterminées par la composante en question. Chaque sous-source avait ses propres distributions de fluence spectrale et planaire dérivées des données simulées de l'espace de phase. En échantillonnant la position des particules sur les sous-sources et sur la surface du fantôme, la corrélation entre la position des particules et l'angle incident était naturellement retenue. Un programme spécial, le BEAMDP, a été écrit pour aider à dériver les paramètres du modèle de la source à partir des données de l'espace de phase, en utilisant le BEAM (C-M. Ma and D.W.O. Rogers 1995a, c). Ce modèle de sources multiples a été évalué contre les données de l'espace de phase entière pour les différents accélérateurs et les mises en place des arrangements du faisceau (C-M. Ma et al, 1997a ; C.-M. Ma, 1998, cités par Chang-Ming Ma and Steve B. Jiang, 1999). Il est possible d'appliquer le même raisonnement à plusieurs sources simultanées d'irradiation thérapeutique de la présente invention. Une procédure de commande pratique de la planification de traitement de Monte- Carlo du faisceau d'électrons a été proposée par C-M. Ma et coll. (1997c). L'idée était de dériver les paramètres du modèle basique de source des données simulées de l'espace de phase et ensuite de modifier les paramètres du modèle, basé sur les données mesurées du faisceau, de la source, pour la mise en #uvre clinique. C-M. Ma (1998) démontrait la faisabilité de cette approche, en utilisant un modèle de source multiple développé antérieurement (C-M. Ma et al, 1997a). En variant les bords du bac des spectres d'énergie pour chaque sous-source, les distributions de la dose calculées en profondeur en utilisant J'espace de phase reconstruit à partir du modèle de sources multiples pour une énergie nominale du faisceau harmonisée avec les distributions en profondeur de la dose pour une autre énergie nominale. En variant les bords de chaque bac de distribution de fluence planaire pour chaque sous-source, les profils latéraux calculés de dose utilisant l'espace de phase reconstruit à partir des modèles des sources multiples pour une taille harmonisée des champs avec les profils de dose pour une autre taille de champ (C-M. Ma 1998, cités par Chang-Ming Ma and Steve B. Jiang, 1999). Jiang et coll. (1999) ont davantage amélioré la méthodologie pour modéliser et proposer le faisceau électronique (C-M. Ma et al 1997a,c ; C-M. Ma 1998). Ils ont amélioré la représentation du modèle de la source ainsi que les algorithmes de recon- . struction et exploré le nombre minimum de sous-sources d'importance dosimétrique pour obtenir l'exactitude requise de proposition du faisceau. Cette méthode fut appliquée aux faisceaux d'électrons à partir de la machine Varian Clinac 2100C ayant un applicateur de type III. On a trouvé qu'un modèle de quatre sources était adéquat pour toutes les combinaisons énergie/applicateur. Le modèle de source . constitué d'une source ponctuelle d'électrons, une source ponctuelle de photons et deux sources étendues d'électrons. Le marquage du plan placé directement au- dessus de la surface supérieure du dernier gratteur n'était pas manipulé par le modèle de la source mais simulé séparément dans une simulation BEAM supplémentaire ou dans le calcul de la dose du patient. Le modèle fut repéré en . comparant les distributions calculées de dose avec le modèle et les données de l'espace de phase entière (Chang-Ming Ma and Steve B. Jiang, 1999). Mais, pour la cible il faut acquérir des données anatomiques. 2. 6. - Acquisition des données anatomiques . La délimitation précise du volume tumoral nécessite une acquisition tridimensionnelle des différents volumes d'intérêt, qui est obtenue grâce aux systèmes d'imagerie. La tomodensitométrie reste l'examen diagnostique répondant le mieux, non seulement en termes de contraste, aux critères requis de densités et de résolution spatiale, mais encore en termes de mobilité dans l'espace et le temps. . Cependant, l'imagerie par résonance magnétique nucléaire a permis jusqu'ici une meilleure appréciation du volume tumoral et peut être complétée par une fusion informatique d'images afin d'exploiter de manière simultanée les données acquises par la tomodensitométrie (TDM) et l'imagerie par résonance magnétique notamment par l'excellente définition de détail du TDM 4-D. S. Treves et coll. (1998) ont décrit une technique développée dans leur laboratoire permettant l'incorporation aux données de l'imagerie de toutes les informations disponibles, tels le SPECT et le PET, etc. ; que V. Mongioj et coll. (1998) ont évalué la précision de la fusion d'images TDM, IRM et SPECT en utilisant trois logiciels commercialisés différents. Ces techniques ont un réel potentiel d'amélioration de la spécificité des tissus tumoraux ; mais reste de l'ordre du seul scanner 4-D, tel que celui embarqué sur la présente invention. En ce qui concerne l'immobilisation, la première étape consiste en la confection d'un masque thermoformé, sur lequel des repères externes sont placés, indiquant . notamment la ligne médiane et la projection latérale du centre du volume tumoral et ensuite l'imagerie est réalisée dans ces conditions. Il est question dans la présente invention des moyens de confection assistée par ordinateur à partir de la seule TDM - 4D. Certains logiciels sont cependant capables de fusionner des images TDM et IRM, même si les deux examens ont été effectués dans des positions différentes. De . ce fait, les caractéristiques d'acquisition sont la conséquence d'un compromis entre la précision souhaitée pour la visualisation des volumes tumoraux et la nécessité d'inclure des organes à risque situés à distance du volume tumoral macroscopique et du volume cible anatomo-clinique. Support permettant des techniques d'irradiation par des faisceaux non-coplanaires, d'orientation quelconque d'incidence. 2.6.1. - Détermination des volumes cibles (GTV, CTV, PTV) Toutes ces dénominations sont en fait liées à la précision ou plus spécifiquement, dans l'art ancien, à l'approximation de l'instrument (examen clinique, examen macroscopique, imagerie 2-D ou 3-D, X ou RMN, etc. ), qui les détermine. Elles ont en effet été conçu, selon la détermination proposée en fonctionnement par tout un . chacun et selon l'accessibilité du plateau technique local. Compte tenu des évolutions théoriques et des inadéquations que cette évolution nécessaire a fait surgir, il nous a semblé qu'il faille actualiser à un certain niveau, la méthodologie condition de toute pensée conceptuelle à laquelle nous nous sommes livrés dans cette invention de la dualité opération - objet, la définition de la cible en radiothéra- i. pie, en même temps que l'outil. Dans la mesure où elle nous paraît procéder d'une certaine illusion que n'atténue pas toutes les garanties statistiques dont s'entoure, du point de vue conformationnelle, cette procédure de simulation ne s'inscrit pas dans un plan réellement révisionnel. Dans la mesure où cette détermination logique des systèmes opératoires n'est plus visée, dans l'art actuel, que comme une ombre ou une promesse d'objets. Le méta-niveau où se déploie la connaissance philosophique de l'objet n'est point celui, comme le laisse entendre le sujet même de la conformation, des formes mais celui plutôt comme un système de probabilité d'existence de l'organisation du réel. Il faut donc examiner de quelle nature est la consistance et la cohérence du tissu propre des concepts techniques qu'elle élabore et montrer par-là en quoi les aspects des faits isolés nous découvrent, quand on y prend garde, leurs déterminations fondamentales. De là, à passer aux conclusions logiquement enchaînées, qui rendent compte de la liaison symétrique interne entre les différents phénomènes de transformation, il nous faut mettre le concept de lésion cible sur pied, c'est ce que révèle exactement, par définition, les recons- . tructions 3-D du CT scanner. Ceci dans la mesure où la topographie de la lésion ne reste pas une variable aléatoire qui varie de façon non prévisible, et qui enlève tout son sens à la notion de volume cible prévisionnel . Aujourd'hui, le climat d'incertitudes créé par ce repli de la simulation clinique à la faveur des biais de visée balistique difficiles même avec la sophistication poussée de la simulation . virtuelle permanente et immuable à évaluer, dans le temps et dans l'espace. Contrairement à la simulation dite virtuelle, le nouveau concept technique de la simulation clinique introduit par le biais de cette nouvelle invention, qui rend compte non seulement des variations physiologiques mais aussi des mouvements volontaires du patient sur la table autour d'un invariant physique, la lésion cible, . telle que visualisé au moment t, par le CT. A ce moment de notre analyse, il semble que nous discernions de façon plus précise les contours de la difficulté technique. Car nous avons maintenant les moyens d'en comprendre le sens, dans la mesure où un processus expansif évolutif ne peut pas, comme c'est le cas de la cible en Radio- thérapie, être un être figé dans le temps sur des images même réitérées plusieurs fois . être réalisées à distance et donc censurées par intervalle plus ou moins long, par rapport au temps to, et présentées différemment sous formes des DRRs et des images portiques CT ou non-CT, qui vont des mois durant être longtemps encore la référence permanente entre l'examen diagnostique de départ, en passant par les simulations 2-D et/ou 3-D, ainsi que le contourage, jusqu'à la dernière séance de fin . du traitement aux rayons. Période pendant laquelle les contours de la lésion et de son environnement oscillent autour des valeurs que seul un bon estimateur peut donner exactement en même temps qu'ils se modifient en fonction du temps. Pourtant, la simulation virtuelle sur ordinateur a été conçue comme une simulation tridimensionnelle d'une technique d'irradiation, pour laquelle sur une représentation 3-D du patient est donnée une représentation 3-D des faisceaux d'irradiation thérapeutique. Les outils mathématiques de la simulation virtuelle donnent ensuite la possibilité d'optimiser les caractéristiques géométriques des faisceaux d'irradiation, puisqu'ils permettent par exemple d'approcher l'incidence optimale, capable d'exclure, pour cette incidence d'un faisceau donné, les organes à risques et de définir la forme des champs d'irradiation la mieux adaptée au volume à irradier. Mais seulement il faut, pour viser juste, avoir en joue la cible nettement identifiée et la seule manière de le faire c'est de travailler en temps réel sous CT-guidage. C'est autour de ce concept technique que s'articule, tel que dans le brevet n 01/01133, la nouvelle invention d'une irradiation thérapeutique CT-guidée présentée ci-après. 2. 6.2. - Délimitation des volumes d'intérêt Les contours externes et la moelle épinière peuvent être automatiquement reconnus par le programme de délimitation suivant une ligne d'isodensité indiquée par l'opérateur. Le volume tumoral macroscopique doit encore être relevé manuellement. En général, le volume tumoral macroscopique inclut les tissus captant le produit de contraste et l'#dème péritumoral pour les gliomes de haut grade, par exemple. Cette évaluation est, en situation post-opératoire, plus délicate lorsque l'exérèse a été complète et qu'il n'existe plus de prise de contraste. Dans ce cas, l'évaluation du volume tumoral macroscopique est basée sur les données de l'imagerie diagnostique préopératoire, malgré les incertitudes dues aux conditions différentes d'acquisition des images (position du patient, orientation des plans de coupe). Pour les gliomes de bas grade qui ne captent pas le produit de contraste, l'imagerie IRM, complétée par une fusion des images TDM-IRM, est jugée déterminante afin d'améliorer la précision de délimitation du volume tumoral macroscopique. Il faut cependant retrouver quelque chose dans le viseur. Pourquoi irradier la marge autant que la tumeur, alors qu'il y a moins de cellules cancéreuses à ce niveau ? C'est employer un marteau pour tuer une mouche dans la périphérie de la tumeur. Avantage de l'effet divergent de la collision des particules + diffusion isotropique d'énergie radiante + effet de la pénombre. Sachant que la diffusion signifie essentiellement le flux des particules radiantes secondaires. *En pratique les marges autour du volume dépendent de la nature histologique de la tumeur, du type de configuration spatiale (si cette information est connue) de la qualité de l'exérèse chirurgicale et de la proximité d'un organe à risque. Les logiciels doivent permettre des expansions anisotropiques, c'est-à-dire différentes selon les directions avec invaginations et bifurcations, etc. de la morphologie 3D de la lésion, afin de prendre en compte ces différentes contraintes ou d'exclure un organe dont la probabilité d'envahissement tumoral microscopique est nulle. Certaines publications insistent sur l'importance des variations dans l'évaluation du volume tumoral entre opérateur ou lorsqu'il est demandé à un même opérateur de tracer à nouveau, après un intervalle de temps suffisant, un volume tumoral. Lorsque neuf observateurs différents (neurochirurgiens, neuroradiologues et radiothéra- peutes) ont relevé le volume tumoral macroscopique chez cinq patients atteints de tumeur cérébrale inopérable (C. Weltens et al, 1998). C'est la part de subjectivité de la donne ! Cette observation illustre bien les difficultés liées à la détermination objective des volumes tumoraux ainsi que l'effort que devraient faire les cliniciens, en fonction des données histologiques, chirurgicales et de l'imagerie, pour mieux standardiser les limites anatomo-cliniques du volume cible. Le concept de volume cible anatomo-clinique est à ce titre particulièrement fondamental dans le domaine particulier des tumeurs cérébrales. Le Volume Cible 3-D objectif doit s'imposer à tous. Le volume cible prévisionnel (PTV) qui est, dans l'état de l'art actuel, inxdiffé- remment en 3-D ou en 2-D est défini par expansion automatique tridimensionnelle autour du volume cible anatomo-clinique. La valeur de la marge, qui dépend essentiellement du système d'immobilisation utilisé, des moyens et de la fréquence des contrôles de positionnement mis en #uvre, est en général de 5 mm car on estime d'office que les patients sont correctement immobilisés par le masque thermoformé . et les mouvements physiologiques du volume tumoral seraient négligeables (bonne profession de foi). Toutes ces données sont utilisées ensuite dans les procédures de Monte-Carlo à des fins de dosimétrie. 2. 6.3. Simulation de Monte-Carlo La simulation de Monte-Carlo du transport de radiation utilisée communément est . considérée comme étant, dans l'art ancien, une des méthodes les plus exactes de calcul de la dose de radiothérapie. Avec le développement rapide de la technologie des ordinateurs, la planification de traitement, en vue de la Radiothérapie, basé sur la technique de Monte-Carlo consiste en une connaissance détaillée des faisceaux de radiation provenant des accélérateurs médicaux ou d'autres sources différentes des . radiations. Une approche pratique pour parvenir à cette fin est de réaliser la simulation de Monte-Carlo du transport de rayonnement de l'accélérateur médical ou de ladite source. En outre, la modélisation de Monte-Carlo de la tête de la machine de traitement peut par exemple améliorer aussi la compréhension des caractéristiques cliniques du faisceau, aider à l'élaboration de l'accélérateur, ainsi qu'améliorer l'exactitude de la dosimétrie clinique en fournissant des données plus réalistes du faisceau. Le travail sur la simulation de Monte-Carlo des faisceaux cliniques d'électrons des deux décades passées provenant des accélérateurs médicaux est résumé dans l'article de Ma et Jiang (1999). La méthode de Monte- Carlo est par essence une méthode statistique de simulation. En ce qui concerné les problèmes de transport des radiations, il simule dans une direction donnée du faisceau d'irradiation les traces des particules individuelles en échantillonnant des quantités appropriées des distributions des probabilités régissant les processus physiques individuels, ceci en utilisant les nombres de (pseudo-) hasards générés par la machine. Les valeurs moyennes de quantités macroscopiques, telle que la fluence '. des photons primaires et secondaires, le spectre d'énergie et la distribution de la dose absorbée peuvent être calculés en simulant un grand nombre d'histoires des particules. La méthode de Monte-Carlo et ses applications en physique des radiations médicales ont sinon été discutées, spécialement en physique de la Radiothérapie (Radiophysique), dans bon nombre des publications (Burlin et al, 1973; Raeside, 1976 ; Nelson et Jenkins, 1980 ; and Bielajew 1984, 1990 ; Turner et al, 1985 ; 1985 ; et al, 1988 ; 1990 ; 1991 ; Andreo, 1991). Celle-ci a besoin d'être soutenu par une méthodologie rigoureuse de visée balistique. 2.6.3.1. - La balistique d'irradiation en clinique thérapeutique ). Au terme du relevé des différents contours, la balistique d'irradiation est déterminée sur la reconstruction d'un patient virtuel . Il faut pourtant retrouver quelque chose dans le viseur par une utilisation du patient lui-même qui n'est possible que sur un appareil apte à faire, pendant l'irradiation thérapeutique, des images en temps réel. L'intérêt des logiciels de simulation virtuelle pour la personnalisation et l'optimisa- tion du traitement ne se discute pas, sous réserve d'une bonne méthodologie. A ce titre, la visualisation beam's eye view (BEV) est un outil interactif, qui sans avoir les qualités d'une imagerie diagnostique est jugé indispensable, puisqu'il permet le choix tout en excluant les organes à risque des incidences optimales des faisceaux. Mais, il faut déplorer sinon que l'objet ne soit pas dans le viseur du système d'irra- ). diation thérapeutique de l'art ! si ce n'est son ombre plus ou moins portée. De même, la visualisation room's view est un mode de représentation essentiel visualisant l'enveloppe, sur une représentation tridimensionnelle du patient, de tous les faisceaux. Sont ainsi évaluables la divergence des faisceaux non-coplanaires et l'importance des recoupements des! champs sur le plan cutané. Ces méthodes aboutissent au choix du nombre de faisceaux à utiliser, de leur incidence optimale par rapport au tracé des contours des champs complexes. L'opérateur doit, dans ce dernier cas, comparer l'ajustement obtenu par l'utilisation d'un collimateur multi- lames à celui obtenu par caches personnalisés en cerrobend. La présence à proximité immédiate du volume tumoral d'organes à risque conduit fréquemment à utiliser des caches en cerrobend, pour éviter un effet escalier dû à la largeur des lames (MLC). En revanche, les collimateurs multi-lames MLC rendent possible l'automatisation de techniques d'irradiation de plus en plus complexes et peuvent associer, chez un même patient, des faisceaux coplanaires et non-coplanaires, des faisceaux de rayons d'énergies différentes, des filtres en coin avec des rotations de collimateur, etc. La balistique proposée est validée par une étude soigneuse de la distribution des doses dans différents plans complétée par la construction d'histogrammes dose-volume (HDV) afin de quantifier les proportions de volume tumoral et de tissu sain irradiés. La méthode la plus utilisée est celle de Monte- Carlo. ;. 2.6.3.2. - Modélisation par la méthode de Monte-Carlo La méthode de Monte-Carlo peut modéliser précisément les processus physiques impliqués dans une radiothérapie et elle est puissante dans le traitement de n'importe quelle géométrie complexe. Il est largement admis que la simulation de Monte-Carlo du transport des radiations est une des méthodes les plus exactes pour prédire les 1. distributions en radiothérapie de la dose absorbée. En particulier, la simulation de Monte-Carlo peut manier le rétrodiffusé provenant des matériaux de haute densité tel que l'os ou plus exactement que n'importe quel autre modèle de calcul de la dose existante les perturbations du diffusé par les cavités aériques (Rogers and Bielajew 1990, Nahum 1985, 1988, Mackie 1990, Rogers 1991, Andreo 1991, Bielajew 1994, Mohan 1997a). Le défaut majeur de la méthode de Monte-Carlo est devenu, de façon nominale du calcul intensif, beaucoup moins sévère du fait de l'augmentation rapide de la vitesse et de la baisse du coût des ordinateurs, et l'emploi des techniques innovantes de réduction de la variance (Ma and Nahum 1993, Holmes et al 1993). La simulation de Monte-Carlo est ainsi en train de devenir rapidement en pratique ). clinique de routine pour les systèmes de planification de traitement aux radiations la prochaine génération d'engins de calcul de la dose (Manfredotti et al, 1987, 1990 ; Al-Beteri and Raeside, 1992 ; et al, 1995 ; van der Zee, 1996 ; Kawrakow et al, 1996 ; 1997a, 1997b ; Hartmann-Siantar et al, 1997 ; Ayyangar and Jiang, 1998 ; De Marco et al, 1998 ; Solberg et al, 1998 ; Wallace and Allen, 1998 ; Wang et al, 1998 ; Ma et al, 1999). Un système de planification de traitement de Monte-Carlo de(s) faisceau(x) incident(s) nécessite en effet une information détaillée sur le patient. Afin d'initier le transport des particules dans le modèle CT du patient, l'information exacte sur la surface du patient de l'espace de phase concernant les particules est requise. Une mesure directe de cette information est très difficile, sinon impossible, pour un faisceau clinique du fait des intensités des radiations très élevées produites dans les faisceaux cliniques (Deasy et al, 1996). Le calcul des paramètres d'espace de phase du faisceau utilisant les méthodes analytiques n'est pas flexible et s'emploie usuellement, par exemple en ignorant les approximations des événements du diffusé '. de Compton d'ordre plus élevé (Desorby and Boyer, 1994). De façon courante, la manière la plus pratique d'obtenir l'information détaillée sur le faisceau incident est la simulation de Monte-Carlo de la tête de traitement (Petti et al, 1983a,b ; et al, 1985 ; et al, 1987 ; Rogers et al, 1988, 1995a ; Udate, 1988 ; Udate-Smith 1990, 1992 ; Chaney et al, 1994 ; Kassaee et al, 1994 ; Lovelock et al, 1994,1995 ; Sixel and Faddegon, 1995 ; Ma et al, 1997a ; Lee, 1997 ; Hartmann-Siantar et al, 1997 ; Liu et al, 1997 ; De Marco et al, 1998 ; Jiang and Ayyangar, 1998 ; Balog et al, 1999). En plus, l'information détaillée sur les faisceaux de radiothérapie possède une grande variété d'applications, en physique clinique. La simulation de Monte- Carlo des accélérateurs médicaux peut accroître la compréhension des caractéristi- ). ques cliniques du faisceau (des faisceaux), aider à l'élaboration d'un accélérateur et améliorer l'exactitude de la dosimétrie clinique en fournissant des données plus réalistes du faisceau (Ma et Jiang 1999) (des faisceaux), mais elle ne peut rien en revanche pour la précision de la visée balistique. 2.6.3.2.1. Simulations de Monte-Carlo pour les photons 5. Or si beaucoup d'investigations ont, pendant les 20 années passées, été réalisées sur la simulation de Monte-Carlo des faisceaux de photon provenant des accélérateurs médicaux ou des unités de téléthérapie au 60Co. McCall et coll. (1978) ont, quant à eux, exploré les effets des diverses cibles sur l'énergie moyenne des filtres aplatissants des faisceaux de photon, en utilisant, d'après Patau et coll. (1978) le ). code EGS3 (Ford and Nelson, 1978). Ils ont fait un travail de pionniers sur la simulation de Monte-Carlo d'un accélérateur entier au photon. Ils ont d'abord simulé la production des photons sur une cible en W-Cu, ensuite le transport à travers un filtre aplatissant desdits photons entre les collimateurs, ainsi que l'atténuation de ces photons dans les plaques des divers matériaux. Nilsson et Brahme (1981) ont exploré les photons contaminant, diffusés à partir des filtres aplatissants et des collimateurs. D'autres études ont encore été menées. Ainsi pour investiguer la contamination électronique des faisceaux de photon, Petti et coll. (1983a,b) ont par exemple simulé dans les grands détails une tête d'une machine de traitement, en utilisant un conditionnement de géométrie cylindrique pour approcher les diverses composantes de l'accélérateur linéaire. Tandis que pour calculer les spectres de photons et les distributions de fluence provenant des plusieurs accélérateurs, Mohan et coll. (1985) ont exécuté des simulations détaillées similaires basées sur le système EGS3. Une géométrie spéciale de conditionnement a été développée pour modéliser la forme exacte du filtre aplatissant. Han et coll. (1987) . ont aussi employé le code EGS3 pour simuler en détail la tête de traitement d'une unité de 60Co. Ils ont approché à cette occasion la géométrie complexe d'une unité de 60Co, la gaine de la source du Theratron-780 en tant que capsule source et l'ensemble du collimateur. Des études similaires des faisceaux cliniques de photon ont été réalisées, en utilisant le système de code EGS4 (Nelson et al 1985). Rogers et . coll. (1988) ont plutôt exploré les sources de contamination électronique dans un faisceau de 60Co. Chaney et coll. (1994) ont simulé les faisceaux d'un accélérateur de photon de 6 MV, pour étudier les origines du diffusé de la tête. Pendant que Lovelock et coll. (1994) simulaient les faisceaux de photon provenant d'une machine Scanditronix MM50 pour obtenir les caractéristiques du faisceau . nécessaires à la planification de traitement, un code utilisateur EGS4, McRad, fut le modèle générique de Monte-Carlo de photon de l'accélérateur linéaire, fut égale- ment développé par Lovelock et coll. (1995). Sixel et Faddegon (1995) ont simulé une tête de traitement Therac-6, en mode de radiochirurgie, en utilisant le code utilisateur EGS4 symétrique, FLURZ, avec l'algorithme PRESTA (Bielajew and . Rogers, 1987). Ils ont calculé les spectres des rayons X radiochirurgicaux de 6 MV avec et sans filtre aplatissant et ont comparé les résultats avec les spectres analyti- ques de la cible mince de Schiff et le spectre aplati de Monte-Carlo calculé par Mohan et al (1985). Pour étudier entre-temps l'effet de durcissement différentiel du faisceau par le filtre aplatissant, Lee (1997) a simulé le faisceau de 6 MV provenant . d'un accélérateur Varian Clinac 2100C en utilisant le code EGS4. Liu et coll. (1995) ont utilisé le conditionnement de Combinatorial Geometry pour caractériser les composantes de la tête de traitement, qui en tant qu'objets 3-D modélisés étaient combinées en utilisant l'algèbre Boolienne. Des simulations ont été exécutées avec le code ACCEPT du Système ITS 3.0 de Monte-Carlo (Halbeib and Mehlhorn, 1984). Le mode MNCP de Monte-Carlo (Hendricks and Briesmeister 1992 ; Briesmeister, 1993) était également employé pour modéliser les faisceaux cliniques de photons. Pour déterminer les paramètres utilisés pour le calcul de la dose dans leur modèle de source de photon du système PEREGRINE, HartmannSiantar et coll. (1997) ont simulé des accélérateurs linéaires (linacs), en utilisant le MCNP et le code EGS4/BEAM (Rogers et al 1995a). De Marco et coll. (1998) ont simulé, en vue du calcul de la dose dans un fantôme CT du patient, les faisceaux de photon provenant des accélérateurs linéaires Philips SL-15/25 pour obtenir l'information de l'espace de phase. Lewis et coll. (1999) ont aussi simulé un accélérateur linéaire Philips SL 75/5, en utilisant le code MCNP. Un autre système de Monte-Carlo, le PENELOPE (Salvat et al, 1996), a également été utilisé pour simuler les faisceaux de photon provenant d'un accélérateur Saturne 43 (Mazurier et al, 1999). Le code EGS4/BEAM (Rogers et al, 1995a) a été utilisé de façon extensive pour simuler les faisceaux de photon des divers types d'accélérateurs linéaires Liu et coll. (1997) simulaient les faisceaux de photon provenant d'une machine Varian Clinac 2100C et ils ont développé un modèle de source extrafocale, en analysant les résultats de la simulation, destiné au calcul de la dose utilisant une méthode de convolution / superposition (Mackie et al, 1985). Jiang et Ayyangar (1998) ont quant à eux simulé un accélérateur Varian Clinac 1800 et ont étudié l'effet de perturbation du compensateur sur les caractéristiques du faisceau de photon. Leurs résultats de simulation ont également été utilisés pour explorer la faisabilité et la nécessité de développer un système de traitement radio-chirurgical de Monte-Carlo (Ayyangar and Jiang, 1998) et pour étudier la perturbation de la dose provoquée, dans les petits faisceaux radio-chirurgicaux, par les inhomogénéités de haute densité (Rustig et al, 1998). Un rapport plus détaillé sur la simulation des faisceaux cliniques de photon utilisant le code EGS4/BEAM a été donné par Sheikh-Bagheri (1998). Balog et coll. (1999) ont étudié plus récemment la transmission inter-lames du collimateur multi-lames (MLC) en simulant le NOMOS MIMIC MLC attaché à un accélérateur linéaire GEORION 4 MV. Leurs résultats ont été incorporés dans la conception d'un MLC utilisé dans une machine prototype de tomothérapie (Mackie et al, 1993,1995). En simulant la tête de traitement d'un accélérateur MXE Siemens, Faddegon et coll. (1999) ont élaboré pour le faisceau de photon de 6 MV de cette machine un nouveau filtre aplatissant. Verhaegen et coll. (1999) ont appliqué le code EGS4/BEAM à la simulation des unités des rayons X de kilovoltage (kV) de radiothérapie. Ebert et coll. (1996) ont également revu certains travaux récents sur la modélisation des deux faisceaux cliniques photoniques et électroniques ensemble, en utilisant les deux méthodes analytiques et de Monte-Carlo (Ma et Jiang, 1999). C'est donc une modélisation statistique et un mode de fonctionnement qui s'adapte aux différentes conditions d'irradiation thérapeutique, notamment à l'électronthérapie, et qui peut être appliqué aux rayons X d'orthovoltage multi-faisceaux simultanés de la présente invention. 2.6.3.2.2. -Simulations de Monte-Carlo pour les faisceaux d'électrons Le calcul de la dose de Monte-Carlo de faisceau d'électrons fut considéré comme requerrant plus d'information détaillée de l'espace de phase du faisceau à la surface ). du patient que les faisceaux de photon (Mackie 1990). La difficulté était considérée, comparé aux simulations des faisceaux de photon, comme étant celle de la simulation des faisceaux du modèle de l'accélérateur (Rogers 1991). Le travail sur la simulation de Monte-Carlo des faisceaux électroniques peut être rigoureusement groupé en deux catégories. Les simulations incluent dans la première catégorie 5. étaient principalement exécutées, il y a une dizaine d'années, avec la puissance de calcul limitée. Un accélérateur médical devait être simplifié, en vue d'exécuter dans un cadre temporel raisonnable et une exactitude acceptable, la simulation de Monte- Carlo, à un ou deux composantes de signification plus dosimétrique, (Berger and Seltzer, 1978, Borell-Carbonell et coll., 1980, Rogers and Bielajew, 1986, Manfre- ). dotti et coll., 1987, Andreo et coll., 1989). Certaines études ont encore été réalisées dans cette voie, voire même plus récemment, pour investigateur l'influence d'un composant de l'accélérateur sur les caractéristiques du faisceau électronique, à un coût de calcul relativement faible (Keall and Hoban,1994 ; Ebert and Hoban, 1995b). La seconde catégorie inclut la simulation de Monte-Carlo d'un accélérateur 5. entier (Udale, 1988 ; Udale-Smith,1990, 1992 ; Kassau et al, 1994). Cette catégorie a été, depuis que le système OMEGA BEAM fut développé (Rogers et al, 1990, 1995a,b ; Mackie et al, 1990), grandement rehaussée. Depuis lors, la modélisation de Monte-Carlo des accélérateurs médicaux est devenue plus aisée et plus systématique. En raison de sa signification et du grand nombre d'applications, le ). système OMEGA BEAM est un système à part tout comme la modélisation de Monte-Carlo simulée par des faisceaux électroniques utilisant différents modèles de source, ce qui est une approche pour former le lien entre la simulation de Monte- Carlo des faisceaux électroniques et la planification de traitement de Monte-Carlo (Ma and Rogers 1995a, b,c, Ma et al 1997a, Faddegon et al 1998, Ma 1998, Jiang et al 1999). Ma et Jiang (1999) discutent finalement certains problèmes existants ainsi que les directions futures éventuelles pour la simulation de Monte-Carlo des faisceaux d'électrons générés par des accélérateurs linéaires médicaux. La radiothérapie aux électrons modulés (MERT) a été, en tant que moyen de délivrer la dose conformationnelle, proposée pour irradier les tumeurs peu profondes, tout en épargnant les structures distales et les tissus environnants. Des systèmes conventionnels de collimation de faisceau d'électrons sont un moment laborieux et intense dans leur construction et sont donc, selon M. C. Lee, S. B. Jiang et C-M. Ma (MonteCarlo and expérimental investigations of multileaf collimated électron beams for modulated électron radiation therapy. Med Phys 2000 Dec ; 2708-18. ) ina- déquats pour l'usage dans la délivrance séquentielle des champs complexes multiples requis par la MERT. Par ailleurs, des faisceaux d'électrons de haute énergie de la gamme de 150-250 MeV sont étudiés pour évaluer la faisabilité de la radiothérapie. Les résultats de simulation de Monte-Carlo à partir du code PENELOPE sont présentés et utilisés par DesRosiers et coll. (2000) pour déterminer le diffusé latéral et la pénétration de ces faisceaux. Ainsi il a été démontré que la pénombre est comparable aux faisceaux de photon à des profondeurs de moins de 10 cm et la portée pratique (Rp, Range pratique) de ces faisceaux est plus élevée que 40 cm. La distribution en profondeur de la dose des faisceaux d'électrons se compare de façon favorable avec les faisceaux de photons (DesRosiers et al, 2000). Si la simulation virtuelle ouvre encore, dans le choix et l'optimisation à l'aveugle de la technique d'irradiation thérapeutique, de nouvelles perspectives que dire alors de la méthode statistique de simulation et d'estimation clinique ? Outre des moyens technologiques importants, cette démarche qui est la simulation dite virtuelle, dont on connaît l'imprécision nécessite, néanmoins, un programme d'assurance de qualité adapté et une équipe pluridisciplinaire. Sur le terrain la réalité est de surcroît beaucoup plus complexe qu'il n'y paraît. Les toutes premières étapes égrenées ci- dessus ont permis d'approfondir les interrogations initiales et de tempérer les velléités de réponses immédiates, en ce qui concerne la qualité des objets modélisés. Mais ces derniers ont aussi été, comme nous le verrons ci-après, confortés et ils ont finalement permis d'organiser en un discours cohérent, grâce à un certain nombre d'a priori qui ont été injectés tels quels dans les propositions de travail quotidien du Radiothérapeute. Mais, on ne le sait que trop bien, on ne peut impunément conjuguer autant d'erreurs cumulées de mesures et d'estimations, dont la sanction n'est autre que l'imprécision croissante, et prétendre encore aspirer à une certaine science de la qualité, dont il n'existe pas d'outil autre que subjectif pour contrôler et confirmer l'autosatisfaction des uns et des autres concernant leur propre procédé. A chaque époque, la pensée scientifique évolue certes à l'intérieur des limites imposées par un outillage conceptuel et des méthodes disponibles d'observation. C'est dire par ce qu'une société se donne comme réel et comme possible . Il faut sinon faire mieux, plus vite et moins cher ! Ici la simulation virtuelle, rendue possible par l'informatisation galopante et la méthode statistique de la simulation clinique qui s'est par manque d'outil approprié de plus en plus éloignée de la pratique quotidienne de la Radiothérapie. Le manque de précision de l'appareil analytique utilisé dans l'art actuel conduit nécessairement à des lacunes et surtout . aux biais qui ne peuvent nullement être résolus par la seule physique statistique. Il y a une exigence en ce moment non satisfaite du recours au réel physiquement mesurable (la réalité clinique) où existerait une absence totale de variabilité des coordonnées et des contours de la lésion cible ou objectif de tir tout comme de la balistique des rayons qui l'atteignent comme un objet figé dans le temps et l'espace. . Dans ces conditions, les variances autours de la lésion sont toujours nulles et la topographie de la lésion est non seulement faussement prévisible mais jamais instantanément remise à jour et donc effectivement actualisée. Les approximations actuelles de l'art autour de la lésion cible dans son environnement et des différentes variations qui les accompagnent, notamment les contours et la densité structurelle, . ne permettent plus de constater cette situation clinique de manière simple. L'approche actuelle est telle que si les faits sont authentiques, ils sont pris au hasard parmi une population des phénomènes balistiques dont les écarts sont grands et non quantifiés par rapport à l'objet visé. Alors que les estimations précises avec des variances quasi-nulles sont, comme nous allons le démontrer dans l'invention que . nous décrivons ci-après, aujourd'hui possibles. C'est non pas la simulation virtuelle qu'il sied de réaliser mais plutôt une modélisation comportementale physiologique préthérapeutique par la méthode statistique de simulation et d'estimation instanta- nées de la présente invention. La maîtrise partielle de toutes ces analyses par un seul individu n'est bien sûr possi- . ble que grâce aux emprunts multiples faits de-ci de-là au grand nombre de publications récentes de la littérature qui ont eu pour objectif avoué, dans une perspective 3-D, de parfaire la planification de traitement et ce faisant le déroulement même de la phase de traitement, dans ses différentes étapes. Restituer donc sur leur arrière-fond philosophique et scientifique, la simulation et les théories de planification de l'organisation et de la préparation même du traitement aux rayons pourraient être considérés, avec la nouvelle invention, comme des points majeurs de rupture de la pratique radiothérapeutique. Dans ce nouveau cadre, les recherches et les hypothèses statistiques pionnières relatées dans la littérature abondante brièvement citée ci-dessus sont certes de mieux en mieux reçues. Elles le sont d'autant plus statistiquement significatives qu'elles ne proposent pas un bouleversement radical, mais plutôt un réaménagement pertinent et une association rigoureuse d'opérations diverses et diversifiées qui ne cumulent pas leurs erreurs méthodologiques. Mais, nous ne sommes pas en mesure d'étudier systématiquement des distinctions aussi fines. Seule cette manière de faire en rompant avec l'art ancien permet en étalant au grand jour des relations, d'étudier en cours de réalisation du traitement, entre structures cibles et non cibles, sachant que la notion centrale est ici la radiothérapie de conformation, dans laquelle aucun biais de visée ne peut plus être toléré. Le dépôt bien localisé de la dose des protons implique, dans les applications clini- @. ques, la nécessité d'une bonne exactitude géométrique des faisceaux protoniques. Dans la plupart d'installations de protonthérapie le faisceau protonique est délivré avec une ligne fixée, usuellement à l'horizontale, du faisceau incident et des champs multiples appliqués par des rotations et/ou seulement des translations du système de positionnement du patient. Avec l'introduction pour les faisceaux protoniques @. (Slater et al, 1992 ; et al, 1995 ; Flanz et al, 1995), des statifs parfois en combinaison avec une table de positionnement du patient ayant plus de trois degrés de liberté, les irradiations à partir d'un bon nombre des directions différentes, comprenant les directions non-coplanaires, ont été grandement facilitées. En plus de celle-ci, ces statifs sont substantiellement plus grands et/ou plus lourds que les statifs des électrons des accélérateurs linéaires médicaux. Ces développements ont rendu indispensable le contrôle de qualité de l'exactitude géométrique du système intégré. L'exactitude de l'incidence du faisceau par rapport au volume cible avec le patient est ce qui importe cliniquement. Mettant de côté le problème difficile de savoir où se trouve exactement le volume cible par rapport à la partie du positionneur (p. ex., le sommet du support patient) sur lequel le patient est installé, ceci signifie que l'on souhaite réaliser une bonne exactitude du faisceau-au-positionneur. Il est fréquent de contrôler séparément les déplacements du statif et ceux du support patient. Cependant, dans une telle approche, des erreurs de mesure peuvent s'accumuler et il est préférable selon Barkhof et coll. (1999) de mesurer directement l'exactitude du faisceau-au-positionneur. C'est le cas du système de positionnement du patient (PPS = Patient Positioning System) du Northeast Proton Therapy Center (NPTC) a trois mouvements translationnels et trois mouvements rotationnels (Flanz et al, 1999), qui procurent six degrés de liberté, mais n'offrent pas de possibilité de rotation native autour d'un point spécifique de l'espace. Des mouvements plutôt composés des plusieurs commandes, sous contrôle ordinateur, des man#uvres sont requis pour réaliser une rotation autour d'un point donné dans l'espace. L'isocentre du PPS, peut être localisé n'importe où à l'intérieur de l'espace de travail du manipulateur ; mais il est, bien sûr, choisi coïncider avec l'isocentre du statif. Cependant, l'exactitude avec laquelle ceci se produit dépend de la mécanique et du logiciel travaillant correctement. Pour s'assurer de façon conforme l'alignement exact, il peut être nécessaire d'exécuter quotidiennement des contrôles d'isocentricité et de l'alignement du système, comprenant le statif aussi bien que le PPS. Un outil a été développé, eu égard à un point de référence, pour la vérification de l'alignement du faisceau qui est fixé au sommet du support patient du PPS, pour qu'il puisse coïncider avec l'isocentre du statif. L'outil autorise, eu égard à ce point de référence, des mesures rapides d'alignement du faisceau à tous les angles du statif et à toutes les orientations possibles de PPS. Cette approche a évolué sur l'accélérateur linéaire vers un système utilisé en radiochirurgie stéréotaxique (Lutz et al, 1988), où un cliché est utilisé pour déterminer l'ombre d'une bille en acier. Ce prototype a été évalué pour son usage avec les faisceaux photoniques, mais il pourrait être utilisé de façon équivalente pour les contrôles d'alignement d'un faisceau des rayons X d'un accélérateur linéaire ou d'une autre source (Barkhof et al, 1999). 2. 6.4. - Réalité de la délivrance de la dose L'organisation permanente de la confrontation balistique - cible est à l'image de ce double mouvement : augmenter la dose totale au volume cible et réduire la dose aux structures environnantes. Le rapport volume tumoral sur volume cible d'une part et le rapport volume cible sur tissus sains environnants matérialisés par une série des coupes et des reconstructions 3-D, en rapport avec la cible, visualisant en pratique les différentes incidences du faisceau avec leurs caractéristiques propres est, dans la lignée de la réalisation brevetée du n 01/01133, principal objectif de cette nouvelle invention. Plusieurs essais ont par ailleurs confirmé l'intérêt de l'évaluation des erreurs en Radiothérapie. 2.6.4.1. Marges de sécurité et incertitudes de la localisation de la cible Mais, des incertitudes dans le repositionnement du patient et le mouvement des organes sont certes pris en compte, en définissant dans l'art antérieur un volume cible de planification (PTV), sans aucun moyen toutefois de les évaluer exactement notamment par rapport à la variabilité, dans l'espace et dans le temps, de leur topographie relative. Des recommandations se trouvent, selon Craig et coll. (2001), dans les protocoles existants non discutés ici de façon explicite en vue de l'élaboration du PTV. Une quantité appelée couverture a également été définie par ces auteurs pour quantifier de combien un PTV entoure effectivement le volume cible clinique et comment il est appliqué, en vue d'examiner l'impact de plusieurs facteurs. Une simulation stochastique est utilisée pour déterminer la couverture requise pour un équilibre désiré entre la probabilité de contrôle de la tumeur (TCP) et le volume irradié. Ils évaluent en utilisant un échantillon de l'anatomie, l'importance de la méthode utilisée pour ajouter ensuite les incertitudes, la forme de distribution des incertitudes, l'effet des incertitudes systématiques, et l'utilisation des marges non uniformes. Craig et coll. (2001) ont de plus examiné le bénéfice des techniques d'immobilisation des patients. Cet exemple indique qu'un objectif de 95 % de couverture est, pour ces auteurs, raisonnable (mais difficile à vérifier en cours de traitement) pour la planification du traitement. En utilisant comme valeur de comparaison cet exemple qui indique une addition de quadrature d'incertitudes, ils prédisent des marges plus petites (7 mm) que par addition linéaire (11 mm). Si la distribution gaussienne des incertitudes (7 mm) nécessite la même marge qu'une distribution uniforme (7 mm), les incertitudes systématiques ont, selon ces mêmes auteurs, un petit effet en dessous d'une valeur seuil (4 mm) sur le TCP et les marges non-uniformes ne permettent, d'après Craig et coll. (2001), qu'une réduction légère du volume irradié. Ils recommandent que les incertitudes puissent être généralement ajoutées à la quadrature, que la forme exacte de la distribution d'incertitudes ne soit pas critique, que les incertitudes systématiques puissent être maintenues en dessous d'une valeur seuil, et que les marges non uniformes puissent, lorsque les incertitudes sont anisotropiques et non quantifiables par rapport à une cible qui n'est pourtant jamais, être effectives dans l'espace et dans le temps, comme on se la représente, figée. Il y a donc déjà à ce niveau un biais de raisonnement auquel s'ajouteront bien d'autres de mesure. D'autre part, la nécessité d'oxygéner lesdites marges de sécurité autour du volume cible fait que les tumeurs solides et nécrotiques du cerveau répondent, par exemple, bien que les lésions nécrotiques contiennent souvent une proportion significative des cellules hypoxiques qui ne peuvent pas être re-oxygénées durant le court moment d'application unique de dose de traitement global plus facilement à la radiochirurgie. Mais, la vascularisation périphérique supplée suffisamment. En plus de l'action cytotoxique directe, ces cellules hypoxiques retarderaient, selon Kocher et coll., l'occlusion vasculaire suivie de mort cellulaire ischémique de la tumeur et elles pourraient contribuer à l'effet de la radiochirurgie. Notre conviction est qu'un étalement trop long laissant la place à une réparation cellulaire trop efficace et en revanche très néfaste pour la néovascularisation périphérique des structures environnantes ne va pas dans le sens de plus de contrôle tumoral. C'est pourquoi pour déterminer l'impact sur la réponse tumorale des deux effets possibles, une simulation 3-dimensionnelle par ordinateur a été développée et réalisée par Craig et coll. (2001) pour répondre aux données obtenues à partir de 90 patients traités à un accélérateur linéaire par radiochirurgie pour 1 - 3 métastases du cerveau avec des doses marginales moyennes de 20 Gy. Les taux de réponse complète étaient, pour les petites lésions solides (diamètre 0,4 - 1 cm), de 52 % (12/23) ; pour les grandes lésions solides (1,1 - 5,2 cm) de 28 % (17/60) ; et, pour les grandes lésions nécrotiques, de 12 % (6/50). Le modèle 3-dimensionnel de l'ordinateur simulait la grosseur des petites tumeurs solides et des grandes tumeurs, solides et nécrotiques, situées dans un stroma vascularisé. La fourniture d'oxygène, la division cellulaire de la tumeur par irradiation d'un faisceau unique à dose unique (modèle linéairequadratique, alpha/bêta étant égal à 10 Gy, le ratio de rehaussement d'oxygène étant égal à 3,0) et l'occlusion vasculaire dépendant du temps (alpha/bêta = 3 Gy) étaient modélisés par les techniques de simulation de Monte-Carlo, dont résultats ci-après. 2.6.4.2. L'effet oxygène sur l'efficacité de la Radiothérapie En la présence de néovascularisation, les tumeurs solides développaient une fraction hypoxique de 1- 2 %. Sans la néo-angiogenèse, la nécrose centrale survenait, et les tumeurs avaient une fraction hypoxique de 20-25 %. En simulant l'effet cytotoxique pure de la radiochirurgie, ni la relation dose-réponse des lésions solides de diifféren- tes tailles ni celle de grandes lésions ayant un aspect solide et nécrotique ne pouvait être reproduit à n'importe quel niveau donné de radiosensibilité. Ceci ne se produisait qu'en introduisant un effet vasculaire, qui conduisait à l'occlusion à la périphérie du volume cible de plus de 99 % de ces vaisseaux, endéans une année après irradiation. En la présence de l'effet vasculaire, la radiosensibilité apparente des cellules tumorales était augmentée de 50-100 %. Les calculs de la dose-équivalente de l'effet vasculaire montre qu'elle contribue pour 19-33 % à l'effet global de la radiochirurgie à dose unique. On ne peut donc parier, que la réduction du nombre de fractions bénéficiera comme en Radiochirurgie de l'effet oxygène. Cette étude de simulation suggère que les effets thérapeutiques de la radiochirurgie unique dans les tumeurs cérébrales malignes ne puissent pas être compris sans la prise en compte des effets vasculaires. Le modèle d'ordinateur pourrait servir comme base pour explorer des nouvelles modalités de traitement qui modifient les deux effets cytotoxiques et vasculaires de la radiochirurgie (Kocher et al, 2000), notamment comme nous l'avons déjà proposé par le dispositif Bi-linac Imatron adoptant résolu- . ment des marges négatives de sécurité ou la technique HBO. L'oxygène hyperbare (HBO) a, par ailleurs, dans une autre publication (Y. Kinoshita et al 2000), été proposé pour réduire l'hypoxie, en augmentant l'oxygène moléculaire dissout dans les tissus. Utilisant une technique d'imagerie par résonance magnétique (IRM), Y. Kinoshita et coll. ont montré que les modifications, après . exposition HBO, d'intensité du signal d'IRM s'expliquent dans la mesure où l'oxygène moléculaire paramagnétique se dissout et raccourcit le temps de relaxation Tl. Pour ce faire des cellules SCCVII transplantées chez les souris ont été utilisées. Les images RMN rehaussées en oxygène moléculaire ont été acquises, en utilisant un système RMN de 4,7 teslas avec une séquence de préparation inversion- . récupération rapide, lente, et à angle de tir (IR-FLASH) sensibilisant les effets paramagnétiques de l'oxygène moléculaire. Le signal RMN des muscles diminuait rapidement et retournait en 40 minutes après décompression au niveau de contrôle, tandis que celle des tumeurs diminuait graduellement et restait 60 minutes après exposition HBO à un niveau élevé. En revanche, dans le groupe à oxygène normo- . bare, le signal provenant des tumeurs ne montrait pas de changements significatifs. Ces données suggéraient que les changements du signal RMN des tumeurs et des muscles représentent une alternative d'oxygénation extra-vasculaire. La préservation de la concentration tumorale d'oxygène, après exposition à l'HBO, peut être eu égard à la thérapeutique adjuvante des patients cancéreux importante. C'est pourquoi . dans la mesure où cette donne est très importante et entre en ligne de compte dans la probabilité de contrôle tumoral ou celle de complication, nous avons toujours prôné de prendre des marges négatives de sécurité pour que perdure en périphérie, à défaut d'HBO, une zone de néovascularisation, qui n'est atteinte qu'indirectement par le pic de diffusion de l'interaction électromagnétique en milieu tumoral. 2.6.4.3. Probabilité de contrôle tumoral et probabilité de complication Le traitement aux radiations est basée en Radiothérapie sur la méthode statistique de modélisation plus ou moins physiologique une variable statistique à deux modalités : le tissu tumoral et le tissu non-tumoral. On sait que la distribution de probabilité d'une variable dichotomique est entièrement caractérisée par les probabilités PI d'une part, pour la proportion des cellules malades tuées, et P2 d'autre part, pour la proportion des cellules saines tuées ou complications. C'est ici que l'intervalle de fluctuation de la dose prend tout son sens en même temps qu'apparaît clairement l'importance de la visualisation instantanée ou scanoscopique de la lésion par rapport à son environnement. Dans le cas des PTVs de forme concave comprenant, par exemple, la prostate (P) et les vésicules séminales (VS), l'on attend de la radiothérapie à intensité modulée (IMRT) qu'elle améliore le ratio thérapeutique de traitement du cancer de la prostate. Dans cette optique, Fiorino et coll. (2000) ont, pour comparer l'IMRT par simples modulations 1-D et la thérapie conformationnelle 3-D conventionnelle (i. e. non-IMRT) dans le traitement des PTVs de forme concave comprenant P + VS, auparavant traité cinq patients ayant un PTV de forme concave (P + VS) entièrement traité à leur Institut avec la radiothérapie conformationnelle, les plans de conformation des 3 et 4 champs ont été comparés, en termes d'indices biologiques, aux plans IMRT. Les plans de l'IMRT ont été générés en utilisant cinq faisceaux équidistants avec une protection rectale partielle procurable grâce à la technique d'absorbeur unique ou single-absorber de modulation (Fiorino et al, 1995). La modulation était uni-dimensionnelle et la forme des faisceaux était au minimum unique dans la correspondance avec le 'noyau' rectal ; dans ce minimum, l'intensité du faisceau était égale à 20 ou 40 % de l'intensité du faisceau d'ouverture. Tous les plans étaient simulés, en utilisant un algorithme basé sur le faisceau en pinceau (avec des rayons de 18 MV) sur le TPS CADPLAN. L'approche est telle que si les événements de probabilité de contrôle tumoral (TCP = Tumor Control Probability) et les probabilités de complication du tissu normal (NTCPs = Normal Tissue Complication Probabilities) sont authentiques, ils sont pris au hasard parmi une population de phénomènes comptables dans les variances desquels interviennent, comme nous le verrons plus loin, plusieurs biais difficiles à quantifier. Pourtant, en raison de la puissance croissante de l'informatique, ces estimations sans biais sont aujourd'hui statistiquement parlant possibles. Un autre point majeur à évoquer concerne l'échappement thérapeutique. Des traitements aussi puissants que l'escalade de dose ont en effet leur faille sur laquelle l'art ancien n'a pas le moyen de mettre le doigt dessus, sans une visualisation extemporanée préalable de l'objectif visé par le tir de la fraction d'irradiation thérapeutique que propose la présente invention. Dans le but d'évaluer, par ailleurs, l'utilisation des distributions inhomogènes de la iose-cible, obtenues avec des plans de radiothérapie 3-D conformationnelle, avec ou sans modulation d'intensité du faisceau, W.R. de Gersem et coll. (1999) ont planifié, afin d'offrir la possibilité de ne pas augmenter les indices de toxicité aux tissus normaux et/ou d'augmenter les indices de contrôle tumoral du cancer pulmonaire non à petites cellules de stade III (NSCLC = non-small cell lung cancer), le traite- ment des 10 patients ayant le cancer NSCLC de stade III, utilisant une technique 3- D conventionnelle et une technique impliquant la modulation d'intensité du faisceau non-coplanaire (noncoplanar beam intensity modulation = BIM). Pour ce faire deux volumes cibles de planification (PTVs) ont été définis : le PTV1 incluait le volume tumoral macroscopique et le PTV2 incluait quant à lui aussi bien le volume tumoral macroscopique que microscopique. La simulation virtuelle définissait les formes du faisceau ainsi que les incidences, tant pour les orientations du filtre en coin (3-D) que pour les contours du segment (BIM). Les poids des faisceaux filtrés, celui des faisceaux non-filtrés, et des segments ont été déterminés par optimisation en utilisant une fonction objective avec une composante biologique et une composante physique La composante biologique incluait la probabilité de contrôle de la tumeur (TCP) pour le PTV1 (TCP1) et pour le PTV2 (TCP2), ainsi que la probabilité de complication du tissu normal (NTCP) du poumon, de la corde spinale, et du c#ur. La composante physique incluait aussi bien les doses maximum et minimum que la déviation standard de la dose au PTV1. Les distributions les plus inhomogènes de la dose cible ont été obtenues, en utilisant seulement la composante biologique de la fonction objective (optimisation biologique). En autorisant en plus de la composante biologique la composante physique, l'inhomogénéité du PTV1 semblait être réduite (optimisation biophysique). Comme les indices de toxicité aux tissus normaux, les valeurs NTCP aussi bien que les doses maximums ou les niveaux de dose aux fonc- tions pertinentes du volume de l'organe ont été utilisés. Lorsque l'optimisation, par rapport à la fonction biologique objective et à la fonction biophysique, a été réalisée l'inhomogénéité du PTV1 décroissait pour le 3D- de 13 (8-23) % à 4 (2-9) % (p = 0,00009) et pour les plans BIM de 44 (35-56) % à 20 (9- 34) % (p moyennes et maximum avec optimisation biologique étaient significativement plus élevées pour le 3-D aussi bien que pour le BIM (p La probabilité de contrôle tumoral (estimée par TCP1 x TCP2) était de 4,7 % (3-D) et de 6,2 % (BIM) plus élevée pour l'optimisation biologique (p = 0,01et p = 0,00002 respectivement). Le NTCP (poumon) aussi bien que le pourcentage du volume pulmonaire excédant 20 Gy étaient, selon W. R. de Gersem et coll. (1999), plus élevés avec l'utilisation de la fonction biophysique objective. Le NTCP (c#ur) était également plus élevé avec l'utilisation de la fonction biophysique objective. Le pourcentage du volume du c#ur excédant 40 Gy tendait à être plus élevé, mais la . différence n'était pas significative. Pour la corde spinale, la dose maximum aussi bien que le NTCP (corde) étaient, pour les plans 3-D (D(max) : p = 0,04 ; NTCP : p = 0,2) similaires, mais lorsque la fonction biophysique objective était utilisée, ils étaient significativement plus faibles pour le BIM (D(max) : p = 0,002 ; NTCP : p = 0,008). En utilisant les techniques 3-D conventionnelles, il semble que les distribu- . tions inhomogènes de dose offrent un potentiel pour augmenter davantage la proba- bilité de contrôle local non compliqué. En utilisant les techniques qui, telle que le BIM conduiraient à une escalade élevée des doses cible maximum, elles semblent être indiquées pour limiter l'inhomogénéité de la dose-cible afin d'éviter les niveaux de dose qui sont si élevés que la sécurité devient problématique (W. R. de Gersem et . al, 1999). Ces auteurs ont estimé que l'optimisation améliorait l'homogénéité des plans 3-D, le BIM de la dose à la cible et la dose minimum au PTV2 était spécialement diminuée par l'optimisation dans les plans 3-D. Après optimisation, les histogrammes dose- volume (DVHs) du poumon et du c#ur étaient déplacés (changés) vers les doses . plus faibles pour 80-90 % du volume de l'organe. Puisque le poumon est l'organe limitant de la dose dans le NSCLC de stade III, une dose minimum au PTV1 augmentée en même temps qu'une dose diminuée au volume pulmonaire principal suggérait un ratio thérapeutique amélioré. L'optimisation autoriserait 10 % d'escalade de dose pour les plans 3-D et 20 % pour les plans BIM, aux niveaux . d'isotoxicité du poumon et de la corde spinale. Quant à l'escalade de la dose, l'#sophage pouvait devenir une structure limitant de la dose, lorsque le PTV1 s'étend à proximité de celui-ci. L'optimisation utilisant une fonction biophysique objective autorisait, selon W. R. de Gersem et coll. (2000) une augmentation pour le NSCLC de stade III du ratio thérapeutique de planification de radiothérapie. Il ressort de cette étude que la prise en compte des faceteurs tant physiques qu'anatomiques a la vertu d'affiner encore plus la délivrance de la dose au volume cible. 2.6.4.4. - Simulation différée sur radioscanners dédiés L'intégration d'un CT scanner et d'un simulateur de traitement, Sim-CT, Elektra Oncology Systems, Crawley (UK), en vue de la tomodensitométrie a été étudiée en situation clinique par D. Verellen et coll. (1999). La qualité d'image, les unités hounsfield (HU) et la linéarité ont été évaluées aussi bien pour leurs implantations que pour la planification de traitement. La dose additionnelle au patient a également été mise en lumière par ces auteurs (D. Verellen et al, 1999). Le système de simulation CT de l'art antérieur offre la possibilité d'une intégration des volumes cibles de planification basée sur la scanographie (CT), ce qui permet de travailler sans la simulation conventionnelle. Schiebe et coll. rapportent l'évaluation quantitative de l'exactitude d'alignement du champ et de la position de l'isocentre, en utilisant le nouveau système de simulation virtuelle, AdvantageSim 4. 1 (GE), pour les différen- tes régions de traitement. Les données d'image sont, dans l'étude de D. Verellen et coll. (1999), acquises en utilisant une rangée des détecteurs solides des rayons X attachés à l'extérieur pour intensifier l'image du simulateur. Trois champs de vue différents (FOV : 25,0 cm ; 35,0 cm et 50,0 cm) avec 0,2 cm ; 0,5 cm et 1,0 cm d'épaisseur de coupe peuvent être sélectionnés et le système admet un diamètre d'ouverture de 92,0 cm, à une hauteur isocentrique standard. La performance du scanner CT a été caractérisée par plusieurs critères : la résolution spatiale, la sensibilité au contraste, la précision géométrique, la fiabilité des unités hounsfield et le niveau de production du rayonnement. La jauge de résolution spatiale du fantôme de qualité NAQP (Nuclear Associates Quality Phatom) aussi bien que les fonctions de transfert de modulation (FTM) ont été appliquées pour évaluer la résolution spatiale. La sensibilité au contraste et les mesures des UH ont été réalisées au moyen du NAQP et d'un fantôme de conversion qui permettent des insertions des différentes densités d'électrons. L'index de dose de tomographie calculée par ordinateur (CTDI) du CT-option a été contrôlé avec une chambre d'ionisation configurée en forme de crayon. La planification de traitement ainsi que les calculs, pour la correction d'hétérogénéité de la dose, basés sur les images Sim-CT, générées à partir d'un fantôme anthropomorphique aussi bien qu'à partir des 10 patients, ont été comparés aux plans de traitement similaires, basés sur des images identiques, mais en différée d'un CT diagnostique (DCT). Tandis que pour étudier la variation des chiffres tomodensitométriques (UH) d'un radioscanner CT basé sur un simulateur et l'effet de cette variation sur les calculs de la dose, J.C. Chu et coll. (2000) ont procédé de la manière suivante : Les images CT d'un fantôme cylindrique avec insertions multiples ont été obtenues, en utilisant un simulateur CT disponible dans le commerce (Ximatron : Varian, Palo Alto, CA). Les méthodes de corrélation linéaire et de Chi-carré du coefficient ont été utilisées dans un fantôme pour déterminer l'énergie effective des rayons X. Les chiffres scanographiques (CT) en unités Hounsfield (HU) étaient fonction de la taille du fantôme, de l'orientation, du champ de vue (FOV), de la distance à partir du centre, et du temps mesuré pour les diverses insertions. La modification des calculs de la dose due à la variation des chiffres scanographiques CT a alors été déterminée, en utilisant les méthodes de longueur du trajet équivalent (EPL = Equivalent Pathlength) et de convolution conique comprimée. Un effet de durcissement du faisceau (beam-hardening) significatif a été observé pour le simulateur-CT. Les chiffres CT du Sim-CT étaient par conséquent, plus sensibles à la taille du fantôme que ceux d'un CT conventionnel. Le chiffre du Sim-CT n'est pas sensible à des emplacements internes du fantôme et il est stable, sur une période de 6 semaines. Il est important d'utiliser le champ de vue (FOV) approprié pour des études Sim-CT ; en scannant un petit fantôme en polystyrène un grand champ de vue peut résulter en une augmentation de 120 HU dans le nombre CT au centre du champ. Toutefois, les variations du calcul de dose, dues à l'incertitude du nombre CT, n'excèdent pas 2-3 % pour les faisceaux de photon de 6-18 MV. Les images CT du simulateur ont été acquises avec des patients en position de traitement, et ces nombres CT sont pour, pour ces auteurs, utiles aux calculs de la dose basés sur le radioscanner CT (Chu et al, 2000). La dernière rangée des trous, qui sont résolus, dans la jauge de résolution spatiale du NAQP, selon le champ de vue et le filtre de reconstruction appliqués, soit à 0,150 cm soit à 0,175 cm. L'analyse de la régression linéaire des UH versus les densités des électrons a révélé un coefficient de corrélation de 0,99. Le contraste, la taille du pixel et la précision géométrique, font partie des spécifications. Les valeurs de l'index de dose de la tomographie assistée par ordinateur de 0,204 Gy/As et celle de 0,069 Gy/As ont été observées au centre d'un fantôme avec des mesures de la dose respectivement de 16 cm et de 32 cm de diamètre pour le grand champ de vue. Les valeurs du CTDI des champs de petit champ de vue de 0,925 Gy/As et de 0,358 Gy/As qui sont, dans des conditions d'acquisition similaires, d'un facteur dix fois plus élevé que les résultats obtenus à partir d'un radioscanner diagnostique (DCT). Les études sur fantôme ont montré un excellent accord entre les distributions générées par le Sim-CT et les UH du radioscanner diagnostique. Les déviations entre les réglages des unités calculées du moniteur aussi bien que la dose maximum dans les trois dimensions étaient inférieures, sur la base des simulations soit pelviennes soit thoraciques, pour les plans de traitement à 1 % sur ces deux UH ensemble. Les études sur patient semblent avoir confirmé ces résultats. Le CT-option peut être considérée comme une valeur ajoutée au processus de simulation et les images acquises sur le système Sim-CT, qui sont appropriées au calcul de la dose avec correction d'hétérogénéités des tissus. La bonne qualité d'image est, cependant, compromise par les valeurs de la dose relative au patient élevée. La charge considérable du tube conventionnel à rayons X limite, selon D. Verellen et coll. (1999), fréquemment le Sim-CT à sept acquisitions d'images par patient et le système est par conséquent limité dans sa capacité d'effectuer complètement la reconstruction tridimensionnelle. , Autre scanner dédié : l'ACQSIM de Marconi possède un arceau chirurgical sur le côté du scanner associé à un bras stéréotaxique, pour l'acte interventionnel, avec une plate-forme Pinpoint. Il s'agit d'un radioscanner de 4ème génération dédié à la Radiothérapie avec tous les logiciels de construction de faisceaux et de calculs intégrés de dose. Il ne peut prendre en considération que les images des scanners Marconi du fait des problèmes de référence patient qui se font sur le scanner. Des radioscanners dédiés ou non, répondant à ces applications sont disponibles chez la plupart des constructeurs. Il est nécessaire, à ce point du descriptif, de faire le bilan des informations apportées par la constitution des plans de traitement aux rayons. La scanographie et la simulation sont faites indépendamment de la thérapie proprement dite et à distance d'elle. La lésion cible qui subit chaque jour l'influence du temps reste certes cernée dans un intervalle de confiance donné, qui n'est pas nécessairement celle de la fluctuation de la cible et de son environnement, sans compter l'existence d'éventuels biais par rapport à la présence dans le temps et dans l'espace de la cible. Quoi qu'on fasse dans l'art actuel, la topographie et l'étendue demeurent en raison des déficits technologiques toujours incertaines. A ceci s'ajoutent, comme nous l'aborderons ci-après, les questions d'hétérogénéité des structures environnantes, de la variabilité physiologique des contours externes, de la contention sur table, de l'immobilisation et de vérification de l'exactitude et de la reproductibilité à chaque fois de la position du patient sur la table. 2.6.4.5. - Prise en comp te des hé térogénéi tés tissulaires Le radioscanner CT peut mieux que n'importe quelle autre modalité d'imagerie pour mieux lire les hétérogénéités intralésionnelles et périlésionnelles. En Radiothérapie, les faisceaux de traitement aux radiations contiennent l'information valable pour la vérification et l'ajustage du patient. Ces faisceaux peuvent être utilisés pour réaliser une reconstruction CT portique. Cependant, l'utilisation directe de la reconstruction des données du faisceau peut produire simplement des images CT inadéquates parce que ces faisceaux ne couvrent qu'une partie du corps du patient. Huaiqun Guan et coll. ont utilisé des informations supplémentaires provenant des faisceaux de traitement, en plus d'une série de projection CT régulière des faisceaux, pour reconstruire une image CT portique localement rehaussé. Cette approche est appelée reconstruction CT portique adaptative . Une simulation sur ordinateur a démontré les avantages de cette approche. La reconstruction de l'image a été réalisée par la technique de reconstruction algébrique d'un schéma à niveaux multiples, qui prend du temps. Les résultats, selon Huaiqun Guan et coll. (2000), indiqueraient que la qualité de la de l'image portique adaptative pouvait non seulement être valable pour la vérification de la radiothérapie tridimensionnelle, mais aussi applicable à l'imagerie scanographique (CT) diagnostique. 2.6.4.5.1.- Conditions d'hétérogénéité non maîtrisée de la distribution de la dose (mouvements internes du Volume Cible et mouvements externes volontaires et involontaires du patient et de l'opérateur). La planification tridimensionnelle (3-D) du traitement a souvent été réalisée, lorsque le patient respire librement, avec l'hypothèse de travail que les images de tomographie calculée (CT) représentent la position moyenne de l'image alors qu'en réalité celles-ci sont généralement faites en apnée forcée. S. Shimizu et coll. (2000) ont par exemple investigué sur l'impact du mouvement respiratoire sur les images CT des petites tumeurs pulmonaires, en respiration spontanée, en utilisant le balayage CT séquentiel avec la même position de table. Utilisant une seule coupe scanographique (CT) préparatoire à la respiration spontanée, le support patient était fixé à une position où chaque tumeur montrait sur l'image son diamètre maximum. Pour 16 tumeurs, plus de 20 images CT séquentielles ont été prises toutes les 2 s, avec un temps d'acquisition d' 1 s survenant au cours de la respiration spontanée. Pour chaque tumeur, la distance entre le plateau supérieur de la table du radioscanner CT et le bord postérieur de la tumeur a été mesuré pour déterminer si le bord de la tumeur a été, au cours d'une respiration normale, suffisamment inclus dans ledit volume cible prévisionnel (PTV). Dans le balayage CT séquentiel, la tumeur elle-même n'était pas visible dans la tranche d'examen dans 21 % des cas (75/357). Il y avait des différences statistiquement significatives entre les tumeurs du lobe supérieur (39,4 % ; et les tumeurs du lobe inférieur (0 %, 0/89) (p 0,01) ainsi qu'entre les tumeurs du lobe inférieur et les tumeurs du lobe moyen (8,9 %, 4/45) (p 6,4 mm (2,1 - 24,4). La planification tridimensionnelle du traitement du carcinome pulmonaire pourrait sous-doser de façon significative beaucoup de lésions, spécialement celles du lobe inférieur, dans la mesure où existe un biais de visée. Or une marge de sécurité excessive pourrait a contrario remettre en question un quelconque bénéfice additionnel du traitement 3-D et par conséquent le concept technique lui-même de conformation de l'irradiation thérapeutique, qui nécessite une certaine rigueur dans la précision de visée balistique. Plus de recherche reste encore nécessaire donc pour déterminer comment faire pour contrôler non seulement le mouvement respiratoire ; mais tous les mouvements volontaires et involontaires autour de la topographie exacte de la lésion cible, au fil du temps. 2.6.4.5.2. - Surveillance de l'irradiation par CT portique L'autre aspect d'utilisation du radioscanner CT est l'escalade in situ de la dose que permet davantage de précision par rapport aux méthodes actuellement en usage dans l'art ancien. Il est un fait que lorsque la Radiothérapie (RT) est utilisée pour traiter des patients atteints de cancer, son index thérapeutique peut être significativement accru si le volume de la dose est taillé pour égaler exactement le volume cible tout , en épargnant le tissu normal adjacent. La Radiothérapie conformationnelle moderne cherche à aborder le résultat en utilisant les faisceaux des rayons X à intensité modulée pour délivrer à la cible des doses de radiation élevées, tout en protégeant le tissu normal. Cependant, cette méthode fait appel, eu égard aux faisceaux de traitement, à des spécifications strictes, comprenant la stabilité du volume cible. . C'est pourquoi on s'arrête souvent à une seule coupe scanographique pour les données anatomiques et à des mesures sur fantôme. Vérifier le traitement conformationnel avec une combinaison de la tomographie de mégavoltage assistée par ordinateur et l'imagerie portique tendrait à augmenter en importance. Dans les années récentes, bon nombre d'études de faisabilité pour utiliser la reconstruction CT de mégavoltage ont été rapportées. Ces études ont utilisé des faisceaux coniques ou des faisceaux en éventail associés à une acquisition continue des données ou à une approche séquentielle, step-and-shoot. Elles ont également utilisé des détecteurs comprenant un scintillateur GO, une rangée des cristaux de CsI(TI), une chambre à xénon, et des images portales. Cependant, le dosage impliqué dans toutes ces études restreignait leur extension à l'application clinique. L'utilisation directe des faisceaux de traitement aux radiations serait souhaitable pour la reconstruction CT portique, puisque ces faisceaux ne peuvent pas donner de dose d'exposition additionnelle au patient. Cette nouvelle approche est, toutefois, problématique puisque les faisceaux de traitement ne couvrent qu'une partie de la section transversale du patient. Non seulement les données tronquées ne peuvent pas donner une cartographie complète du coefficient exact d'atténuation, mais aussi la région locale reconstruite n'a pas autour d'elle de structures environnantes. Une telle reconstruction de qualité non diagnostique peut limiter en pratique l'usage de telles images dans la vérification de la mise en place. Même si la projection n'est pas tronquée, le nombre des faisceaux peut être trop petit (usuellement moins de 10) pour fournir les images CT de qualité utile, à moins que l'arc ou la cyclothérapie (de rotation) ne soit utilisée. Pour saisir ce problème à bras le corps, Huaiqun Guan et coll. (2000) proposent , comme on l'a déjà vu, d'acquérir, avant la radiothérapie, un petit nombre des projections complètes (i.e., couvrant le contour cutané du patient), avec une dose faible de radiation. Les projections tronquées acquises à partir des faisceaux de traitement pourraient alors être ajoutées aux projections complètes pour rehausser localement et de façon adaptative et synthétique la qualité de l'image autour et à l'intérieur de la tumeur. Cette technique CT portique adaptative peut aussi, semble-til, être appliquée à la radioscanographie (CT) diagnostique (tomographie locale ou tomographie de la région d'intérêt) pour obtenir une réduction de dose. Des études antérieures de tomographie locale avaient déjà indiqué que les données de projection tronquée altéraient l'exactitude quantitative de la reconstruction d'image. Une approche générale d'améliorer l'exactitude était d'extrapoler les projections tronquées, en utilisant soit une continuité lisse des données soit certaine information antérieure en rapport avec la forme de l'objet, en réalisant une image de synthèse. Toutefois, les discontinuités dans des projections dérivées peuvent encore produire des artefacts caractéristiques de ce type de synthèse. Cette approche ne peut donc être correctement appliquée, selon ces auteurs, aux situations cliniques. Toutefois, un nombre limité de projections complètes peut être pris en plus des projections tronquées pour améliorer la reconstruction synthétique de l'anatomie du patient. En CT, la technique algébrique de reconstruction (ART = Algebraic reconstruction technique) peut fournir une reconstruction meilleure que la méthode conventionnelle de convolution de rétroprojections (CBP = Convolution backprojection), soit à partir de très peu de projections, soit à partir des projections incomplètes. Le désavantage de l'ART est sa faible vitesse de calcul (qui affecte également l'exactitude de la convergence), causée par la corrélation élevée entre des projections consécutives. La corrélation peut être amoindrie, si les deux projections orthogonales sont consécutivement mises à jour. Dans ce but, un nouveau schéma technique de reconstruction algébrique (MLS-ART) à niveau multiple a été développé pour améliorer substantiellement l'efficacité de calcul et l'exactitude de reconstruction de l'algorithme ART (17). Lorsque le MLS est utilisé, l'orthogonalité maximum des projections, au cours de la reconstruction, peut être maintenue pour l'ART. La com- mande du MLS, bien qu'il travaille mieux lorsque le nombre est une puissance de deux (alors que le MLS est l'ordonnateur exact de la transformée unidirectionnelle rapide de Fourier), s'applique à n'importe quel nombre de projections. Récemment, l'algorithme MLS-ART pouvait faire aussi bien qu'avec le CT portique adaptative et un nombre limité de projections complètes plus les projections tronquées, puisqu'il a acquit un avantage additionnel, p. ex., la flexibilité. On peut simplement mettre ces pixels, qui sont disponibles le long des trajets des rayons, à jour à partir des projec- . tiens tronquées et laisser en dehors d'autres pixels d'image. Celle-ci n'est pas une tâche triviale, comme on le sait déjà, pour la technique de projection conique (CBP) conventionnelle. Le premier pas, dans cette direction de l'utilisation du CT en Radiothérapie, a en réalité été fait par James Winter avec son dispositif dit masquant fabriqué en maté- . riau atténuant l'énergie radiante passant au travers et ayant une ouverture adaptée pour faire passer une portion atténuée du faisceau d'énergie radiante, destiné à être utilisé avec une tomographie assistée par ordinateur des 1ère 2ème et 3ème générations qui utilise, à des fins d'imagerie, un faisceau d'énergie radiante pour irradier, tel qu'en tomothérapie séquentielle, de façon thérapeutique une région choisie avec . ledit faisceau d'énergie radiante, est interposé entre la source et la région cible de telle manière que le faisceau d'énergie radiante a été conçu (brevet E. P. 0 382 560 A1 de James Winter) pour faire, de façon extemporanée à l'irradiation thérapeutique, l'imagerie diagnostique. Dans cette dernière incorporation, un membre post-masquant est de préférence aligné avec l'ouverture du membre masquant et est fabriqué en matériau qui atténue l'énergie radiante passant au travers à un niveau d'énergie essentiellement uniforme à celle de l'énergie radiante passant à travers le membre masquant. De cette façon, les détecteurs du scanner alignés avec le faisceau d'énergie radiante peut continuer à procurer les données d'imagerie durant la procédure de thérapie. Ceci assurerait la visualisation continue du positionnement de la région choisie durant la procédure de thérapie aux radiations et éviterait n'importe quels changements de position qui, du fait soit du mouvement du patient soit du faux positionnement initial du patient, peut survenir avant le commencement de la procédure elle-même. Ce membre post-masquant n'est pas nécessaire au traitement. Comme indiqué dans la description ci-dessus lorsque l'imagerie n'est pas désirée, durant la procédure de thérapie, un membre masquant plus épais peut être utilisé de façon à ce qu'aucune radiation ne pénètre essentiellement le patient, excepté à travers l'ouverture du membre masquant. Ceci pourrait être une option qui peut, lorsque désiré, être activée ou désactivée. Ces scanners peuvent ainsi traiter à une dose de radiation approximative d'environ 300 - 400 rads par heure, en utilisant un tube scanographique à anode tournante ordinaire, comprenant le temps de refroidissement du tube. C'est l'équivalent de deux examens tomodensitométriques séquentiels diagnostiques de rachis par heure, mais avec toutes les coupes orientées sur la même lésion cible (par ex. 120 coupes / heures x 3 rads / coupe = 360 rads / heures). Les temps de traitement sont ici longs et la visée ne tient pas compte du comportement physiologique de l'organisme au sein duquel la tumeur est traitée. 2. 6.5. Analyse tridimensionnelle du mouvement en temps réel et de l'alignement du patient. L'article de Baroni et coll. (2000) décrit la technologie et les méthodes impliquées dans un système pour vérifier automatiquement la position des patients sur les unités de radiothérapie. Ceci est proposé dans un but d'améliorer l'exactitude de la géométrie de mise en oeuvre de l'irradiation, qui est, selon ces derniers auteurs, un facteur crucial du contrôle de qualité de la radiothérapie. Le système est basé sur la photogrammétrie optoélectronique et de rangées contiguës en temps réel et il détecte des marqueurs passifs multiples placés sur des repères cutanés sélectionnés des patients. L'alignement du patient et l'interception des émissions de position sont exécutés en comparant les positions tridimensionnelles courantes des marqueurs avec celles d'une position initiale, acquise au cours de la procédure de simulation et/ou à la première séance d'irradiation, de référence. Le système a été utilisé, en vue du repositionnement du patient, pour mesurer l'exactitude des techniques de centra- ge laser conventionnelles. Des inexactitudes dues à la respiration et aux mouvements au hasard ont été également prises en compte. C'est pourquoi G. Baroni et coll. (2000) ont demandé aux techniciens professionnels (ont été demandés) de repositionner soigneusement trois sujets volontaires, en utilisant une procédure de centrage laser traditionnel. Mais, quelle est l'exactitude des telles mesures, quand on ne connaît rien de l'intervalle de fluctuation par rapport à une lésion cible mouvante dans l'organisme et non-visualisée. Les résultats de cette méthode ont révélé des erreurs significatives de repositionnement, même dans des conditions hautement contrôlées, affectant particulièrement la région du corps relativement loin des points de repère cutanés utilisés pour l'alignement laser. Le résultat du repositionnement du patient et de la détection automatique des erreurs quelconques, causées par la respiration ou par d'autres mouvements imprévisibles, est qu'à chaque séance on est confronté aux mêmes problèmes. Le retour du signal (feed-back) en temps réel, donné par le système, en rétroaction sur la position du patient fournit instantanément aux opérateurs des indices visuels appropriés et les autorise à prendre, dans le cas d'échecs significatifs, des contre-mesures convenables. De plus, l'usage de la sortie du système pour le contrôle automatique de la position a été envisagé par G. Baroni et coll. (2000). Ceci sans tenir compte de la variabilité éventuelle de la topographie de la lésion cible et de l'intervalle de fluctuation dans lequel son environnement tissulaire et leurs contours surfaciques respectifs évoluent. 2.6.5.1. Mise en place de l 'irradiation thérapeutique L'idéal serait de permettre aux plans de traitement d'être évalués par rapport à une gamme attendue de mouvement d'organes et anticiper sur l'erreur au cours de la mise en #uvre du traitement. Les outils d'une telle planification ont été développés pour autoriser, en radiothérapie conformationnelle, une animation concurrente du mouvement d'organes et une analyse radiobiologique de la cible en trois dimensions (3-D). Les surfaces remplies des structures silhouettées sur les examens CT sont projetées dans les images de pretraitement ou dans les images de mégavoltage, collectées au cours du traitement du patient. La simulation visuelle de la tumeur ainsi que du mouvement des tissus normaux est ensuite réalisée par application à la surface sélectionnée des transformations tridimensionnelles affinées. L'enregistrement concurrent du mouvement de surface de la distribution tridimensionnelle (3D) de la dosé permet le calcul arbitraire de modification de la dose au volume. Les modèles réalistes du mouvement peuvent être appliqués à la structure pour stimuler le mouvement inter-fraction et l'erreur d'installation. La dose biologique effective pour la structure est, selon MacKay et coll. (1999), calculée comme une surface qui, pour chaque fraction, se déplace au cours du temps d'évolution du traitement et est utilisée pour calculer la probabilité de complication du tissu normal (NTCP = normal tissue complication probability) ou la probabilité de contrôle tumoral (TCP = tu- mour control probability) pour la structure mouvante. Mais, il est plus simple d'éva- luer, comme le propose la présente invention, toutes ces données tous les jours en radioscanoscopie ou radioscanographie embarquées sur le système de radiothérapie. 2.6.5.1.1. - Mise en place et mouvements dans les trois dimensions de l'espace Pour déterminer la distribution des erreurs de mise en place des patients traités pour malignités pelviennes avec et sans appareils d'immobilisation partielle rigides. Une étude de 30 patients recevant une irradiation pelvienne avec une technique à quatre champs a été conduite avec un total de 524 clichés portiques. Les patients étaient divisés en trois cohortes de 10 patients. La première cohorte est traitée sur une table . de traitement standard sans appareils d'immobilisation (NI) ; les seconde et troisième cohortes sont traitées avec un appareil de contention, taillée sur mesure, du commerce pour être utilisé dans un but d'améliorer l'exactitude de la mise en place : un matelas Alpha-Cradle (AM) ou une pièce moulée Orfit (OC). Les déviations de la mise en place sont analysées dans les directions X, Y, Z du système de coordon- . nées fixes, correspondant respectivement aux directions latéro-latérale, cranio- caudale, et antéro-postérieure ; mais pas dans le sens d'une rotation. Les mouvements de rotation ne sont tout simplement pas évalués. Considérant comme une mesure de l'exactitude d'installation le pourcentage inférieur ou égal à 5 mm de désaccord entre les clichés de simulation et les films . portiques, les appareils d'immobilisation semblent augmenter cette exactitude de : 88,5 % (X), 79 % (Y), et 100 % (Z) avec l'AM ; 84 % (X-Y), 97,5 % (Z) avec l'OC et seulement 76,5 % (X), 40 % (Y), et 65,5 % (Z) % pour le NI. La distribution des erreurs systématiques, définies en tant que déplacements moyens au cours du traite- ment, des trois cohortes des patients avait une moyenne et une déviation standard de . 0,7 2,7 mm dans l'axe des X, de -5,5 2,6 mm dans l'axe des Y et de -0,9 2,2 mm dans l'axe des Z, lorsque aucune immobilisation n'est ajoutée, respectivement de 0,8 1,7 mm, -2 2,7 mm et 0,3 0,4 mm pour le groupe Alpha-Candie ; de 0,3 1,4 mm, et 0,5 0,6 mm pour le groupe de pièce moulée Orfit. La distribution au hasard d'environ la moyenne des erreurs approchait une distribution normale et les déviations standards étaient respectivement de 4,4 mm (X), 4,2 mm (Y) et 4,8 mm (Z) pour le NI ; de 3,3 ; et 2,5 mm pour l'AM ; et de 3,4 ; et 2,7 mm pour l'OC. Pour ces auteurs (C. Mitine et al, 1999), les deux appareils d'immobilisation améliorent, la reproductibilité d'un champ pelvien donné, mais il existe un petit bénéfice comparatif par rapport au coût et à la place d'encombrement des appareils. Mais, ces appareils ne sont pas toujours faits sur mesure et en position optimale d'utilisation. 2.6.5.2. - Mise en place, Immobilisation et Rotation dupatient sur soi- même Évaluer l'impact d'un système d'immobilisation remaniée selon les demandes d'un . acheteur (modifié sur mesure) sur l'exactitude de la mise en place du champ, sur la simulation et le temps de délivrance du traitement, sur la commodité du radiographe et l'acceptabilité du patient. Trente personnes recevant une radiothérapie radicale pour le cancer de la prostate, ont été randomisées, dans une autre étude, en utilisant un modèle d'essai croisé, pour avoir une planification de radiothérapie et un traite- . ment donnés, soit dans une position conventionnelle de traitement (CTP = conven- tional treatment position), soit en utilisant un système d'immobilisation (IMS). La randomisation faite par C.M. Nutting et coll. (2000) consistait à recevoir, pendant les trois semaines initiales de radiothérapie soit le CTP soit F IMS d'après lesquelles les patients ont été replanifiés et changés en vue de la mise en place d'un traitement . alternatif. L'exactitude de traitement fut mesurée, en utilisant un appareil d'imagerie électronique portique (EPID). Les Radiographes et les patients complé-taient de façon hebdomadaire des questionnaires. Tandis que le temps moyen de simulation était de 22,5 min (allant de 20-30 min) dans le CTP et de 25 min (allant de 15-40 min) pour l'IMS (p 0,001). Le déplacement moyen simulé à partir de l'isocentre du CTP comparé à celui de 2,0 mm de l'IMS (p = 0,07) par rapport à l'isocentre des champs antérieurs était de 1,7 mm. Ils étaient, pour les valeurs des champs latéraux gauches, respectivement de 1,8 et 1,8 mm (p = 0,98), et pour les champs latéraux droits de 2,1 et 1,7 mm (p = . 0,06). Aucune réduction, cliniquement significative d'erreurs systématiques de placement ni des champs au hasard, n'a sinon été démontrée. Les radiographes ont rapporté que les patients trouvaient plus confortable l'IMS que le CTP (position- nement P) (p Bien que l'IMS ait été plus confortable, l'exactitude du traitement, comparée au CTP, n'était pas améliorée dans ce département ; En plus, le traitement et la mise en place du patient prenaient, selon C.M. Nutting et coll. (2000), plus de temps et étaient plus difficiles. Ensuite, il fallait surveiller le bon déroulement des opérations. 2.6.5.3. - Système de surveillance de la mise en place et de dosimétrie par imagerie électronique (SIE) Mais, il faut noter ici l'importance, qui ne rentre toujours pas en ligne de compte, du facteur d'alignement, qui caractérise la précision de visée de l'objet en balistique radiothérapeutique. D'où l'intérêt croissant dans l'art actuel de l'utilisation de l'Imagerie portale électronique digitalisée en Radiothérapie, où la gammagraphie reste toujours la méthode la plus utilisée, à ce jour, pour vérifier, pendant une séance d'irradiation externe, le positionnement du patient. Les systèmes d'imagerie électronique (SIE) ont été développés dans le but de pouvoir disposer d'un outil de vérification en temps réel et anticiper, adapter et planifier la demande de précision indispensable aux traitements complexes de radiothérapie de conformation. Les images numériques du champ irradié défilent pendant le traitement sur un écran d'ordinateur. La gamme des logiciels d'exploitation d'images permet ensuite de diversifier et d'optimiser les contrastes ou d'appliquer une filtration, de visualiser les images en continu et en boucle et d'évaluer et/ou de quantifier, de façon statistiquement significative, les mouvements du patient au cours des différentes séances de traitement. L'expérience acquise par de nombreuses équipes permettrait . à court terme d'envisager le remplacement définitif, dans l'art actuel, de la tradition- nelle gammagraphie par les systèmes d'imagerie électronique (SIE), car 1 ) la qualité de l'image électronique, bien que perfectible, soit quasiment toujours supé- rieure à celle de la gammagraphie ; 2 ) les systèmes de détecteurs rétractables, inté- grés dans le statif des appareils avec mise en place automatique, permettent d'éviter . toutes les manipulations fastidieuses de mise en place de porte cassette et de développement des clichés ; 3 ) la quantification des déviations a toujours conduit à l'amélioration du positionnement, quelle que soit la localisation traitée. Mais, contre ceci, l'image est morphométrique plutôt qu'une image diagnostique. L'imagerie électronique est également considérée comme un outil de dosimétrie in vivo dans l'art qui demande à être exploité en routine clinique de l'art actuel. Pourtant des phénomènes, dont il est clair qu'ils n'ont rien en commun, servent de fondement à ces modèles : par exemple, les opérations passives (2-D) et de conjonction (3-D) sont, en tant que transformation de coordination 3-D, amalgamés (transfert d'images IRM, CT, etc. ). Tandis que des problèmes d'importance majeure sont complètement tenus à l'écart des discussions de la représentation du réel dans son intervalle de fluctuation physiologique, volontaire et involontaire. C'est aussi le cas du déterminant des éléments lexicaux correspondant à une forme donnée de quantification d'assurance de qualité, plutôt figée de l'espace et du temps, que nous discuterons ailleurs, en dehors d'une simple quête de bonne conscience. 2. 6.6. - Localisation précise, de la cible mobile, en cours de Radiothérapie Pour décrire un modèle et proposer un système de traitement des classes des tumeurs qui requièrent une localisation hautement précise de la cible, au cours d'une radio thérapie fractionnée par faisceaux externes, le système de Phillips et coll. utilise des techniques images-guidées, dans la voûte de l'accélérateur linéaire, destinées à la lo- I. calisation de la position des patients devant être traités par radiothérapie stéréota- xique, par radiothérapie conformationnelle, et par les techniques de radiothérapie à intensité modulée, pour des tumeurs crâniennes. Les contraintes de ce modèle incluaient, dans cette étude de Philips et coll., la flexibilité d'emploi du logiciel de traitement ainsi que l'exactitude et la précision des localisations répétées ; les limites 5. de temps et des ressources humaines exigeaient d'utiliser le système et en facili- taient l'utilisation. Un système de radiothérapie stéréotaxique basé sur un système élaboré à l'Université de Floride, à Gainsville, et vendu dans le commerce, a en effet été adapté à une utilisation au Medical Center de l'Université de Washington. Une paire de caméras en stéréo embarquée dans la voûte de l'accélérateur linéaire (linac) ). a été utilisée pour détecter la position et l'orientation d'une série des marqueurs cutanés attachés à un morceau du bloc patient. Le système a été modifié soit pour permettre l'usage d'un système de planification de traitement conçu soit pour les traitements stéréostatiques, soit pour l'usage d'un programme général de planification de radiothérapie tri-dimensionnelle. Des mesures de la précision et de 5. l'exactitude de localisation de la cible, celles de la délivrance de la dose et du positionnement du patient, ont été faites en utilisant un nombre des calibres et des dispositifs différents. Des procédures ont été développées pour un usage clinique sûr et exact du système. L'exactitude de la localisation de la cible est comparable à celle d'autres systèmes de planification de traitement de l'art. Le fléchissement du ). portique, qui ne peut être amélioré, était mesuré à 1,7 mm, ce qui constituait l'effet d'élargissement de la distribution de la dose, tel que confirmé par la comparaison entre la mesure et le calcul. L'exactitude du positionnement d'un point de la cible dans le champ de radiothérapie était de 1,0 0,2 mm. La procédure de calibration en salle utilisant les bases lasers avait une exactitude de 0,76 mm, et elle était de 0,73 mm en utilisant un système de radiochirurgie basé au sol. L'erreur de localisation de la cible dans un fantôme statique était de 0,64 0,77 mm. En utilisant ce système, les erreurs de positionnement dues à l'erreur de rotation du lit étaient réduites. Ceci sans tenir compte bien sûr de l'intervalle réel de fluctuation de position, sous l'inf- luence des divers mouvements volontaires et involontaires, de la lésion cible non visualisée. Plus important encore pour notre propos est la mise en relief par l'étude de Phillips et coll. (2000) des mécanismes d'auto-vérification auxquels fait appel un corps théorique de l'art actuel dominé par le recours facile au formalisme mathématique pour rectifier. Le système décrit à des fins cliniques aurait une exactitude et une pré- . cision pour lesquelles il avait été conçu. Il serait même assez robuste pour détec-ter les erreurs, et nécessite seulement une augmentation nominale en temps et en effort de mise en place. Des travaux futurs devraient, pour ces auteurs, se focaliser sur l'évaluation en vue d'un usage dans le traitement des cancers non-enclavés à l'intérieur de la voûte crânienne de la tête et du cou, et donc plus sensibles de sa . compatibilité aux mouvements transmis comme par exemple à la respiration. La thérapie aux microfaisceaux est par ailleurs établie, dans l'étude d'Orion et coll. (2000), comme un concept général de traitement des tumeurs du cerveau. Une source des rayons X, basée sur le synchrotron, a été choisie pour la recherche expérimentale en thérapie aux microfaisceaux, et des nouvelles simulations ont été essentielles pour explorer, en vue d'une description appropriée des caractéristiques de radiation du synchrotron les paramètres thérapeutiques. Pour concevoir les paramètres thérapeutiques des traitements des tumeurs, le kit LSCAT (Low energy SCATtering) récemment surclassé par le code de simulation EGS4 de Monte-Carlo a été adapté pour développer un code utilisateur exact écrit pour la circonstance et des- . tiné à calculer des profils de dose de radiation aux microfaisceaux avec une précision de 1 micron. Le LSCAT, du fait de sa capacité de simuler le transport des rayons de faible énergie avec des interactions détaillées des photons (comprenant les fonctions de diffusions incohérentes des électrons de liaison, et la diffusion cohérente linéaire polarisée), est à cette fin hautement convenable. Les propriétés des microfaisceaux des rayons X du synchrotron, comprenant la polarisation, le spectre de la source et la pénombre du faisceau, ont été simulées par les nouveaux codes utilisateurs. Deux sphères concentriques, dont une sphère interne définie com- me le cerveau, et, une sphère environnante définie comme le crâne, représentaient le le fantôme. La simulation des microfaisceaux a été testée, en utilisant un faisceau de . 3 x 3 cm du réseau pour les régions plus petites de traitement et une gamme de 6 x 6 cm pour celles plus larges ayant des paramètres thérapeutiques, tels que le faisceau et l'espacement, différents. Les résultats montraient que la gamme des microfaisceaux gardait un ratio pic-vallée (peak-to-valley) adéquat, à des profondeurs adaptées de tissu pour la radiothérapie de cinq fois au moins. Les mesures de dose d'un MOSFET prises 'au sommet' avec une résolution d'un micron validaient, selon Orion et coll. (2000) les bases du code utilisateur pour la radiothérapie microplanaire. 2. 7. Optimisation dosimétrique et distribution totale de la dose L'optimisation réelle ne peut pas en dehors de la clinique être atteinte ; mais, l'art actuel procède à distance par une simulation virtuelle de l'acte clinique de radiothérapie, en particulier avec le concept technique d'IMRT. Afin d'éviter la récidive locale, la radiothérapie curative vise à éradiquer à l'intérieur d'un volume cible défi- ni toutes les cellules clonogéniques. Ceci doit, selon le principe d'IMRT, être fait sans léser sévèrement les organes adjacents. La Radiothérapie à intensité modulée (IMRT) exécuté avec un faisceau externe unique fournit certes le potentiel pour remplir simultanément deux de ces exigences. Du fait du grand nombre de paramètres, telle que la fluence des faisceaux individuels en pinceau, devant être pris en compte dans les techniques conventionnelles d'optimisation interactive, celle-ci n'est possible qu'en théorie. C'est ce qui a conduit au concept technique de planification inverse de traitement pour viser juste l'action du traitement doit être décrite en utilisant certains objectifs du traitement, de telle sorte qu'un algorithme d'optimisation mathématique puisse trouver les paramètres qui conduisent de ses dimensions et à une distribution optimale de la dose dans un volume cible dont on a préjugé de sa topographie en fonction du temps. Pour chaque faisceau en pinceau ou élémentaire, la fluence primaire, la position de la source, la direction du faisceau dans l'espace, l'énergie du faisceau, et la modalité de radiation peuvent par exemple être traités comme des variables. En pratique, l'espace de solution est cependant usuellement restreint, dans l'art ancien, de telle sorte que seul le poids de la fluence primaire varie et l'objectif reste figé. Ceci, lorsque comparé aux techniques plus conventionnelles de traitement, est jugé comme aboutissant à un gain plus thérapeutique. Pourtant l'ajustement permanent est jugé important en vue d'optimisation des directions des faisceaux pour seulement un petit nombre de fenêtres. Différentes méthodes mathématiques ont été utilisées afin de réaliser ladite optimisation. Si beaucoup d'hypothèses et des paramètres ne sont pas bien justifiés, il vaut mieux utiliser à présent des modèles plus simplistes qui requièrent un nombre plus petit de paramètres dans lesquels des auteurs, comme Sauer et coll., ont plus confiance. En plus, des modèles simples aboutissent à un calcul numérique plus sim- plifié et plus rapide et ils sont capables de converger facilement vers un optimum global. Diverses approches ont déjà été utilisées, comme par exemple pour maxi- miser la dose minimum à la cible, minimiser la dose maximum à la région à risque, le moindre carré ou une procédure équivalente pour réaliser une distribution pres- crite de la dose, l'énergie totale impartie à la cible et aux volumes à risques. Toutes . ces méthodes aboutissent généralement à des distributions des doses jugées supérieures à ceux des plans conventionnels de distribution de la dose. Cependant, le point final ne correspond pas nécessairement, à l'objectif pour un patient individuel du traitement. Dans certaines méthodes il est nécessaire d'utiliser des facteurs d'im- portance sans correspondance directe avec les paramètres biologiques. Les autres . sont dues à la possibilité d'utiliser des contraintes rigoureuses de dose qui, d'après Sauer et coll. (1999), conduisent à la non-faisabilité de l'optimisation. Sauer et coll. ont en effet exploré dans leur travail une stratégie où les points de la dose dans la cible sont forcés de se situer entre la limite la plus faible et la plus élevée. Avec la limite la plus basse, la probabilité de contrôle tumoral est ajustable. . Différents liens peuvent, si nécessaire, être attribués aux différents points de la cible. La valeur de classe de n'importe quel point est ainsi minimisée, à l'intérieur d'une région à risque. Avec cette stratégie, une pondération entre le contrôle tumoral et la probabilité de complication du tissu normal est ainsi évitée. Si seulement un type de région à risque est pris en compte, aucun des paramètres dont les réponses pour les . spécifier ne sont généralement pas nécessaires. Deux groupes distincts : les méthodes stochastiques et les méthodes déterministes, telle que la programmation linéaire ou quadratique, sont utilisées par la plupart des équipes travaillant sur ce sujet. Bien que les méthodes déterministes soient plus rapides, il y a un risque que des valeurs dépendant de l'amorce de l'algorithme puissent converger uniquement . vers un minimum local. Cependant, Deasy a pu montrer que les fonctions objectives non convexes survenaient seulement si les contraintes dose-volume étaient de façon explicite prises en compte. La tâche la plus importante est la définition, grâce à la construction d'une fonction objective, d'un objectif sensible du traitement. Il est évident que cette fonction doit comprendre des considérations radiobiologiques du tissu irradié. Une courbe sig- moïde de réponse de la dose a été suggérée par de nombreux auteurs, en commen- çant par Holthussen, en 1936. Brahme et coll. ont, en vue de modéliser la réponse sigmoïde de la dose, appliqué les statistiques de Poisson. Le tissu peut être caractérisé par la valeur D50, dose aboutissant à une probabilité de 50 % de l'effet de la dose et au gradient y de la réponse de la dose au niveau de la dose D50. Une méthode qui prend en compte les inhomogénéités de la distribution de la dose doit en plus être appliquée. Kâllman et coll. ont suggéré d'autre part de définir une sérialité relative ou son opposé, la parallélité relative, d'un organe. Un organe en série est lésé si un sous-volume de cet organe est lésé, alors qu'un organe totalement mis en parallèle perd sa fonctionnalité complète si seulement tous les sous-volumes sont lésés. La physiologie complexe des organes vivants rend toutefois ceci difficile de modéliser de façon adéquate tous les effets possibles des radiations, et les données cliniques sont rares et peu sûres (exposés au danger) en même temps que biaisé. Un autre problème est le besoin de moyenner à D50 entre les différents patients ayant différentes radiosensibilités. L'applicabilité des deux fonctions en pente raide de réponse théorique et la dose aplatie atteinte en moyenne par les irradiations de cet organe pour un patient individuel est équivoque. Une dose aussi faible que possible est exécutée automatiquement. La valeur de tolérance où la probabilité de complication qui commence certainement à surgir doit être connue par le clinicien, afin de reconnaître, dans l'art actuel, les plans où aucun traitement curatif n'est possible. Ce cas est démontré pour une cible en forme de U, similaire à un volume cible de la tête et du cou. Pour un organe de type parallèle, il serait désirable d'appliquer, en vue de maximiser la région à dose faible, un paramètre de sérialité. De façon alternative, une relation simple de la réponse de dose peut être utilisée. Celle-ci est proportionnelle à la dose pour les faibles valeurs de dose et presque aplatie au-delà d'une dose seuil spécifiée. Si plus d'un type des régions vulnérables sont impli-quées, la sensibilité relative et les paramètres de sérialité peuvent être appliqués. Alternativement les contraintes de la limite supérieure peuvent être assignées à chaque région. Ceci est démontré, pour une cible en forme de L entourée par des régions vulnérables qui correspondent au poumon et à la corde spinale, par Sauer et coll. (1999). Avec ces approches sophistiquées, les algorithmes d'optimisation peuvent être utilisés ensemble avec les paramètres cliniquement connus du tissu. Ainsi des minima locaux multiples existent-ils dans presque chaque problème de planification coplanaire ou non-coplanaire de traitement. C'est pourquoi X. Wu et Zhu ont utilisé une méthode d'optimisation globale basée sur l'information tomogra- phique de la distribution des minima locaux pour découvrir tous les minima locaux et pour sélectionner celui qui est meilleur que le minimum global. Ils ont sélectionné au hasard N points et construit un graphe topographique, à partir duquel M points (M # N) initiaux sont sélectionnés pour lancer une recherche locale. Puisque chaque grain ponctuel est à un minimum local ou presque, les solutions trouvées par la recherche locale peuvent être utilisées comme des résultats finaux d'optimisation. Ils ont vérifié cet algorithme avec ceux obtenus par une méthode d'optimisation locale (programmation quadratique séquentielle). Les résultats montrent que cet algorithme est faisable et efficient (X. Wu et al, 2001). La planification du traitement est, selon . S. Webb (1993,1997), une partie très importante du système de traitement par radiations. De nombreux chercheurs sont en train de consacrer leurs efforts à ce domaine, et de nombreuses méthodes d'optimisation ont été utilisées pour résoudre les problèmes de distribution de doses. Sur la base des fonctions utilisées du coût de la planification du traitement de Radiothérapie, ils ont pu classifier ces méthodes . d'optimisation dans un des deux types : linéaire ou non-linéaire. Le planning simplex prôné par Rosen et coll. (1991) est, par exemple, une méthode de programmation linéaire la plus fréquemment utilisée. Les méthodes non-linéaires ne peuvent être davantage subdivisées, en fonction du coût, en programmation quadratique (Holmes and 2.5.1. Mackie, 1994) et autres méthodes de . programmation non convexes (S. Weeb 1993, 1997). D'autre part, les méthodes peuvent être classifiées, sur la base du comportement de la recherche en deux types : déterministes (Nocedal, 1999) ou stochastiques (Kan Rinnoy and Timmer, 1984). Les méthodes déterministes utilisent usuellement l'information du gradient et sont très populaires, puisqu'elles sont relativement sim- . pies à mettre en #uvre, faciles à utiliser, et elles fonctionnent mieux et de façon plus importante, dans la plupart des situations. Les méthodes stochastiques commencent habituellement à partir d'un point ou des points multiples de la région de recherche tirés au hasard. Des points d'essai sont générés, selon une certaine distribution également tirée au hasard (habituellement une distribution uniforme) sur la région de . recherche, et un meilleur point est usuellement accepté comme occupant un rang plus haut que d'autres points. Certaines opérations sont utilisées pour autoriser l'algorithme d'échapper à un minimum local. Les méthodes appartenant à cette classe partagent les inconvénients suivants : (a) - Le risque d'un minimum local, sans aucun moyen de savoir si la solution optimale a été trouvée ; (b) - L'incertitude à propos de quand terminer l'algorithme ; (c) - Le temps d'exécution long et onéreux. Puisqu'en plus l'algorithme génétique doit maintenir une large population des solutions (chromosomes), la consommation de mémoire est élevée, et générer une population initiale est un processus qui traîne également en longueur. Un troisième schéma de classification des méthodes d'optimisation est basé sur la nature des solutions au problème et classifie ces méthodes soit comme des optimisations locales (Nocedal, 1999) ou globales (Floudas and Pardalos, 1992). Les méthodes plus déterministes sont celles d'optimisation locale. Bien que les méthodes stochastiques, telles que les techniques couvrant l'ensemble (Floudas and Pardalos, 1992), les méthodes de recherche au hasard (contrôlées ou directes pures) (Price, 1983), les méthodes basées sur les recherches locales multiples (multistart) (Zielinski, 1981 ; Boender et al, 1982 ; and Storey, 1994), et bien d'autres appartiennent égale- ment à cette classe. Ces méthodes globales sont rarement utilisées dans l'optimisation de la planification, selon X. Wu et Zhu (2001), de traitement de Radiothérapie. 2.7.1. - Calcul des Optima locaux de la dose Pour un problème convexe, on peut prélever n'importe quel point de départ et faire une recherche locale à partir de ce point-là, et on est assuré d'obtenir la meilleure réponse absolue. Malheureusement la plupart des problèmes d'optimisation sont non-convexes et il y a beaucoup d'optima locaux. Ainsi, différents points de départ peuvent, pour les méthodes locales d'optimisation, résulter en des solutions finales tout à fait différentes. Pour trouver un bon point de départ, la plupart des chercheurs ont reconnu le problème et certains ont même recommandé de faire plusieurs tentatives (en essayant plusieurs fois, par exemple) pour trouver de tels bons points de départ. X. Wu et Zhu ne croient pas que les méthodes d'optimisation locale puissent être abandonnées, mais elles ne peuvent pas, pour des raisons d'efficacité de calcul, être en mesure de trouver encore et encore le même minimum local. Des leçons d'approches antérieures leur ont appris que l'espace de solution des problèmes d'orientation coplanaire était composé d'un grand nombre d'optima locaux (Haas, 1999). Nous croyons que presque tous les problèmes de planification de traitement (3-D) de Radiothérapie tri-dimensionnelle (comprenant les problèmes coplanaires et non-coplanaires) sont des problèmes à minima multiples, excepté pour quelques problèmes particulièrement simples et unimodaux. Ainsi, les méthodes usuelles descendant des gradients usuels ne sont pas bien adaptées à ce type de problème. Les auteurs croient, selon la classification d'un problème donné de Torn et coll. (1999), que la plupart de problèmes de planification de traitement de Radiothérapie sont soit faciles soit modérément difficiles et qu'il y a, dans des petits problèmes à plusieurs centaines de minima locaux et dans des problèmes modérément dimensionnées ou grands, de nombreux minima locaux. L'optimisation globale est bien adaptée, pour Wu et Zhu (2001), pour résoudre ces problèmes, mais nous restons convaincus quant à nous que la meilleure optimisation est celle qui supprime non seulement tout biais méthodologique de raisonnement mais aussi tout biais technique et technologique. Nocedal présente, de son côté, une méthode globale d'un lien topographique unique à niveaux multiples, la méthode dite TMSL (= topographical multilevel singlelinkage), qui est basée sur un agglomérat des points pré-échantillonnés à partir de la région de recherche. Le but de Nocedal est double : utiliser l'information topographique sur la distribution des minima locaux pour sélectionner, en tant que solution finale des problèmes coplanaires ou non-coplanaires, le minimum global et fournir des solutions multiples à la sélection du traitement de Radiothérapie. Il compare cette méthode à la méthode d'optimisation locale (programmation quadratique séquentielle, SQP = Sequential quadratic programming). L'essentiel pour le calcul des distributions de fluence de photon de la Radiothérapie à intensité modulée (IMRT) est l'usage d'une fonction objective appropriée. La fonction objective devrait refléter les objectifs cliniques de contrôle tumoral et de faible probabilité d'effet secondaire. Les paramètres radiobiologiques individuels pour les organes du patient ne sont pas encore disponibles aujourd'hui avec une exactitude suffisante. Certains inconvénients majeurs de certaines méthodes courantes d'optimisation comprennent une incapacité pour les paramètres d'entrée arbitraires et/ou un besoin, en tant que solution finale des problèmes coplanaires ou non-coplanaires, à converger vers une solution en vue de guider l'optimisation, d'une entrée utilisateur intensive. Dans le travail de Wu et Zhu (2001), par exemple, une méthode d'optimisation forcée étroitement liée aux objectifs cliniques demandés, en évitant les inconvénients mentionnés ci-dessus, a été mise en #uvre et testée. Dans un prototype de planification de traitement à l'IMRT, le contrôle tumoral a été garanti par ces auteurs en mettant en place une limite la plus basse pour la dose cible. De façon à ce que l'objectif d'une faible complication soit rempli, en minimisant la dose aux organes à risque. Si un type seulement de tissu est impliqué, il n'y a pas de nécessité absolue des paramètres radiobiologiques. Pour les différents organes, la dose seuil ou la sérialité relative des organes ou encore la limite supérieure de dose pouvait être placée. Tous les paramètres étaient toutefois optimaux, et pouvaient être omis. Les contraintes Dose-Volume n'étaient pas utilisées, en évitant, dans la fonction objective, la possibilité des minima locaux. L'approche était repérée grâce à la simulation de l'ensemble de la tête et du cou et d'un cas pulmonaire. Un fantôme cylindrique avec distribution de la dose des faisceaux en pinceau individuels précalculée a été utilisé. La dose aux régions à risque pouvait être produite de façon significative pour un gain supplémentaire seulement mineur. La stérilité relative des organes fut modérée grâce à l'usage d'exposant ajouté à la dose. Cette approche augmentait cependant de façon signifi- . cative le temps de calcul. L'alternative de placer une limite supérieure est beaucoup plus rapide et autorise un contrôle direct de la dose maximale. L'optimisation forcée garantirait une probabilité élevée de contrôle tumoral, elle serait par le calcul plus efficiente que d'ajouter des termes de handicap à la fonction objective, et les paramètres d'entrée sont des limites de dose connue en pratique clinique (Wu and . Zhu, 2001). 2. 7.2. - Contrôle de qualité, vérification et documentation de la délivrance de la dose Les protocoles détaillés de contrôle de qualité (QC) sont aujourd'hui une nécessité pour les services de Radiothérapie modernes. Les protocoles de QC établis pour les . systèmes de planification de traitement (TPS = Treatment Planning Systems) ne comprennent pas des recommandations sur les caractéristiques du traitement tridimensionnel (3-D), tels que les histogrammes volume dose (DVH), mises en avant. Penitsa et coll. (1998) ont mis au point un protocole de test sur les caractéristiques des DVH. Ce protocole évalue la compatibilité de calcul de DVH . avec la distribution de dose calculée par le même TPS, en comparant les paramètres de DVH avec les valeurs obtenues par les distributions d'isodoses. Les paramètres de calcul (telle que la dimension de la grille de calcul) appliqués durant les tests au TPS ne sont pas fixés mais posés, comme si le test représentait un cas clinique typique, par l'utilisateur. Six TPS commerciaux ont été examinés avec ce protocole, . par ces auteurs dans une structure de l'ossature du EC project Dynarad (Biomed I). Les résultats d'intercomparaison prouvent une conformité de la plupart des résultats DVH des TPS examinés avec les valeurs d'isodoses. Cependant, une attention spéciale devrait être tirée, selon Penitsa et coll. (1998), lorsqu'on travaille dans des conditions défavorables, telles que dans des régions des gradients de dose élevée. Dans ces cas, des erreurs plus élevées sont spécialement dérivées lorsqu'un nombre insuffisant de points de calcul de dose est utilisé pour le calcul de DVH (Penitsa et al, 1998). D'où le problème statistique du contrôle de l'exactitude de la délivrance de la dose surtout en présence des biais de visée balistique. 2.7.2.1. - Contrôle de l'exacti tude de la délivrance de la dose Les systèmes de planification de traitement de Radiothérapie (TPS) de l'art sont certes en train d'évoluer rapidement vers des systèmes puissants des caractéristiques graphiques et de formalisation des calculs avancés qui permettent la réalisation des plans de traitement tridimensionnel (3-D) ne tenant toutefois pas compte de la mobilité relative de l'objectif et de sa variabilité en fonction du temps. Les program- . mes de calcul d'histogrammes Dose Volume (DVH) sont en effet en train d'être intégrés au TPS 3-D, comme outils standards d'évaluation du plan. Les DVHs ont la capacité de visualiser en un seul graphe l'information concernant les doses (par exemple, tumeur, organes sensibles), qui n'intègre pas la dimension temporelle dans son raisonnement. Cette particularité faciliterait, selon Drzymala et coll. (1991), la . détermination des caractéristiques du plan, tels que le niveau de la dose, l'uniformité de la dose ou les indésirables points chauds ou froids éventuels. Les DVHs sont, constate Webb (1997) cité par Penitsa et coll. (1998), également utilisés comme base de calcul des paramètres biologiques (notamment la probabilité de contrôle de la tumeur [TCP] et la probabilité de complication du tissu normal [NTCP], grâce aux . techniques de réduction d'histogrammes). Bien que les DVHs aient été reconnus comme des outils standards de la procédure d'évaluation des plans 3-D, leur performance n'a pas été évaluée, en particulier en fonction du temps, de façon complète. Des inexactitudes, inhérentes aux algorithmes et aux mises en place inappropriées des paramètres de calcul, peuvent introduire par ailleurs des erreurs . dans la procédure de traitement. La nécessité des procédures de contrôle de qualité [QC] complètes, qui pourraient garantir l'acceptation statistiquement significative des programmes DVH aux besoins du traitement, est évidente. Bien que divers protocoles de QC destinés en général aux procédures de radiothérapie (Kutcher et al, 1994) et au TPS (Van Dyk et al, 1993 ; 1995) aient été publiés, les procédu- . res de QC complet des TPS 3-D n'ont pas encore été complètement établies. C'est spécialement les traits caractéristiques les plus avancés tels que les DVH, qui, selon Penitsa et coll. (1998), manquent de documentation sur ses procédures de QC. C'est pourquoi Penitsa et coll. ont tenté de mettre en place une série des tests de QC pour les programmes de calcul de DVH. Les tests présentés ont été réalisés dans une . action concertée de 3 années (i.e. 1994-7) des 32 institutions réunissant 14 pays européens, dans le cadre de l'EC project Dynarad (Biomed 1 Programme). Le Dynarad (le Development and Standardization of New Dynamic Radiotherapy Techniques ) a, entre autres, étudié les procédures de contrôle de qualité des systèmes de planification du traitement 3-D (Rosenwald, 1995a, b). Les TPS ont été évalués suivant un protocole de test qualitatif qui évaluait les particularités de calcul de la dose, telle que la contamination électronique, la correction des blocs, la correction d'hétérogénéités, le manque de matériau de diffusion, la combinaison de l'hétérogénéité et des blocs (Dynarad 1996 ; Panitsa et al, 1997). Deux protocoles complémentaires à ce qui précède de test, évaluant de plus les faisceaux non-coplanaires et les calculs de DVH ont été développés (Dynarad 1997; Panitsa et al, 1996). C'est ainsi que ce protocole QC évaluant toutes ces caractéristiques a été développé et a circulé à l'intérieur des institutions participant à l'EC project Dynarad, dont le protocole de test DVH peut être une partie d'un processus complet de QC évaluant la performance de TPS 3-D. L'application des telles procédures de QC serait cruciale pour la qualité globale du traitement. Le protocole de test proposé viserait à évaluer la compatibilité des calculs de DVH avec la distribution de la dose produite par le même TPS sans évaluations de la précision balistique. Ceci est réalisé en comparant les résultats des DVH avec les valeurs obtenues à partir des distributions théoriques d'isodoses. Par conséquent, le protocole de test DVH ne requiert pas d'autres données mesurées que celles de la librairie des données du faisceau de l'utilisateur et pas même des données anatomiques actualisées. C'est donc un protocole facilement suivi par n'importe quel centre souhaitant évaluer la performance et les limitantes de son programme de calcul de DVH mais dont la précision de visée balistique ne serait pas statistiquement significative. Les procédures standards ont été proposées afin de faciliter à l'utilisateur d'appliquer les tests et de permettre l'extraction des résultats, lorsque le protocole est utilisé pour des intercomparaisons de TPS. L'application du protocole à six TPS commerciaux a sinon prouvé, d'après Penitsa et coll. (1998), que la convivialité de l'utilisateur du protocole est donnée par l'opportunité d'évaluer la performance et les limites de quelques-uns des TPS les plus communs en Europe. Les résultats acquis avec le protocole de test des DVHs pourraient être visionnés avec des critères d'inexactitude acceptés dans des calculs de DVH, qui se conformeraient aux critères des calculs de planification du traitement, se trouvent même à moins de 5 %. Le Rapport 42 de l'ICRU (ICRU, 1987) recommande une incertitude inférieure à 2 % (ou moins de 2 mm dans le cas des régions de gradient de dose élevé) dans les calculs des TPS. D'autres auteurs, comme Brahme et coll. (1988), acceptent des incertitudes plus élevées. Ils acceptent par exemple 3 % pendant que Van Dyk et coll. (1993) recommandent une série des critères d'acceptabilité dépendant de la situation examinée (p. ex. de 2 % à 4 % pour les calculs 2-D de faisceau de photon). Il est également nécessaire de tenir compte des incertitudes liées aux résultats des mesures. La restriction principale réside, selon Penitsa et coll. (1998), dans l'exactitude avec laquelle les distributions d'isodoses sont calculées à laquelle s'ajoute celle par rapport à la topographie réelle de la lésion. Dans la plupart de TPS, les caractéristiques de calcul de la dose pour le calcul de DVH diffèrent de celles utilisées durant le calcul de la distribution de l'isodose qui sont assez élevée pour permettre l'extraction des résultats. Il y a également des incertitudes des procédures de mesure qui influencent l'exactitude de l'étude. Les incertitudes de la détermination des valeurs mesurées à partir de graphe des DVH et celles de la carte d'isodose sont en général jugées assez petites, dans l'étude de Penitsa et coll. (1998), pour être prises en considération comme négligeables par rapport à l'ordre de grandeurs des résultats. La performance des algorithmes de DVH dépend des paramètres de calcul, telle que la technique d'échantillonnage et le nombre des points de calcul par volume (Drzy- mala et al, 1991 ; and Goitein, 1990 ; and Chin, 1993). Il est bien connu qu'un nombre élevé des points de calcul de dose peuvent garder à des niveaux faibles la variation de calcul de DVH. Il a été démontré que le nombre des points de calcul est un paramètre important pour la variation des régions de gradient de dose élevé. L'utilisateur, qui a adopté un nombre des points de calcul élevé (p. ex., Centres C, D, E), trouvait mieux les résultats que ceux qui avaient utilisé un petit nombre des points de calcul (p. ex. Centres A, B, F). D'autre part, le nombre des points de calcul ne semble pas affecter la variation dans les régions de gradient de dose faible. Dans ce cas, la technique d'échantillonnage, comme nous le verrons, semble être, du point de vue statistique, de très grande importance (Penitsa et al, 1998). Les TPS examinés ne peuvent pas, dans cette étude, être réellement comparés à d'autres puisque les différents paramètres de calcul (informatisation) ont été appliqués pour chacun d'eux. Les résultats d'un examen attentif sont seulement indicatifs des erreurs éventuelles qui s'appliquent, dans les conditions cliniques, au calcul des DVH. En général, les TPS examinés (réalisés), dans l'étude de Penitsa et coll., s'exécutaient en accord avec les résultats de la distribution des isodoses. Des désaccords significatifs n'ont été observés que pour les cas du test Bl(gradient élevé de dose). Ces variations signifient une performance pauvre dans les régions de gradient de dose élevé, lorsque les DVH sont calculés pour des régions de gradient élevé de dose, soit pour l'investigation du plan soit pour la détermination d'autres paramètres (comme par exemple, le TCP et le NTCP) ; pourquoi l'usage d'un nombre élevé des points de calcul est recommandé, puisqu'il pourrait améliorer de façon significative l'exactitude. Le protocole de QC proposé peut être utilisé de manière à évaluer la validité des paramètres de défaut de calcul. Il est en plus néces- saire d'avoir, pour Penitsa et coll. (1998), une documentation suffisante sur les cara- . ctéristiques et les limites des programmes DVH, et de suivre un processus complet d'assurance de qualité pour le TPS. 2.7.2.2. - Contrôle de mise en place du patient et d'exactitude de visée balistique 2.7.2.2.1. - Mise en place itérative du volume cible . Si la lésion ne peut être identifiée, au cours du traitement aux radiations et surtout de sa visée balistique de différentes incidences des faisceaux d'irradiation thérapeutique, avec leurs variances topographiques propres des incertitudes supplémentaires proviennent des erreurs quotidiennes de mise en place et des mouvements des organes qui peuvent, selon Lujan et coll. (1999), conduire à des . différences entre la distribution de la dose, sur un seul plan de traitement, et de la distribution réelle de la dose délivrée au patient. Deux approches primaires sont proposées dans la littérature pour tenir compte de ces incertitudes. L'approche traditionnelle qui mesure ou estime l'ampleur de l'incertitude de mise en place ainsi que la mobilité d'organe et ajoute des marges positives autour d'un volume cible cli- . nique (CTV) pour former un volume cible prévisionnel de planification (PTV). La dose est calculée sur un modèle statique de patient et prescrite au PTV, avec l'intention que la dose réelle délivrée au CTV soit équivalente à la distribution de la dose prédite. Cette approche d'expansion (anticonformationnelle) de la marge ne prend pas en compte les différences entre la distribution de la dose prédite et la . distribution de la dose réelle délivrée pour les tissus normaux proches du CTV. La seconde approche comprend des marges d'erreurs et incorpore directement les incertitudes dans les calculs de dose, donnant par là une prédiction jugée plus complète et exacte de la distribution de la dose délivrée aux deux types de tissus ensemble, le volume tumoral et les tissus normaux. Des erreurs au hasard de la mise en place, utilisant un modèle statique de la distribution de la dose calculée pour un patient par tomographie calculée (CT), peuvent ainsi conduire à une prédiction erronée. De recalcul multiple de distribution de la dose, couvrant la gamme attendue des positions du patient, procure une manière d'estimer le déroulement du traitement. Cependant, du fait de la nature statistique des incertitudes de mise en place, beaucoup des déroulements de traitement doivent être simulés pour calculer une distribution des valeurs de la dose moyenne délivrée à un patient. Ainsi, les méthodes directes de simulation peuvent être consommateurs de temps et pourraient être impraticables pour les applications de planification du traitement clinique en routine. D'autres méthodes ont été propo- , sées pour calculer efficacement, via une convolution de distribution de dose (calculée sur un modèle CT statique) et une fonction de distribution des probabilités (généralement gaussienne), qui décrit la nature de l'incertitude et la distribution des valeurs de la dose moyenne. Lujan et coll. étendent le calcul basé sur cette convolu- tion pour calculer la déviation standard #D(x,y,z) des résultats potentiels autour de . la distribution des valeurs de la dose moyenne, et ils caractérisent la signification statistique de cette quantité, en utilisant le théorème de limite centrale. La déviation standard fournit également, les limites de confiance de la distribution de la dose, et celles-ci peuvent être utilisées pour évaluer la stabilité du plan de traitement. Les méthodes basées sur une convolution de la distribution statique de la dose avec . une fonction (généralement gaussienne) représentant la distribution au hasard des incertitudes provenant de la mise en place et du mouvement des organes ont été proposées spécifiquement pour les sites pelviens (Leong, 1987 ; Kutcher et al, 1991 ; Chui et al, 1992 ; Hunt et al, 1993 ; et al, 1996). Lujan et coll. décrivaient, déjà en 1990, une méthode basée sur une convolution pour incorporer dans les calculs 3- . D de la dose les incertitudes provenant, du fait de la respiration, du mouvement intra-traitement des organes (Lujan et al, 1990). Ils ont ensuite généralisé cette méthode, en vue de la Radiothérapie, pour incorporer les incertitudes dues aux erreurs quotidiennes de mise en place dans les calculs 3-D de la dose. Ce faisant, ils décrivent quantitativement les différences potentielles entre les prédictions basées . sur la convolution de distribution réelle de la dose délivrée en un étalement fractionné fini du traitement. La validité de cette approche est confirmée, via des comparaisons avec des simulations directes, pour le traitement des tumeurs du foie. Aussi, les effets sur le plan du traitement de ces incertitudes sont-ils rétrospective- ment analysés et les prescriptions de dose basées sur un protocole utilisé pour le . traitement dé la pathologie hépatique à l'Université de Michigan (Lawrence et al, 1990 ; Lawrence et al, 1992 ; et al, 1998). L'algorithme de base, pour convoluer les incertitudes de la mise en place avec une distribution statique de la dose, a été décrit antérieurement (Leong, 1987 ; et al, 1991 ; Chui et al, 1992 ; et al, 1993 ; et al, 1996). La méthode de convo- lution affecte un mouvement rigide du corps ; sans modification dans le contour externe du patient, et sans aucune déformation d'organes. L'étude de Lujan et coll., considère les incertitudes translationnelles au hasard, les forces de cisaillement le long des axes antéro-postérieur (AP), gauche-droite, et supéro- inférieur, de mise en place. Se basant sur une analyse rétrospective de Schewe et coll. (1996) de la mise en place du patient, Lujan et coll. (1999) ont postulé que les différentes translations le long de ces axes primaires sont indépendantes et que la nature des incertitudes translationnelles au hasard de la mise en place peuvent être arbitrairement caractérisées par des fonctions gaussiennes de distribution des probabilités. L'incertitude moyenne de la mise en place est supposée être égale à zéro pour tous les trois axes, et ils ont utilisé les dérivations standards de translation de l'étude de Schewe (#LR = 7,4 mm ; #AP = 4,9 mm ; #SI = 5,3 mm). 2.7.2.2.2. - Incertitudes et importance des Coûts marginaux des actes de Radio thérapie Aujourd'hui le climat d'incertitude est surtout créé, dans un contexte de réduction budgétaire, par les coûts marginaux de développement des appareils de radiothé- rapie et la percée spectaculaire des nombreuses procédures thérapeutiques partici- pant aux-dits coûts marginaux, la nécessité de confronter non seulement les résultats de ces schémas thérapeutiques entre eux, mais également de les confronter aux questions d'assurance de qualité qui se posent à la Radiothérapie et qui semblent, si l'on en juge par l'éclosion d'articles plus que jamais à l'ordre du jour consacrés à des nouveaux concepts cliniques. Des nouvelles méthodes de thérapie aux radiations de haute précision, telle que la radiothérapie conformationnelle, celle à intensité modulée ou encore la radiothérapie tomographique ou tomothérapie, sont par exemple créditées d'un potentiel de pouvoir distribuer un rayonnement, à n'importe quel degré d'exactitude, aux tumeurs et aux tissus normaux. Si de telles méthodes sont justifiées, à la lumière de l'incertitude biologique et clinique, l'anatomie topographique et la physiopathologie de la tumeur les rendent plus discutables. Aussi discutables sont les méthodes de précision requérant plus de temps et du per- sonnel que ce à quoi on peut s'attendre dans une clinique fonctionnant constamment en personnel réduit ou à la limite des besoins minimaux du service. Ces incertitudes sont, par ailleurs, en rapport avec : - les résultats techniques d'immobilisation du patient et la prise en compte de mouvement incontrôlé des organes ; - les imprécisions de l'imagerie historique dans la détermination en différée du volume tumoral exact ; - la longueur de la période de planification et celle des temps de délivrance de la dose ; - les inhomogénéités de la dose et l'interprétation exacte des histogrammes dose- volume (DVH) ; - les procédures d'assurance de qualité ; la vérification et la documentation de la délivrance du faisceau ; - les inconnus biologiques comprenant la carcinogenèse, et la cinétique tumorale ; et enfin, - les considérations purement économiques. . Il serait déjà plus simple de supprimer la part importante d'incertitudes au lieu de passer l'essentiel de son temps à essayer à tout prix de s'assurer leur inocuité en les intégrant dans des formalismes compliqués du processus de calcul de la dose. Ce faisant, on élimine déjà la grande part liée aux erreurs cumulées dans différentes opérations de lissage et à leur conjonction au niveau du résultat global, faisant en . même temps l'économie de temps. Il faudrait par ailleurs ne pas se préoccuper de la fameuse marge de sécurité de ce qui déborde au niveau de la cible, dans la mesure où il existe toujours au niveau de la balistique du (es) d'irra- diation une zone de fuite et de pénombre correspondant à ce besoin d'une irradiation marginale accessoire ; marge dans laquelle, comme nous le savons, le nombre des . cellules tumorales présentes ne nécessiterait pas absolument que l'on utilise des gros moyens pour tuer une mouche, sans oublier que l'oxygénation passe par là pour maintenir longtemps au cours de l'étalement la radiosensibilité de la tumeur. Sinon, on pourrait également, en ce qui concerne le but final de l'opération, le volu- me cible, agir sur des nouvelles exigences. Dans la perspective des budgets cons- . tants ou décroissants, l'étude de P. Dunscombe et coll. (1999) n'a-t-elle pas été entreprise pour explorer les effets économiques des changements des paramètres opérationnels sélectionnés à l'intérieur d'un programme de traitement aux radiations en utilisant les données financières du Northeastern Ontario Régional Cancer Centre et un modèle pour pourvoir en personnel reconnu. Un prospectus commercial . a été utilisé pour calculer le coût d'un étalement des 18fractions de radiothérapie, comprenant tous les processus préparatoires majeurs tels que la simulation et la planification de traitement. En utilisant ce prospectus et sur la base d'hypothèses explicites et raisonnables, comme le coût de la radiothérapie, la taille de l'installa- tion (p. ex. complément d'équipement) ainsi que les heures de diverses opérations, ont été calculé. Sur la base des hypothèses utilisées, le coût de la radiothérapie dans une installation traitant moins de 1. 600 patients par an environ commence à monter. A 400 patients par an, un étalement coûte approximativement 50 % plus cher qu'une installation de 1. 600 patients par an. Des longues heures d'opération ne semblent pas générer des économies significatives si ce n'est aucune, lorsque les hypothèses . réalistes à propos de la durée de vie de la machine et des rémunérations des heures supplémentaires sont faites. Utilisant un prospectus pour simuler les modifications de programme de traitement aux radiations peut, selon P. Dunscombe et coll., être un outil pour rendre une décision importante, lorsque les effets des changements des paramètres opératoires peuvent être démontrés. . On sait par ailleurs avec les notions de qualité et de gestion de la qualité que si la qualité est l'aptitude d'un produit ou d'un service à satisfaire les besoins des utilisateurs. ou encore qu'elle est, selon la Norme ISO 8402, l'ensemble des caractéristiques d'une entité qui lui confèrent l'aptitude à satisfaire des besoins ex- primés et implicites , la Radiothérapie conformationnelle est donc ressentie aujour- . d'hui comme un besoin. Mais, la qualité c'est aussi comment satisfaire le client ? Comment faire en sorte que le produit, le service ou le soin répondent aux attentes du client ? L'attente minimum d'un malade chronique c'est tout naturellement de passer moins de temps sur les lieux des ses soins et celle d'une institution serait le rendement d'un site : le nombre des malades par machine et par an serait dans ce . sens un bon indicateur d'une certaine rentabilité sans surcroît de charge de travail pour le personnel. Et tout ceci pour faire mieux au moindre coût. Devant l'accroissement considérable des coûts des soins de santé au cours des dernières décennies (et dans un système de remboursement global de soins de santé), le concept de coût-efficacité est un des éléments décisifs dans le choix politique d'une . stratégie donnée. En matière de santé, il faut y ajouter en plus les notions d'effica- cité, d'efficience, de sécurité et de gestion des risques. Tant il est vrai que l'assuran- ce de qualité impose une organisation et une méthodologie rigoureuse pour faire à priori la preuve que le produit, le service ou l'acte d'imagerie ou d'irradiation sera conforme à sa spécification. Il s'agit, en d'autres termes, de l'ensemble des actions . mises en place dans le but d'avoir confiance en l'obtention de la qualité en interne (au sein du service) et en externe. La perspective et l'horizon temporel de la présente invention doivent donc être clairement spécifiés, dans la description ci-après. Le rapport coût efficacité est une mesure synthétique nécessitant une approche micro- économique, afin de déterminer les coûts réels (numérateur), et une mesure d'efficacité (utilité), prenant en compte les préférences des patients ou de la communauté (dénominateur), afin de permettre des comparaisons entre des interventions de natures différentes. L'arrière-fond de la réalisation de cette invention est donc de faire contre-feu à une conception de simulation du traitement qui utilise des artifices faisant inexorable- ment la somme des erreurs méthodologiques, à travers la notion de simulation virtuelle isolée, basée sur un différé, et cherche à rendre compte en théorie seulement d'une définition très précise du volume cible. Mais, le reste de la pratique ne gagne pour autant ni en exactitude ni en précision balistique ; ceci dans la mesure où la visée continue toujours à se faire à l'aveugle et à distance de la simulation vir- tuelle et de la coupe scanographique de planification du traitement, dans des conditions qui sont loin d'être celles de la clinique thérapeutique. La chose la plus importante pour la balistique c'est, quelle que soit la porte d'entrée ou l'angle de tir des particules radiantes et de leurs variances positionnelles respectives, d'être toujours dans le mille. Avoir toujours exactement la même porte d'entrée repérée à la peau ne prévient pas le mouvement imperceptible, comme la rotation sur soimême, les modifications sous l'influence des mouvements volontaires ou involontaires, de topographie de la lésion ainsi que, des translations même imperceptibles dans les trois axes de l'espace aucune précision, ne sert, à proprement parler, de visée balistique. Ceci est d'autant plus vraie lorsqu'on utilise, comme en stéréoradio- thérapie, deux faisceaux synchrones d'irradiation thérapeutique dont l'objectif précis n'est autre que l'interaction électromagnétique devant se produire exactement à l'intérieur d'un seul volume cible, unique objet d'intérêt évalué au jour le jour par la méthode statistique, à chaque mouvement avec son amplitude exacte de variation non seulement au plus près du mouvement physiologique mais aussi à chaque instant et à chaque fraction de traitement, tout au long de l'étalement. 2. 7.3. - Principe de stéréoradiothérapie Le pas décisif, dans cette optique, a été franchi dans l'utilisation des plusieurs faisceaux simultanés d'irradiation en thérapeutique par l'Ecole de Radiologie de Strasbourg (ERS, Recteur : Dr Christophe Mwanza Chabunda). De fait en matière d'événements majeurs en Radiothérapie image CT-guidée dynamique, en ce début lu 21ème siècle, rien ne peut rivaliser avec le lancement de ce véritable concentré de ce qui se fait de mieux, cette technologie vraiment nouvelle de notre invention ntervient selon plusieurs démarches simultanées comportant l'irradiation en mégavoltage, l'imagerie en kilovoltage instantané et permanente, et la dosimétrie en tem- @s réel avec repérage constant du volume cible sur écran d'affichage scanographique associé à un contrôle et à une optimisation instantanés de ladite irradiation hérapeutique. Ces démarches permettent d'identifier instantanément tout problème éventuel relatif à la mise en place des différents faisceaux en même temps que les conditions optimales de visée de la cible précisément définie dans l'organisme du patient et conduisent, en cas de besoin, immédiatement et sans perte de temps aux )hases suivantes de correction balistique et de délivrance de la dose. Plus que amais, cette nouvelle invention incarne le summum de la radioscanographie :imultanée, voire de la cinéradioscanographie, associée à une dosimétrie en temps réel appliquée en cours de radiostéréothérapie par faisceaux externes synchrones multiples. Mais plus que jamais aussi, cette invention répond en même temps à l'une les aspirations les plus fondamentales de la Radiothérapie conformationnelle : la conjugaison jusque-là utopique de l'instantanéité de l'image visualisant le volume cible dans son environnement organique et ce faisant permet l'optimisation de la lélivrance de la dose, concrétisée en un dispositif combinant dans le même statif complexe deux têtes rotatives d'irradiation de mégavoltage à un système scanographique fixe à faisceau d'électrons produisant des rayons X de kilovoltage pour explorer en tranches multiples et en 3-D l'ensemble du volume cible irradié sur me base d'images non pas morphométriques de synthèse mais des images diagnostiques, telles qu'elles sont réalisées dans les trois dimensions de l'espace par l'importe quel scanner Imatron Fastrac à faisceau d'électron. tenant acte de cette évolution, nous souhaitons offrir cette fois-ci à la profession 'occasion d'un contrôle réel d'excellence scientifique de la pratique que la situation exposée ci-dessus impose à l'art et ceci à la mesure des moyens que nous venons uste de mettre, par exemple, à disposition non seulement dans notre invention brevetée n 01/01133qui allie une irradiation simultanée par deux faisceaux simultanés ;n miroir à des moyens diagnostiques permanents de contrôle de la cible et des contours externes, celui de la mise en place avec estimation statistique de leurs variabilités associées à une dosimétrie en ligne et en temps réel ; mais aussi comme nous le verrons plus loin dans la présente invention. Résoudre au cas par cas tous les problèmes, tout au long de l'étalement du traitement aux rayons, et trouver les solutions pertinentes aux problèmes de l'instant t, à l'instant t,, avec en gage la simultanéité de la réponse du radiothérapeute et du physicien par rapport à une situation que la simulation de planification doit certes pouvoir résoudre avec la banque des données mises en mémoire à la console de commande de l'ensemble du système de traitement, non seulement pour anticiper mais auissi pour adapter et ajuster en forçant un peu sur les différents paramètres variables de façon à optimiser à bon escient le traitement avec simulation clinique, en cours de traitement, qui anticipe les problèmes courants éventuels, . Une fois au lit du malade, il faut se rendre compte que les conditions changent ipso facto et qu'il faut s'adapter à chaque instant exactement aux nouvelles conditions, en alignant par exemple les axes optiques des faisceaux d'irradiation thérapeutique avec l'isocentre du système et le centre de la lésion. Ce contrat technique ne pouvait donc s'élaborer sans envisager un moyen d'imagerie fixe, comme le scanner à faisceau d'électrons, intégré comme tel et sans autres adap- tations supplémentaires qu'une amélioration, dans le dispositif d'invention, du réseau à l'état solide de détection des rayons X. On conçoit aisément que le repérage constant par des méthodes d'examens diagnostiques aussi précises, aussi sensibles et aussi spécifiques que possible de tout problème éventuel surgissant en cours d'irradiation thérapeutique, soit d'un grand apport dans la sécurité et la précision de l'irradiation, amorçant ainsi l'évolution vers la scanoradiothérapie intelligente . Il s'agit là des méthodes statistiques d'évaluation associées aux moyens d'imagerie en temps réel très fiables. Nous nous sommes rendus compte qu'il devait être possible de construire un ordinateur automatique capable de reconnaître les chiffres (statistiques) et les situations de calculs simples. C'est le principe d'un estimateur scanographique appliqué à la présente invention. Bien qu'il ne disposât pour toute technologie que de quelques mécanismes d'horlogerie informatique, nous avons ainsi construit une machine différentielle à même d'élaborer des plans de traitement et de les exécuter au moyen des systèmes experts et avons finit par mettre au point dans la phase ultime essentielle, la machine analytique capable d'accepter des instructions et de les traiter ensuite conformé-ment à une série d'instructions et de séquences logiques d'ensemble. Une telle machine, capable de résoudre par ellemême divers problèmes spécifiques, aurait pu déjà assurer des fonctions identiques à celles d'un ordinateur moderne quelconque, mais l'art actuel s'est surtout orienté en direction des protocoles d'intervention sur des bases mécanistes assistés par ordinateur plutôt que par des méthodes électroniques automatisées et intelligentes. 2.7.2.1. - Dispositif de stéréoradiothérapie Ce dispositif dont la description complète a été faite dans le brevet n 01/01133 con- cerne en effet un premier dispositif intelligent de mesure instantanée en ligne de la dose sur base, selon l'un des modes de sa réalisation, des données scanographiques et de contrôle de délivrance d'un double faisceau synchrone des particules (photon, électrons, positrons, neutron, proton) et des procédés de mise en #uvre et de cont- rôle permanent du dispositif en état de marche, caractérisée en ce que, selon le mode de réalisation : accélérateur linéaire (linac), microtron, 60Co, etc. des collisions entre photons, entre électrons, entre électrons et positrons, voire entre neutrons et neutrons . entre protons et protons, entre protons et neutrons, etc., sont des interactions électromagnétiques produites pour augmenter le dépôt d'énergie intratissulaire, dans un volume cible encore plus précis, en réalisant ainsi dans ledit volume cible le nouveau concept de stéréoradiothérapie par deux faisceaux externes synchrones irradiant selon un plan de symétrie en miroir. Elle se caractérise égale-ment en ce . qu'elle utilise aussi bien le phénomène de freinage (bremsstrahlung) que celui de collision des particules avec pour objectif une majoration substantielle du dépôt d'énergie intra-tissulaire. Ledit dispositif Bilinac-Imatron concerne donc un système double et des procédés de sa mise en #uvre servant à irradier de façon thérapeutique associé à un dispositif d'interception des émissions de l'ensemble des paramètres, . dont l'invariabilité est de mise pour répondre à l'exigence d'une très grande précision. Ce double dispositif fait corps avec un scanner, Imatron Fastrac, à faisceau d'électrons. lui-même relié à une console de dosimétrie en temps réel destiné à coller exactement à l'objet à irradier par une estimation statistiquement significative permanente et la réalité sous-jacente n'étant pas, dans ce cas, une ima- . ge de composition vue en différé mais constitue bien l'instantané du moment ; ceci pour un meilleur contrôle d'excellence scientifique et de la qualité des actes de radiothérapie notamment au cours de l'IMSRT. 2.7.3.2. - l'IMSRT Le dispositif dit Bilinac-Imatron concerne, dans un des modes de sa réalisation, que . nous avons décrit pour la simplification de la présentation sous sa seule forme de collisionneur linéaire (type J.L.C.), caractérisé en ce qu'un accélérateur linéaire (microtron) à double guide d'ondes synchronisé pour accélérer et débiter des particules qui entrent en collision au sein d'un volume tissulaire organique donné dit zone d'interaction électromagnétique. Au centre du statif un tunnel occupé par un lit d'examen scanographique et d'irradiation, au moyen des deux faisceaux externes synchrones soit des photons X, soit d'électrons, soit d'électrons d'une part et de positrons de l'autre. Selon les besoins de la dosimétrie, ces faisceaux peuvent être de même énergie ou intensité spectrale ou avoir des asymétries d'énergie pondérées à volonté pour influer sur la forme des isodoses, dans le volume cible ; et finalement fournir un type nouveau de modulation dans le temps et dans l'espace de l'intensité des deux faisceaux, l'IMSRT (Intensity-Modulated Stéréo Radiation Therapy), comprenant l'IMRT, l'IMAT et un mélange des ces deux techniques des champs fixes et d'arc-thérapie. L'interaction électromagnétique des faisceaux s'effectue avec une symétrie en miroir des deux têtes d'irradiation thérapeutique. La symétrie . par plan miroir utilisée ici est la plus naturelle. Elle est également la plus fondamentale, car en jouant avec deux miroirs on obtient toutes les autres opérations de symétrie spatiales : la rotation (intersection des deux plans miroirs), la translation qui peut être décrite par deux réflexions successives, etc., notamment en vue de l'escalade de dose. . 2.7.3.3. - Principes d'escalade de la dose, en stéréoradiothérapie Postulons que nous somme en présence de n cibles micro-dosimétriques moléculaires. L'analyse combinatoire et la théorie dite de la cible multiple n peuvent, en fonction de la densité de dépôt d'énergie, s'appliquer à notre dispositif pour deux caractères : destruction (D) et réparation (R) cellulaires. > Pour une augmentation de Pl, probabilité de contrôle tumoral : il faut que D l'emporte sur R > Pour une diminution de P2, probabilité de complication du tissu non tumoral : il faut que R l'emporte sur D 2. 7.3.3.1. - Densité de dépôt d'énergie et rendement quantique d'irradiation simultanée à faisceaux externes multiples 1. - Interaction électromagnétique par convergence des deux faisceaux simultanés Le cas d'utilisation des deux faisceaux simultanés, tel qu'en Stéréoradiothérapie, avec symétrie en miroir conduit à une probabilité de destruction accrue, en raison de la forte densité de dépôt d'énergie, dans les zones d'interactions électromagnétiques . des deux faisceaux en miroir au sein de la lésion de l'ordre de P1 = ((n)2)1. D/R.F + Diffusion de Coulomb, si F représente le nombre de fractions ou la durée d'étalement en jours. Des effets causés par les réactions nucléaires sont évalués, comprenant la dose accrue du fait de la production de neutrons et de la radioactivité induite résultant en un facteur d'efficacité biologique relative (relative biological effectiveness, RBE) augmentée d'un facteur supérieur à 1,03. Sachant toujours que la diffusion représente le flux des particules secondaires. *2. - Interaction électromagnétique par convergence des 11faisceaux simultanés Dans le cas de onze faisceaux simultanés qui ont, deux par deux, dix combinaisons possibles des plans de symétrie en miroir de la présente invention. Ce qui donne P1 = ((n)2)10. D/R.F + Diffusion de Coulomb. La balistique correcte s'effectue de façon à laisser complètement en dehors de la zone d'interaction électromagnétique toutes les structures environnantes appartenant aux tissus sains où on rencontre à chaque fois un seul faisceau, dont le potentiel et la densité de dépôt d'énergie sont, comme dans l'irradiation traditionnelle exposée ciaprès, relativement très faibles. D'où P2 = n . D/R.F + Diffusion de Coulomb (faible). 3. - Trans-action d'un seul faisceau conventionnel avec un milieu tissulaire traversé La diffusion de Coulomb est ici négligeable, excepté à des énergies radiantes très élevées En revanche en Radiochirurgie cérébrale, par exemple, le terme F = 1 En StéréoRadiothérapie, le terme F = ~ 12 - 15 j max ( deux semaines). Le maximum des effets de dose se produit au sein de la lésion plutôt qu'à la périphérie. Tandis qu'en PolystéréoRadiothérapie, le terme F = 3 - 5 j (une semaine de traitement max). Là où la Radiothérapie conventionnelle procède avec F = 22 - 30 séances (3 à 4 semaines) voire plus le nombre des fractions a naturellement tendance à se réduire. Le maximum des effets de dose se produit, dans le cas de l'irradiation classique, au niveau de la porte d'entrée du faisceau incident unique et s'atténue en fonction de la profondeur. Ce qui a pour conséquence de pouvoir handicaper énormément le contrôle tumoral au bénéfice de la réparation cellulaire et complique singulièrement l'optimisation balistique, comme nous le verrons ci-après dans l'exemple de l'irradiation thoracique. 2.7.3.3.2. - Exemple d'optimisation de l'Irradiation thoracique Dans le but d'optimiser la probabilité de contrôle tumoral et d'évaluer l'utilisation des distributions inhomogènes, avec ou sans modulation d'intensité d'un seul fais- ceau, de la dose-cible obtenue avec des plans de radiothérapie conformationnelle 3- D, W. R. de Gersem et coll. (1999) ont planifié le traitement des 10 patients ayant le cancer NSCLC de stade III, afin d'offrir la possibilité d'augmenter les indices de toxicité aux tissus normaux et/ou d'augmenter les indices de contrôle tumoral du cancer pulmonaire non à petites cellules de stade III (NSCLC = non-small cell lung cancer), en utilisant une technique conventionnelle 3-D et une technique impliquant . la modulation d'intensité du faisceau non-coplanaire (noncoplanar beam intensity modulation = BIM). Deux volumes cibles de planification (PTVs) ont été définis à cet effet : le PTV1 incluait le volume tumoral macroscopique et le PTV2 incluait, quant à lui, le volume tumoral aussi bien macroscopique que microscopique. La simulation virtuelle définissait ensuite les formes du faisceau ainsi que les inciden- . ces tant pour les orientations du filtre en coin (3-D) que pour les contours du segment (BIM). Les pondérations des faisceaux filtrés, celles des faisceaux non- filtrés et des segments ont été déterminées par optimisation, en utilisant une fonction objective ayant une composante biologique et une composante physique. La compo- sante biologique incluait uniquement la probabilité de contrôle de la tumeur (TCP) pour le PTV1(TCP1), tandis que pour le PTV2 (TCP2), elle comprenait la probabilité de complication du tissu normal (NTCP) du poumon, celles de la corde spinale et du c#ur; mais n'évaluait pas la variabilité au cours du temps de ces organes mobiles comme le prône la présente invention. Sans tenir compte des biais éventuels de visée, la composante physique incluait, comme le prône la présente . invention, aussi bien la dose maximum et minimum que la déviation standard de la dose au PTV1. Les distributions de la dose cible les plus inhomogènes ont été obtenues, en utilisant seulement la composante biologique de la fonction objective (optimisation biologique). En autorisant la composante physique, en plus de la com- posante biologique, l'inhomogénéité du PTV1était réduite (c'est l'optimisation biophysique). Les valeurs NTCP aussi bien que les doses maximums ou les niveaux de dose aux fonctions pertinentes du volume de l'organe ont été utilisés, comme indices de toxicité aux tissus normaux. Lorsque l'optimisation a été réalisée, par rapport à la fonction biologique objective et à la fonction biophysique, l'inhomogénéité du PTV1 dans cet exemple décrois- saient pour le 3D- de 13 (8-23) % à 4 (2-9) % (p = 0,00009) et pour les plans BIM de 44 (35-56) % à 20 (9-34) % (p 0,001, pour toutes les valeurs). La probabilité de contrôle de la tumeur (estimée par TCP1 x TCP2) était par exemple plus élevée de 4,7 % (3-D) et de 6,2 % (BIM) dans l'étude de W. R. de Gersem et coll. (1999), pour l'optimisation biologique (p = 0,01 et p = 0,00002 respectivement). Le NTCP (poumon) et le pourcentage du volume pulmonaire excédant 20 Gy étaient plus élevés avec l'utilisation de la fonction bio- physique objective. Le NTCP (c#ur) était également plus élevé, avec l'utilisation de la seule fonction biophysique objective. Le pourcentage du volume du c#ur excé- dant 40 Gy tendait à être plus élevé, mais la différence n'était pas significative. Pour la corde spinale, la dose maximum aussi bien que le NTCP (corde) étaient, similaires, pour les plans 3-D (D(max) : p = 0,04 ; NTCP : p = 0,2), mais ils étaient . significativement plus faibles pour le BIM (D(max) : p = 0,002 ; NTCP : p = 0,008), lorsque la fonction biophysique objective était utilisée seule. En utilisant les techni- ques 3-D conventionnelles, les distributions inhomogènes de dose semblent offrir à ces auteurs le potentiel d'augmenter davantage la probabilité de contrôle tumoral local non compliqué. Elles semblent être indiquées pour utiliser les techniques, tel . que le BIM, qui conduiraient à la grande escalade des doses cibles maximums, pour limiter l'inhomogénéité de la dose-cible afin d'éviter les niveaux de dose qui sont si élevés avec des variances également élevées que la sécurité devient problématique (W. R. de Gersem et al 1999), sans la maîtrise du phénomène des biais statistiques. Ces auteurs ont pourtant estimé que ce type d'optimisation améliorait l'homogénéité . des plans 3-D et le BIM de la dose à la cible ainsi que la dose minimum au PTV2 qui diminuait spécialement grâce à l'optimisation dans les plans 3-D. Après optimisation, les histogrammes dose-volume (DVHs) du poumon et du c#ur étaient déplacés (changés) vers les doses plus faibles pour les 80-90 % du volume de l'orga- ne. Puisque le poumon est l'organe limitant de la dose dans le NSCLC de stade III, . une dose minimum au PTV1 augmentait en même temps que diminuait la dose au volume pulmonaire principal ; ce qui suggère dans ces conditions un ratio thérapeutique amélioré. L'optimisation autorise ainsi, aux niveaux d'isotoxicité pulmonaire et de la corde spinale, 10 % d'escalade de dose pour les plans 3-D et 20 % pour les plans BIM. L'oesophage peut devenir pour l'escalade de la dose la struc- . ture limitant de la dose, lorsque le PTV1 s'étend à proximité de celui-ci. L'opfimisa- tion utilisant une fonction biophysique objective permettrait, d'après de Gersem et coll. (2000), une augmentation du ratio thérapeutique de la planification de radiothérapie, pour le NSCLC de stade III. On observe une fois de plus qu'il est fait appel à un formalisme mathématique pour résoudre des questions d'ordre technique, tenant compte des éléments anatomiques réels en présence avec leurs variabilités physiologiques et biophysiques. 2. 7.4. - Symétrie d'irradiation, symétrie organique de représentation et Mécanisme thérapeutique de transformation anticancéreuse Le meilleur choix d'une stratégie thérapeutique, en Radio-oncologie, doit mettre en . #uvre la connaissance des modalités évolutives de la maladie, et celles des moyens techniques mis en pratique. Le Radiophysicien est habituellement confiné à l'exécu- tion des calculs et c'est, de notre point de vue, une erreur lourde de conséquence. C'est pourquoi cette invention s'attelle à la problématique de ce qui devrait être fait : un contrôle en temps réel par les méthodes statistiques d'évaluation précise de la . délivrance, tant il est vrai qu'en tomothérapie, par exemple, les choses évoluent au moindre mouvement involontaire du patient ou du lit de traitement, tous les jours et tout au long de l'étalement du traitement, ceci compte tenu, entre autres, de la régression sous traitement du volume tumoral et son repli dans les tissus sains envi- ronnants, en fonction de la réponse thérapeutique dans le temps. A telle enseigne . que si, dans un rapport volumique lésion / tissus sains de 1/3, l'on part d'un volume tumoral donné cerné par un volume cible trois fois plus large, délimité en tenant compte de l'inévitable marge de sécurité minimale, au jour Jo, il faut s'attendre en fonction du temps à une inversion de ce rapport, eu égard à la fonte tumorale, en défaveur du tissu sain glissant petit à petit dans le volume cible prévisionnel. . Maintenir un volume cible (VC) constant, au fil du temps, ne semble pas dès lors logique et ne colle donc pas exactement, dans ce cas de figure, au désir d'une irradiation conformationnelle précise, mais plutôt approximative et néfaste aux tissus sains. Il faut donc approcher un peu plus la réalité, au cours du temps, du volume cible. C'est cette nouvelle approche que proposait déjà le dispositif Bilinac- . Imatron, en rapport essentiellement et pour le besoin de la description avec le mode de réalisation des deux faisceaux synchrones d'irradiation. Sinon, on peut également concevoir d'autres modes de réalisation intégrant notamment un appareil irradiant avec une seule source unique de rayonnement. Dans ce dernier mode de réalisation les deux fenêtres latérales, décrites dans le brevet susmentionné, de l'espace conjoint d'irradiation et d'image communique au niveau de la voûte du statif pour ne faire plus qu'une seule fenêtre avec une amplitude de battement de 320 d'angle permettant la course de la source autour du support patient, avec un système d'imagerie scanographique semi-permanent, dans la mesure où le réseau des détecteurs est ici escamotable. 2.7.4.1. - Dosimétrie d'interaction électromagnétique Mais, la dosimétrie qui nous intéresse ici est celle de l'interaction des deux faisceaux d'irradiation synchrone, dont on sait que cette irradiation peut être à énergie d'inten- sité spectrale symétrique ou asymétrique, selon les besoins de la modulation IMSRT. Mais, la symétrie en miroir de cette modalité d'irradiation apporte une . relation privilégiée au niveau moléculaire et permet de faire avancer la science dans ce domaine. Il est un fait que la découverte de la chiralité par Louis Pasteur nous a montré que deux objets chiraux sont des images l'un de l'autre au travers d'un miroir. On prend couramment exemple de la main gauche et la main droite pour l'illustrer, mais c'est le cas pour de très nombreux objets qui nous entourent : l'héli- . ce d'ADN, des coquilles, des particules élémentaires, etc., et ici les deux faisceaux d'irradiation thérapeutique simultanée Pasteur a donc trié patiemment des cristaux d'acides tartriques en deux groupes ayant des propriétés symétriques, ceux qui tournaient à gauche et ceux qui tournaient à droite, avant de s'apercevoir qu'ils n'avaient pas les mêmes propriétés sur la lumière, c'est-à-dire les rayonnements électromagnétiques dont font partie les rayons X et les autres radiations. La mise en ordre, la symétrisation de son objet lui a permis cette importante découverte des molécules organiques lévogyres et dextrogyres. Grâce à cette découverte, Pas- teur a relié la symétrie cristalline droite/gauche à une symétrie de même nature au niveau moléculaire. Il existe donc des molécules droites et des molécules gauches, . il ne fallait pas continuer à l'ignorer plus longtemps en Radiothérapie. La symétrie avait alors joué le rôle de passerelle entre le macroscopique et le microscopique. La microdosimétrie ne pouvait pas non plus ignorer longtemps cet acquis. Surtout quand on sait que la découverte des rayons X en 1895 avait apporté un exemple similaire dans la mesure où les scientifiques se sont rapidement aperçus, comme l'il- lustre la figure lb, que la diffraction de ces rayons par des cristaux formait des cercles, structures hautement symétriques. Ces images de la matière venaient étayer la thèse de cristaux ayant les mêmes propriétés et toutes ces notions sont au fonde- ment même de l'action thérapeutique des rayons et de la Physique des radiations thérapeutiques intégrant le nouveau concept de diffusion isotropique de l'énergie ra- . diante déposée. Une irradiation thérapeutique avec une symétrie en miroir sur des molécules tissulaires disposées en structure symétrique pourrait sans doute améliorer la théorie d'une cible unique pour passer à la théorie de n cibles moléculaires permettant d'accroître les effets des rayons dans les tissus irradiés et par conséquent une destruction massive des molécules des tissus visés et permettant d'épouser par disposition spatio-temporelle des faisceaux à l'anisotropie morphologique de la forme tumorale modélisant l'objet. On peut dores et déjà distinguer deux modes de réalisation d'un même effet au niveau de l'interface opérateur - machine. L'un est direct comme lorsqu'il s'agit de produire par exemple, chez le récepteur du discours, la compréhension de son sens, la saisie de sa validité. C'est la nécessaire représentation de ce qui passe au niveau du volume cible. Le second est indirect. Il consiste à produire d'abord un certain en vue de produire ultérieurement ou d'induire la production d'un autre effet que recherche, par ce détour, celui qui s'exprime (opérateur) ; rétroaction par adaptation, effet de premier degré (image diagnostique), une certaine disposition du récepteur, ajustement de la situation aux conditions réelles et non historiques d'irradiation thérapeutique avec deux faisceaux simultanés ou plus. 2.7.4.2. - Mode de réalisation avec deux faisceaux MV Simulation scanographique sur un CT Imatron Fastrac dédié, selon un des modes de réalisation, dont nous décrirons ici le plus moderne d'entre eux : le Bilinac. Le générateur utilisé est, dans l'état de l'art ancien, généralement un accélérateur linéaire du type Sagittaire, par exemple, délivrant des électrons dont la gamme d'énergies disponibles s'étend de 7 à 32 MeV par échelon de 3 MeV, ou de photons d'énergie maximum de 25 MeV. A l'extrémité du tube à vide, les électrons sont monoénergétiques à 0,5 % près. Ils traversent la fenêtre de sortie et la chambre du moniteur. Le débit y est réglable de 5 Gy/min à 40 Gy/min à 1 mètre de la source à toutes les énergies. Le faisceau unique est ensuite réduit aux dimensions souhaitées par un système de collimation permettant des champs de 4 x 4 cm à 30 x 30 cm au niveau de l'axe de rotation de l'appareil, qui est situé à 105 cm de la source. La collimation primaire du faisceau d'électrons est constituée de 2 paires de mâchoires en plomb mobiles de 20 cm d'épaisseur, qui servent de collimation aux faisceaux des photons. Le collimateur additionnel destiné aux électrons est, tout comme le MLC, fixé au collimateur principal des rayons X et s'ouvre avec celui-ci ; il est constitué de 4 lames de 7 mm d'épaisseur dont le bord externe est situé à 33 mm en dedans des limites géométriques du faisceau définies par le collimateur des photons. Le fantôme utilisé pour la mesure du rendement en profondeur du faisceau est géné- ralement constitué de plaque de polystyrène (densité 1,03) de 30 x 40 cm que l'on empile les unes sur les autres, en permettant de réaliser des épaisseurs de 0,5 cm à 40 cm. Deux de ces plans sont creusés de cavités ajustées aux dimensions des chambres d'ionisation. L'influence de la DSP sur le rendement en profondeur des rayons se fait surtout ressentir au niveau de la dose à l'entrée et de la profondeur du maximum. La dose à l'entrée est en effet d'autant plus élevée que les dimensions du faisceau sont plus petites. A 10 MeV, la dose à l'entrée par exemple qui est de 85 % pour un . champ de 10 x 10 cm à 90 cm devient égale à 99 % pour un champ de 1,5 x 1,5 cm à 90 cm. Le maximum de dose est d'autant plus proche de la peau que les dimensions du faisceau sont plus petites. A 10 MeV, le maximum de dose qui est à 2,5 cm de profondeur pour un champ de 10 x 10 à 90 cm, se trouve à 0,5 cm de profondeur pour un champ de 1,5 x 1,5 cm à 90 cm. La pente de la partie décroissante de la . courbe de rendement en profondeur est d'autant plus élevée que les dimensions du champ à la peau sont plus grandes. La portion proximale de tissus entre la peau et la lésion est celle où le dépôt d'énergie par trans-action est le plus absorbé. La variation de la dose en fonction de la distance à la source se fait habituellement selon la loi de l'inverse carré des distances. Des mesures par les chambres ont été effectuées à toutes les énergies pour des distances source-peau des champs comprises entre 5 x 5 cm à 20 x 20 cm, mesurés au niveau de l'axe de rotation de l'appareil. Les débits de dose sont mesurés à des distances différentes pour une ouverture constante du collimateur. Pour une irradiation double simultanée on peut s'attendre à ce que la loi du carré inverse de la distance ne soit pas vérifiée, mais . plutôt celle de la diffusion primaire et secondaire de l'énergie radiante. La variation du débit de dose en un point est par ailleurs liée à l'ouverture du collimateur (et non aux dimensions du champ à la peau), dans le cas d'un faisceau unique. Cette variation relative dépend de l'énergie du faisceau et elle est d'autant plus importante que l'énergie est plus faible. A 8 MeV le débit de dose varie, pour . des champs allant de 5 x 5 cm à 25 x 25 cm, par exemple entre 50 % et 120 % de sa valeur correspondant à un champ de 10 x 10 (ces champs étant mesurés à 90 cm de la source). A 28 MeV, cette variation ne dépasse pas 2 %. 3. Exposé de l'Invention L'invention concerne un dispositif de Radiothérapie guidée par scanographique ainsi que plusieurs procédés, de planification de traitement et de simulation clinique 3-D pré- et per-opératoire, caractérisés en ce qu'elle comprend selon le mode préféré de réalisation de symétrie icosaédrique, sur son portique rotatif : cinq tubes à rayons X polyanodiques placés de façon équi-angulaire, sur une seule orbite tournant à 0,5 s/cycle à l'intérieur d'un statif, configuré de façon à projeter chacun plusieurs éventails distincts simultanés des faisceaux coniques concentriques, à partir desdits tubes, dotés d'un système de collimation qui restreint la portée latérale de l'éventail d'irradiation des faisceaux des tubes à rayons X destinés, tel qu'en scanographie hélicoïdale à phases multiples (à réduire la largeur de l'éventail et à diminuer la diffusion secondaire... [cf. notre brevet 00/17333] ) ainsi qu'à irradier simultanément un seul et même objet en cyclothérapie ; six tubes fixes placés deux à deux sur des hémi-arceaux, destinés à irradier la même cible de façon synchrone à la cyclothéra- pie, par des faisceaux extérieurs au statif et à champs fixes, et apte à générer en même temps des images diagnostiques dynamiques de tomographie assistée par ordinateur (CT) disposant des procédés et des moyens de gestion dynamique d'une imagerie radiologique numérique de qualité diagnostique et un dispositif d'évaluation par les méthodes statistiques tissulaires de la position d'équilibre du corps humain autour de laquelle oscille divers mouvements, volontaires et involontaires, en même temps qu'un procédé et un système de déclenchement physiologique prédicitif de la Radiothérapie. La délivrance du (es) faisceau(x), constituée de (s) (es) source (s) radiations, émettant selon les besoins de façon isolée ou de façon conjointe, comprend donc un système stationnaire et un système rotatif monté sur un portique qui peut tourner autour du patient sur un arc de 360 , est au préalable simulée en vue de planifier le traitement. Mieux le système de Reconstruction hybride pour imagerie cardiaque multicouche, hélicoïdale à pas élevé (Selon un aspect, la présente invention concerne une méthode pour balayer un objet avec un système d'imagerie CT multicouche à rangées multiples de détec- teurs ayant chacune un isocentre. La méthode comprend les moyens pour bala-yer de façon hélicoïdale un objet avec le système d'imagerie CT multicouche pour obtenir des segments de données. Le tube scanographique unique fait face, dans le mode de réalisation préféré à symétrie icosaédrique, à une ouverture par laquelle les rayons transmis atteignent le réseau de détection de quatrième génération disposé autour de l'orbite de rotation des tubes du portique rotatif et un système d'acquisition des données (DAS) de tomodensitométrie couplé, en tant que serveur du système central, à une console de dosimétrie en ligne. De sorte que, lorsque l'imagerie scanographique n'est pas nécessaire, au cours de la procédure de thérapie, le tube scanographique remonte de 120 à 240 kV et l'accès au réseau des détecteurs est obturé par un moyen d'imagerie destiné aux caractéristiques des rayons d'irradiation thérapeutique d'orthovoltage de 240-250 kV. L'orthovoltage utilisant en même temps tous les tubes à rayons X du système, y compris le tube scanographique, qui peut ainsi être mis en #uvre à de kilovoltage plus élevé pour effectuer la thérapie et réaliser des débits de dose plus élevés et par conséquent de plus grandes énergies de diffusion d'électrons à efficience de conversion des rayons X ayant un pourcentage plus faible d'échauffement du tube (par exemple, 250 kVP) aussi bien qu'à kilovoltage plus faible (80 - 140 kVP) pour un contraste d'image plus optimal. En face de chaque tube d'irradiation thérapeutique on trouve des moyens d'imagerie collectant les différentes caractéristiques des ra- yons d'orthovoltage destinés à la dosimétrie. C'est la manière de combiner ces différents faisceaux simultanés d'irradiation thérapeutique et non sur la conformation de la fente de sortie du tube du faisceau d'irradiation que se détermine une morphologie résultante qui doit se conformer à l'anisotropie de la forme irrégulière ou non de la lésion cible. Ladite fente de sortie a généralement une forme hexagona- le simple qui peut être plus ou moins allongée, telle qu'en scanographie du commerce, et pour restreindre en fonction de besoin le faisceau strictement à la lésion cible. Un système optique multimodal tel que dans le brevet PCT/USOO/28879, de diagnostic tissulaire en détermine les caractéristiques tissulaires propres prenant en compte l'hétérogénéité tissulaire. 3. 1. - Objectifs de la présente invention et leur réalisation En affirmant que la radioscanographie en projection polyconique à phases multiples de balayage hélicoïdal marque le début d'un nouvel âge scanographique, l'Ecole de Radiologie de Strasbourg (E. R.S) n'hésite pas à insister sur l'innovation qui accom- pagne l'ouverture d'une nouvelle dimension la quatrième en scanographie hélicoïdale à phase multiple, tel que dans le brevet 01/16812 et un style particulièrement audacieux de la scanographie en projection polyconique 4-D, utilisée ici à des fins thérapeutiques, non pour la seule hyper-sophistication mais surtout pour : - Matérialiser de façon objective le volume cible, pour en suivre l'évolution, au cours du traitement du début jusqu'à la fin, en fonction de son étendue et de sa topographie précise avec toutes les variabilités spatio-temporelles détectables. Matérialiser tous les paramètres techniques par un double système d'imagerie et ajuster de façon toujours flexible et extrêmement précise la balistique, pour déli- vrer au plus juste par conséquent la dose dans le volume cible. Simuler cliniquement, par la méthode statistique pour ce faire sur le patient lui- même, des situations aux limites avec toutes les incertitudes de positionnement, de repositionnement, d'angulation ou d'incidence des faisceaux, etc., la topographie de l'isocentre par rapport aux contours mêmes de la lésion et à sa variabilité en fonction du temps et non par rapport aux repères cutanés des champs (portes d'entrées de faisceaux), ceci eu égard aux mouvements volontaires et involontaires, etc., ainsi que leurs aptitudes respectives, et une optimisation balistique permanente statistiquement significative et une interface utilisateur machine très conviviale. . L'optimisation du traitement ne s'effectue pas par simulation virtuelle mais par un acte clinique, simulant au lit du malade sur le patient lui-même, basés sur des méthodes statistiques, beaucoup plus que sur un acte virtuel conçu avec un ordinateur, les données instantanées d'acquisition 3-D en temps réel des images du patient, ainsi que toutes les conditions d'erreurs inhérentes à la mise en place éven- . tuelles, à l'alignement des champs sur l'objectif unique et à la précision de visée balistique de la lésion cible avec sa variabilité statistique, dans le temps et dans l'espace. Contrairement aux autres méthodes de simulation, la balistique ne reste pas ici figée, elle se caractérise plutôt par sa flexibilité et son adaptabilité en rapport étroit avec les conditions réelles de la séance en cours, en lui apportant à chaque fois . sur une base statistique des images CT dynamiques contemporaines de chaque geste et d'un test itératif du volume cible microscopique. En fait, avec l'aide de ce système tous les paramètres importants de fonctionnement deviennent variables en continu et modélisés à partir des données statistiques : il en résulte une disponibilité accrue du couple et de la puissance, dont les valeurs sont augmentées, en même . temps que sont réduits les effets secondaires néfastes. Ces méthodes statistiques, que nous exposons ci-après, font donc mieux que compenser l'inévitable, dont la sécurité, le confort et la richesse d'équipement ont été conçus dans le but de fixer de nouvelles références. 3. 2. Systèmes informatiques d'interface utilisateur machine embarqués sur la présente invention Cette orchestration de la présente invention se caractérise en ce que divers sous-sys- tèmes technologiques d'avant-garde, au service de la précision et de la qualité mais aussi d'une parfaite simplicité d'utilisation, accomplissent des tâches différant mais interdépendantes sont mis en oeuvre. Un procédé pour utiliser un scanner de tomog- raphie assistée par ordinateur qui utilise un faisceau d'énergie radiante à des fins d'imagerie pour irradier de façon thérapeutique une région (cible) d'interaction choisie avec le faisceau d'énergie radiante dans lequel l'étape de balayage de la ré- . gion choisie à travers des cycles multiples inclut les étapes de : obtenir un signal de synchronisation (gating) représentant ces temps, lorsque la région choisie est située à l'intérieur d'un faisceau d'énergie radiante ; et irradier la région choisie seulement durant des tels moments que des tels signaux de synchronisation (gating) sélectionne (par ex ECG : ou diastole cardiaque) ou synchronisation respiratoire. . Dans le système informatique, cet agencement interne est relativement constant (c'est la fonction informatique) ; dans les systèmes physiopathologiques, la dis- position des éléments peut varier à l'infini et elle se trouve fréquemment modifié par ce qu'on appelle l'évolution dans le temps et dans l'espace, c'est la fonction biophy- sique. L'objet de la présente invention est de calculer, outre une visée balistique . précise, la dose des radiations à tout moment dans le corps, en utilisant par exemple le transport tridimensionnel de Monte-Carlo ou mieux la dosimétrie par kernels. L'invention concerne également, telle que dans le brevet EP 0 945 103 Al (Mertel- meier und Scholtz, 1999) un dispositif pour l'examen de tissus vivants par rayonnement X et elle mesure l'impédance électrique à l'aide d'un dispositif de . commande, qui au choix active, d'une part, une source de rayonnement X et un dispositif récepteur de rayonnement et un moyen pour influencer, d'autre part, le tissu à examiner à l'aide de signaux de courant ou de tensions et un moyen pour mesurer les potentiels ou courants induits, de manière à ce que la production d'une image aux rayons X et une mesure des potentiels ou courants induits aient lieu soit . simultanément, soit séquentiellement. Une fusion des images ainsi produites par un seul et même système est également possible. 4. Brève description des dessins La figure 1 illustre schématiquement le principe balistique en Radiothérapie avec les différentes possibilités de visée sur un nombre donné des tirs visant, en fonction de l'imagerie dynamique de guidance ou non, présentant selon les données statistiques de l'impact de visée quatre cas de figure différents. Sachant que CE = contour externe ; MS = marge de sécurité ; VC = volume cible ; et L = lésion ou objectif. Il s'agit de faire coïncider exactement l'objectif avec le lieu géométrique de passage des rayons (impacts des tirs), pour être capable de produire de façon très précise une interaction au sein de l'objectif, L. La figure 1b montre le spectre de diffraction d'un faisceau des rayons X irradiation d'une source unique. La Figure 2 est une représentation diagrammatique illustrant les symétries majeures dans l'espace d'irradiation thérapeutique des paradigmes anciens essentiellement cubiques (en boîte), dont les différentes faces représentent les champs coplanaires d'irradiation dite en feux croisés exécutés avec une irradiation unidirectionnelle à incidences successives de tir du faisceau ou à incidences tétraédriques simultanées non-coplanaires (seuls quatre tubes sont en mode décomplété commutés) conver- gents à l'isocentre du système et à incidences icosaédriques (tous les treize tubes sont opérationnels) convergeant à l'isocentre du système et dont les sommets représentent les sources des rayons de la présente invention. Le Bilinac Imatron, dans son mode de réalisation à quatre faisceaux simultanés, basé sur un collision- neur linéaire aux énergies utilisées en Radiothérapie, couplée à un scanner à faisceau d'électrons, réalise systématiquement une symétrie tétraédrique d'irradiation thérapeutique pour réaliser un débit élevé de dose et un dépôt d'énergie conséquent. Les Figures 3a et 3b illustrent les deux systèmes des portiques : les stationnaires disposés par paires : 15, 16 ; 17, 18 ; 19, 20 avec possibilité de bascule latérale de la paire de part et d'autre de la position centrale, et indépendamment l'un de l'autre, de sorte qu'une paire peut décaler au maximum ses deux hemi-arceaux de 30 et au bout de chaque hémi-arceau un tube à rayons X : 8, 9 ; 10, 11 ; et 12, 13 ; dans les différentes vues du dispositif d'invention avec ses six hémi-arceaux 15, 16, 17, 18, 19, et 20 aux extrémités desquels sont disposés six tubes 8,9, 10,11, 12,13 stationnaires à anodes de préférence fixes de part et d'autre du plan (x, y) du statif à l'intérieur duquel tournent cinq tubes à anodes tournantes 1, 2, 3, 4, et 5. L'ensemble tourne autour d'un seul et même isocentre 1 et d'un support patient 24. La figure 4 illustre le mode préféré de réalisation du portique rotative à cinq tubes équidistants et équiangulaires 1, 2,3, 4, et 5 placés sur orbite, dont un seul 4 est associé en face du faisceau en éventail d'axe optique 7 en projection polyconique de balayage scanographique hélicoïdal, qui au travers de la fenêtre 15 impressionne en l'anneau multicouche des détecteurs DAS 14, construit avec un système d'acquisition multicoupes simultanée des données d'images scanographiques transmis par l'image examinée 34 en vue d'une imagerie de guidance de la Radiothérapie ; tandis que les quatre autres sont des tubes de Radiothérapie seule. La source 4 est apte à monter en tension jusqu'à 250 kV à usage de Radiothérapie ou rester à 80 à 120 kV à usage scanographique. Les autres sources 1, 2, 3 et 5 des rayons X émettent cha- cun un faisceau d'orthovoltage de 250 kV (d'axe 6', 6", 6"', 6IV) qui est modulable en intensité et en diamètre pour épouser exactement la forme géométrique d'interaction incluse dans la lésion cible 20, avec toujours des marges de sécurité négatives, sachant que du fait de la diffusion isotropique de l'énergie radiante, il existe aussi bien par interaction électromagnétique des faisceaux entre eux qu'entre les fais- ceaux et le milieu diffusant un pic de dépôt d'énergie, élargissant en profondeur la zone de dépôt d'énergie à l'ensemble de la lésion cible, marges com-prises, pendant que les tissus alentour sont épargnés et ne sont intéressés que par le dépôt de transit où trans-action dans laquelle les règles d'atténuation en profondeur et de recoupement des champs restent de rigueur. En face de ces sources sont disposés des moyens de détection des rayons X distincts pour chaque faisceau : 15 amovible ainsi que 16,17, 18, et 19 fixes faisant écran aux faisceaux d'orthovoltage, pour en détecter les caractéristiques dosimétriques et pour produire une imagerie matérialisant ces faisceaux eux-mêmes ainsi que leur incidence. La Figure 5 illustre les différentes incidences d'irradiation thérapeutique avec symé- trie en miroir de fluence pour traiter de façon thérapeutique avec deux faisceaux synchrones une lésion cible placée à l'isocentre d'un scanner à faisceau d'électron en coïncidence avec l'isocentre de rotation d'un collisionneur linéaire dans un dispositif dit Bilinac-Imatron, dont il faut se référer au descriptif et aux schémas détaillés inclus dans le brevet 01/01133. Elle schématise les nouvelles formes de modulation d'intensité par collision intratissulaire des particules des deux faisceaux distincts, émanant des deux sources 22 et 27 différentes d'irradiation, en vue d'accroître le dépôt intratissulaire d'énergie radiante par interaction électroma- gnétique dans la région de collision VC des particules radiantes ainsi que leur diffusion secondaire dont les caractéristiques dosimétriques sont captées par le CRX. La Fig. 6 est une illustration diagrammatique du tube scanographique d'une source des rayons X en projection triconique de la présente invention, conforme à la description du tube stéréographique de notre brevet n 00/17335 et à son utilisation en scanographie multisection à balayage hélicoïdal décrit dans le brevet n 00/17333, destiné à fournir, au cours de la thérapie aux radiations utilisant onze faisceaux synchrones de radiation, selon la symétrie icosaédrique (11 sommets = 11sources) dans laquelle onze faisceaux de photons sont produits simultanément à partir de onze tubes à rayons X d'orthovoltage 4, 5, 6, 7,8, 9,10, 11,12, 13 et 14. Elle illustre la disposition des anodes tournantes du tube ainsi que l'orientation parallèle des leurs axes optiques respectifs, destinée à l'imagerie scanographique 4-D dynamique en cours de Radiothérapie image-CT-guidée, d'un estimateur sans biais basé sur des méthodes statistiques. Elle schématise l'agencement au centre du statif de l'espace d'irradiation en même temps que celui de radioscanographie, dans le tunnel de translation du support patient. Ce système de production, en accord avec notre invention, des cinq faisceaux des rayons X d'orthovoltage au moyen des tubes tournant sur leur orbite à l'intérieur d'un statif ou portique rotatif, pour traiter de façon, et dans le mode de réalisation à 11tubes, dont six externes fixes, une lésion cible placée à l'isocentre de rotation d'un scanner CT peut irradier à partir d'une symétrie tétraédrique (mode décomplété) jusqu'à une symétrie icosaédrique (mode complet) pour réaliser un débit de dose élevé et accroître le dépôt intratissulaire de l'énergie radiante par diffusion isotropique des particules radiantes. La figure 7 illustre la disposition convergente à l'isocentre du même tube stéréographique du brevet n 00/17335 avec, contrairement à la fig. 6, des axes optiques des anodes tournantes convergents au niveau du récepteur dans un tube triconique destiné, comme les dix tubes sur onze du mode de réalisation préféré de la présente invention, à la seule irradiation thérapeutique au moyen des tubes à faisceaux multiples des rayons X. Le récepteur étant ici le milieu diffusant d'interaction électromagnétique desdits faisceaux d'irradiation thérapeutique. La figure 8 est un diagramme illustrant une modification, selon un autre mode de réalisation de la présente invention, où l'orbite du portique rotatif de l'appareil de la Fig. 6, dispose cette fois-ci de neuf tubes à rayons X d'orthovoltage 20,21, 22,23, 24, 25, 26, 27 et 28 placés à l'intérieur du statif, pour traiter de façon thérapeutique une lésion cible 19 placée à l'isocentre de rotation d'un radioscanner CT, dans un mode de réalisation à 19 à 23 tubes, dont dix sont disposés deux à deux sur cinq paires d'hémi-arceaux extérieurs. La difficulté d'une telle prouesse technique sur un radioscanner CT de 4ème génération est évidente, illustrant du même coup ainsi l'encombrement que cela peut représenter ainsi que les limites de la maîtrise de la diffusion primaire et secondaire dès lors que l'on s'éloigne du mode préférentiel de réalisation décrit ci-dessus, à la figure 6. Les figures 9 et 10 reprises de notre brevet n 01/16812 illustrent schématiquement les orbites de radioscanners à phases multiples de balayage hélicoïdal, dont s'inspire la présente invention et illustre le principe de leur adaptation pour réaliser un débit de dose élevé (d'orthovoltage) en vue des actes de Radiothérapie. 5. Exposé détaillé et mode de réalisation Peu utilisée, en science jusqu'au début du XXeme siècle, la symétrie est devenue grâce à Pierre Curie un véritable outil de prévision de phénomènes nouveaux, comme la diffusion isotropique en milieu tissulaire. Grâce à lui, la symétrie a endossé le statut de grande loi physique : lorsque certaines causes produisent certains effets, les éléments de symétrie des causes doivent se retrouver dans les effets produits , ou inversement lorsque certains effets révèlent une certaine dissymétrie, cette dissymétrie doit se retrouver dans les causes qui lui ont donné naissance . Il en est ainsi de l'anarchie tumorale à laquelle s'adresse l'arsenal de l'irradiation thérapeuti-que de la Radio-Oncologie. La diffraction des rayons X (cf. figure lb) provenant d'un faisceau unique montre, du point de vue de la symétrie stricte, un aspect très particulier qui donne une idée sur la manière où se produit la diffusion avec plus ou moins d'angle en direction de la trans-action électromagnétique incidente, dépendant du seul spectre caractéristique d'un faisceau donné, et l'interaction électroma-gnétique, où il n'existe plus à l'équilibre aucune spécificité et où le spectre peut s'élargir en harmoniques et sous harmoniques multiples et se densifier à la fois, dans un volume donné tout en diffusant tout azimut en condition de symétrie structurelle d'organisation isotropique parfaite. Dans la mesure où la spectroscopie est une méthode qui permet de détecter la présence de différents composants chimiques dans un objet, en analysant la lumière qu'il émet lorsqu'il a été porté à des températures élevées, irradier avec une diffusion d'énergie tout azimut et d'une large gamme possible permet de toucher toutes les cordes organiques sensibles. C'est pourquoi on a toujours eu à c#ur dans la présente invention de réduire l'importance de la porte d'entrée voire même de l'hétérogénéité du milieu diffusant, pour favoriser l'escalade in situ de la dose. Un spectre plus large inclut dans son domaine d'influence le plus d'éléments possibles. On peut aujourd'hui penser que les expériences réussies sur des modèles d'irradiation thérapeutique en miroir, comme celui du Bilinac, sur lequel la simulation clinique s'effectue, dans un des modes de réalisation, par un CT scanner Imatron Festrac à faisceau d'électrons, tel que dans l'invention n 01/01133, ont permis d'acquérir cette assurance nécessaire avant d'oser s'attaquer à l'intégration efficiente dans un ensemble d'irradiation thérapeutique des CT scanners de 3ème ou 4eme génération à une ou plusieurs phases de balayage hélicoïdal, en vue de la planification et de la surveillance de traitement en parallèle sur une console de dosimétrie en ligne couplée au système d'acquisition des données (DAS) du CT scanner. L'invention concerne donc un dispositif et plusieurs procédés qui se caractérisent en ce qu'il est un appareil léger et peu encombrant qui permet d'irradier simultanément un seul et même objet et de générer en même temps des images diagnostiques cinéscanographiques dudit objet avec leurs mouvements physiologiques ou non de tomographie assistée par ordinateur, dans une symétrie particulière d'irradiation satisfaisant à la fois aux trois exigences : simulation du traitement, dosimétrie et traitement proprement dit, et consistant en une Radiothérapie dynamique imageguidée dont le rayonnement s'effectue systéma-tiquement d'albédo faible, transaction, vers un albédo élevé et de très grande précision, l'interaction, et recueillir enfin des données statistiques de variabilités au cours du temps desdites images dynamiques, est l'objectif de la présente invention. Mettre à profit d'autre part, dans cette Radiothérapie image-CT-guidée dynamique, l'interaction dans un volume représentatif de l'anisotropie de la lésion cible et de l'ensemble de la partie balayée du corps du patient ; choisir un point fixe de référence anatomique dans l'image représentée avec ses variances physiologiques involontaires voire même volontaires; et choisir au moins une image tridimension-nelle (3D) à partir d'une séquence de telles images par rapport à une fonction des positions relatives de la partie du corps en mouvement et du point fixe de référence placé exactement à l'isocentre commun 1 de rotation des faisceaux 3-D multiples convergeants et du volume cible, dans la séquence statistiquement significative d'images, pour délivrer correctement la dose, dans des conditions proches d'une irradiation interstitielle par implants intratumoraux ou intracavitaires, minimisant substantiellement la dose à l'ensemble des tissus environnants. Le fait qu'une image tridimensionnelle (3D) soit affichée par un système informatique médical sans référence à aucun point de repère anatomique constitue un problème car les images ne peuvent être ensuite comparée les unes avec les autres par rapport à une même surface de référence et à un même axe de référence conformément au brevet WO 01/03065, une image tridimensionnelle est structurée en fon- ction des données d'images de tomographie multisection. Un point de repère anatomique de l'image tridimensionnelle affichée est spécifié et une surface de référence est créée en fonction de ce point de repère. Ce bref aperçu esquisse le cadre concep- tuel à triple niveau : préparatoire, thérapeutique, ainsi qu'un outil de surveillance dosimétrique de la nouvelle invention et se propose dorénavant d'ouvrir une réfle- xion sur les décisions d'allocation qui en découlent, dans le cadre de la préparation du traitement de la dose à la tumeur et aux tissus sains. C'est pourquoi l'objet de la nouvelle invention est de construite sur une base de la symétrie icosaédrique particu- lière, très flexible et non permanente, pour irradier simultanément un volume cible visualisé en permanence au sein de l'organisme avec une multitude de symétries en miroir alternant dans le temps, avec des degrés variables en un mouvement ondula- toire (sinusoïdal) parfait de dissymétrie et de façon très précise, et un procédé pour . saisir, en fonction du temps avec la cinéscanographie des modifications topographi- ques par les méthodes statistiques, mais aussi les hétérogénéités tissulaires, tel que dans le brevet PCT/US00/28879. Lorsque le système est à la position de parfaite géométrie icosaédrique représentée dans la figure 2, la diffusion secondaire est isotropique. Cette dernière est ensuite orientée dans l'espace par déformation prog- . ressive de l'icosaèdre pour épouser exactement la forme plus ou moins irrégulières de la lésion cible reconstruite en 3D par cinéscanographie avec toutes ses aspérités des contours morphologiques. Cette dernière anisotropie de diffusion volontairement mise en place lors du dépôt orienté de l'énergie radiante simultanée constitue la nouvelle Radiothérapie conformationnelle d'interaction électromagné-tique, dans un . seul et même volume cible, des faisceaux simultanés multiples d'irradiation thérapeutique. L'élément déterminant du dépôt d'énergie n'est donc plus l'atténuation en profondeur et celui de la conformation n'est pas du tout le système d'iris placé autour de la source, mais une construction spatio-temporelle par composition à objectif géométrique 3-D d'incidences desdits faisceaux. Nous en . concluons, en ce qui nous concerne, que les résultats sont, du point de vue spectral, dans une gamme plus complète d'énergie radiante allant de la valeur d'énergies radiantes incidentes à l'énergie intratissulaire secondaire diffusante la plus faible. L'essentiel de la dose étant celle réalisée par les collision des particules radiantes entre elles et entre elle le milieu diffusant dans lequel a lieu lesdites collisions, que nous allons examiner ci-après. 5. 1. - Dif fusion isotropique d'énergies radiantes convergentes L'usage d'un radioscanner CT à tubes à rayons X multiples, avec plusieurs tubes à projection polyconique des rayons X, attachés au statif du scanner pour réduire le temps de traitement requis par radiothérapie peut se faire, dans un des modes de réalisation du dispositif, modèle non illustré, par un radioscanner CT à trois tubes à rayons X avec les tubes localisés à 120 degrés l'un de l'autre sur placés sur l'orbite du portique rotatif à l'intérieur statif, à l'extérieur duquel sont disposés en triangle de part et d'autre six tubes sur portiques stationnaires. Pour le besoin de la descrip- tion de la présente invention se caractérise, en effet en se référant au schéma de la fi- gure 4, qui est le mode de notre préférence, et à la figure 8, en ce qu'un nombre d'odd (trois, cinq, neuf) des tubes à rayons X sont placés à l'intérieur d'un statif de scanner (hélicoïdal) de 3ème (G-3) ou de 4ème générations (G-4) à rangées multiples de détecteurs et dispose de deux systèmes de portique, stationnaire et rotatif de conceptions différentes de ceux fixes, illustrés par les figures 3a et 3b, placés sur des arceaux 15, 16, 17,18, 19, et 20 accrochés au capot du statif La présente invention comprend d'une part une source de radiation qui pourrait être un tube à rayons X à anode rotative ou anode fixée comme montré dans les Figures 6 et 7 ou un tube à rayons X à anode stationnaire avec refroidissement à huile de l'anode qui délivre généralement plus lentement qu'un tube à anode tournant sa dose de radiation, mais peut fonctionner de façon continue et sans interruptions pour le refroidissement du tube. Pour cette raison, les tubes des rayons X à anodes fixes sont généralement préférés en thérapie aux radiations d'orthovoltage, puisque le temps de traitement est moindre, mais le système multianode est beaucoup plus performant encore. L'appareil est conçu comme un appareil d'irradiation CT-guidée de telle sorte qu'il puisse produire, à des fins de simulation, de conception et d'élaboration de traite- ment assistées par ordinateur de n'importe quelles sources des radiations, par tomodensitométrie une imagerie 4-D dynamique, et se caractérise en ce que la délivrance de la dose de radiothérapie au moyen des sources synchrones multiples des photons d'orthovoltage 1, 2, 3, 4, 5 et 8,9, 10,11, 12,13, par exemple dans la figure 4, en vue d'actes de Radiothérapie à très grande probabilité de contrôle tumoral sans la contrepartie de complication et avec par conséquent d'énormes possibilités d'escalade de dose non sans contrôle interactif de la position des rayons X et de l'exposition utilisant les données des images diagnostiques instantanées multicouches ainsi que les caractéristiques dosimétriques desdits faisceaux d'irradiation, comme information de référence et d'optimisation, en cours de traitement et à chaque instant, permettant de prévenir la survenue éventuelle de complication, et de prédire l'exactitude de la visée balistique et de la dosimétrie en ligne et en temps réel. Le système de scanographie aux rayons X comprend un dispositif d'affichage, six portiques stationnaires illustrés dans les figures 3a, 3b et un portique rotatif ou statif avec tubes montés sur l'orbite de rotation autour du sujet munis ou non d'un générateur par tube, une table d'examen munie d'un détecteur des rayons X et un système de commande des rayons X relié au dispositif d'affichage ou écran tactile, au portique et à la table d'examen et des moyens pour diriger lesdits faisceaux photoniques simultanés produits par lesdits tubes à rayons X dans la matière devant être irradiée pas seulement à partir des situations aux antipodes des sources mais également selon d'autres compositions géométriques spatio-temporelles de convergence. La commande des rayons X comporte une entrée utilisateur pour indiquer la prochaine exposition des rayons X. En se référant aux dessins des figures 4 et 8, un nombre d'odd respectif de cinq et de neuf des tubes à rayons X angulairement espacés de façon équivalente tout autour du statif, de telle sorte qu'ils procurent une balance de poids et, puisque les faisceaux ne sont pas colinéaires, évite l'alignement des faisceaux sur un seul et même axe ; un modèle de cinq tubes à rayons X rotatifs pourrait, par exemple, être utilisé en lieux et places du modèle à trois tubes. Ainsi que le montrent les figures 4 et 8, des tubes à plusieurs anodes tournantes, illustrés schématiquement par les figures 6 et 7, dont respectivement un seul 4 et 20 est destiné à l'imagerie, sont utilisés à l'intérieur du statif, pendant que les tubes à plusieurs anodes stationnaires (une anode stationnaire dissipant la chaleur, refroidie à l'huile) ou tournantes, selon les modes de réalisation, et à faisceaux convergeants à l'isocentre, illustrés à la figure 7, disposés à l'extérieur du capot du statif, tel qu'à la figure 3a et 3b sont utilisés uniquement pour la thérapie aux radiations. Le mode de réalisation le plus simple de la présente invention est, comme nous l'avons souligné ci-dessus, celui ayant trois tubes à rayons X seulement embarqués sur le portique rotatif et six autres sur les portiques stationnaires, dont trois de chaque coté du statif ainsi que des moyens pour diriger les faisceaux photoniques produits par lesdits tubes à rayons X. C'est aussi ce dernier non représenté par un dessin qui est le mode le plus simple et le moins cher à réaliser, y compris dans un ensemble ayant un générateur par tube à rayons X embarqué. En effet, en une combinaison d'au moins trois (cinq, neuf) tubes à quatre (trois) anodes convergentes à l'isocentre dans un même statif, type Tri-Quatri-X, on réalise par exemple une Scanographie 4-D à phases de balayage multiples, tel que dans les figures 9 et 10, dont une seule phase sert à l'imagerie scanographique en même temps qu'à la radiothérapie, par les autres phases et par les tubes externes au statif, en disposant les tubes de la manière suivante : trois (selon le mode, cinq phases de balayage hélicoïdal et quatre sources focales d'anode sur chaque tube) tubes à quatre anodes (tournantes) sur l'orbite du statif balayant en projection tétraconique en trois (cinq) phases sur une largeur de réseau de 100 mm x 3 (x 5) et une vitesse de translation du support patient, en cours de scanographie, de 60 cm/s en vue des reconstructions 3-D dynamiques. Dans ce mode d'opération où, contrairement au dispositif de James Winter, les données à partir d'un nombre de rotations seraient ajoutées par itération, pour former ensemble les données d'imagerie CT 4-D dynamique destinée à la surveillance en temps réel de la procédure de thérapie aux radiations. Par ailleurs, on sait que, dans les installations de traitement aux rayons X des patients, l'appareil des rayons X ne fonctionne pas pendant le temps où chaque patient est installé de façon adéquate dans la salle de traitement. Généralement le temps de préparation du patient est environ deux fois le temps réel d'irradiation. De là, on en déduit qu'une installation donnée n'est réellement fonctionnelle que sur un tiers environ du temps disponible. La présente invention a pour autre objectif de réduire ce temps mort par une gestion électronique à système multiplex et automatisation appropriée des manipulations concentrées en un moment pour en diminuer la durée, sachant que dans le cas de l'irradiation par deux faisceaux simultanés de l'arrangement schématisé à la figure 5 et décrit dans le brevet n 01/01133, inclut l'usage d'une unité unique d'énergie de haute fréquence pour conduire alternativement au moins deux guides d'ondes de façon concentrique, telle qu'illustré schématiquement à la figure 5, la capacité patient-traitant d'une telle installation d'un accélérateur linéaire à micro-onde est multipliée par huit pour une augmentation en coût du capital investi qui est seulement une petite fraction du coût total d'une nouvelle installation complète. Des descriptions rigoureuses de la fluence de photons ou autres particules radiantes dans le milieu diffusant d'interaction sont données avec plus de détail dans le brevet sus-mentionné n 01/01133, comme un type d'interaction le plus simple mettant en jeu deux faisceaux simultanés d'irradiation thérapeutique dans une symétrie de collision en miroir. La présente invention étend encore ce concept technique à plusieurs faisceaux synchrones avec plusieurs symétries en miroir et une automatisation encore plus poussée. L'absence de biais signifie, dans la figure la, que les impacts balistiques des tirs obtenus avec les différentes incidences ainsi que les alignements des faisceaux par rapport à l'objectif ne s'écartent pas, au cours des fractions successives (ou échantillonnages) de traitement, de la vraie topographie de la lésion subissant les influences lans l'espace et dans le temps des mouvements volontaires et physiologiques involontaires. Une variance faible de ces impacts des tirs indique en effet que les estimations d'impacts des tirs des rayons sont peu dispersées autour des coordonnées de la lésion cible et qu'il y a peu d'écart entre les valeurs issues de l'estimation et la topographie réelle et sa variabilité dans le temps. Ainsi tout contrôle non optimal de la tumeur expose, en raison de l'existence de biais, au risque de récidive ou de reprise évolutive dès que l'irradiation thérapeutique imparfaitement conduite cesse. En pratique quotidienne et selon les études, 1/3 des patients traités ne répondent pas. Ces derniers chiffrent doivent être interprétés à la lumière des différentes possibilités d'impact sur la cible par fraction, illustrés schématiquement à la figure la. Tandis que la figure lb montre par la diffraction d'un faisceau unique des rayons X dans un milieu diffusant de structure quasi cristalline, la consistance du projectile utilisé et donne une idée non seulement sur le processus de dépôt possible d'énergie radiante dans le milieu de transit et la manière dont la fluence du faisceau diffuse et se décompose dans la direction d'incidence mais permet aussi de se représenter l'inté- rêt que peut apporter le concept technique de diffusion isotropique de l'énergie radiante primaire et secondaire par interaction électromagnétique des plusieurs faisceaux simultanés dirigés sur une même cible. Plusieurs faisceaux simultanés à incidences multiples et convergentes seraient donc plus enrichissants, du point de vue de la diffraction de collision et de la densité de dépôt d'énergie dans le lieu géo- métrique d'interaction électromagnétique. Ce qui du point de vue de la théorie des cibles en augmente le nombre et la probabilité de contrôle tumoral tout comme celle de destruction tissulaire très ciblée, en moins de temps qu'il ne faille dès lors que la sauvegarde des tissus sains rentre en ligne de compte. Cette idée n'est pour-tant pas tout à fait nouvelle, et la technique de base avait déjà vu le jour, en 1861, quand le physicien allemand Gustav Kirchhoff qui analysait la lumière solaire découvrit, grâce au très large spectre solaire, la présence dans le soleil de nombreux éléments connus. Chaque ligne ou groupe de lignes du spectre est la signature d'un ou plusieurs éléments chimiques. La plupart des éléments connus ont donc une caractéristique spectrale bien typée, dont le corollaire est leur irradiation avec un albédo et un spectre relatif conséquent. Puisqu'il est possible d'identifier des compo- sés (combinaisons d'atomes de différents éléments) par de groupes de lignes spectrales qu'ils produisent, produire a contrario un faisceau pouvant comporter un spectre très étendu le rend propice à interagir, dans le champ d'interaction des radiations convergentes simultanées, avec un grand nombre possible d'éléments du milieu diffusant, à condition des rayonner avec un spectre actif de fluence large sur cette large gamme d'éléments. C'est cela le raisonnement fondamental qui soustend la règle de symétrie de Pierre Curie. Le problème, pour un faisceau unique, associé à la théorie de la diffusion pour accroître l'absorption de l'énergie est liée à l'anisotropie de ce mode d'irradiation et peut être quantifié en comparant les coefficients d'atténuation dans un milieu donné pour un albédo d'élevé à faible avec le coefficient d'atténuation dérivé de la solution rigoureuse de l'équation de transport (van de Hulst, 1980). Les angles de diffusion étant orientés dans la seule direction d'incidence ou fluence du faisceau unique, il s'avère donc nécessaire d'élargir forcément le champ pour y inclure une certaine marge de sécurité. C'est cette diffusion anisotropique d'énergie radiante dans la seule direction d'incidence (diffusion unidirectionnelle) ou de fluence du faisceau et de l'albédo du milieu diffusant qui en constituent des limites techniques. La spectroscopie est sans aucun doute aujourd'hui un outil important pour l'étude de la structure interne des atomes et des molécules. Irradier cependant convenablement atomes et molécules nécessite de faire appel à une panoplie la plus large possible d'énergies d'irradiation de fluences, incidentes et secondaires, qu'il est possible de moduler avec les différentes intensités spectrales des faisceaux simultanés en interaction. Et l'IMSRT repose justement sur la modulation d'intensité de fluence des différents faisceaux les uns par rapport aux autres et à la conformation de la résultante de leurs angles d'incidence respectifs sur la morphologie de la lésion. Au début du XXème siècle, c'est en grande partie grâce aux identifications spectroscopiques que l'on a pu vérifier en effet les premières théories modernes sur la structure atomique. Aujourd'hui, les mécanismes qui président à l'émission par les atomes d'une lumière de longueurs d'ondes caractéristiques sont en effet bien compris. A l'inverse, une analyse détaillée des modifications d'un spectre, causées par des champs électriques ou magnétiques physiques correspondants subis par les atomes et les molécules est le fondement théorique de la présente invention. Si l'utilisation la plus courante de la spectroscopie ne porte que sur l'analyse de substances inconnues et la détermination de leur composition ; dans la plupart des cas, le spectre indicateur est produit par le rayonnement lumineux que provoque l'échauffement de la substance inconnue ou la vaporisation d'un petit échantillon dans une flamme ou un arc électrique. Les techniques modernes ont atteint un tel degré de précision que les traces d'un élément n'entrant dans l'échantillon que pour quelques millionièmes peuvent être détectées. L'opération symétrique escomptée de la spectrométrie est l'irradiation létale d'une substance avec un spectre le plus large possible auquel seraient sensibles les différents composants pour balayer des éléments les plus divers et les plus diversifiés de sa structure intrinsèque. Produire un tel spectre n'est possible qu'en faisant interagir plusieurs faisceaux simultanés orientés sur un seul et même objectif reproduisant une infinité des plans en miroir. 5. 3. - Intégration de la scanographie 4D multicoupes à un dispositif de Radiothérapie Depuis l'introduction en 2001 des radioscanners multicoupes inframillimétriques à phases de balayages multiples (figures 9 et 10) aptes à produire de l'imagerie 4-D . cinéscanographique ou scanoscopique instantanée, de nouvelles perspectives se sont ouvertes. Pour réduire par exemple le temps de traitement nécessaire à la radiothérapie, un modèle à cinq tubes synchrones en lieu et place du modèle à tubes à rayons X à phases multiples de balayage pourrait être utilisé au sein d'un statif de scanner en une élaboration de CT scanner à trois tubes à rayons X, par exemple, . avec les tubes localisés à 120 degrés l'un de l'autre sur la circonférence du statif. En effet, lorsque des tubes multiples à rayons X sont placés sur orbite dans un statif de scanner, un seul ensemble des détecteurs correspondant au tube scanographique polyconique et une gestion électronique à système multiplex sont nécessaires. Une filtration additionnelle du faisceau par l'usage du cuivre ou d'aluminium dans la fab- . rication de l'ouverture du champ du tube peut être utilisé, en vue d'épargner la peau superficielle, pour durcir les faisceaux de thérapie aux radiations. Ce dispositif est apte à confirmer avec une précision submillimétrique par des méthodes statistiques sans biais le positionnement correct, au cours la procédure de radiothérapie, de la région cible choisie tout en minimisant la dose de radiation en dehors de la région . cible choisie. La puissance est multipliée par deux quand on passe de trois à cinq phases de balayage hélicoïdal avec dans ce dernier cas nécessité technique d'une configuration scanographique plus adaptée de quatrième génération (G-4) du polystéréscanner X de radiothérapie, capable d'une exploration scanographique inframillimétrique de 100-150 mm de longueur par rotation du tube, ceci en moins de temps encore que pour des coupes traditionnelles plus épaisses (5 mm, 10 mm) de l'art. Alors que les radioscanners CT de l'art actuel offrent une gamme limitée d'imagerie, et des épaisseurs de coupe généralement de 1,5 mm jusqu'à 10 mm d'épaisseur, la présente invention modifie cet aspect de l'imagerie en proposant l'imagerie 4-D isotropique, dites multi-phases, autrement plus pratique pour la cara- ctérisation tissulaire et la détermination physiologique des contours surfaciques ainsi que des coupes infra-millimétriques, à partir desquelles on définit exactement le volume intralésionnel d'interaction électromagnétique sans nécessairement recourir à d'autres modalités d'imagerie complémentaire ni à des fusions d'images des modalités très différentes. Les logiciels exacts de reconstruction sont de rigueur en . scanographie 4-D. Raisonner sur la dynamique de mouvement mis ainsi en évidence par les méthodes statistiques et leurs amplitudes physiologiques respectives procure plus de précision aux actes posés. La terminologie appropriée serait ici celles de scanocinématique et de cinéscanographie , voire même cinéscano-scopie , dont est capable la scanographie 4-D pour produire une imagerie physioloque plutôt . que de s'en tenir à l'exploration strictement multi-phase, dont la compréhension prête à confusion avec les phases multiples de l'exploration scanographique 4-D. La présente invention procure également une géométrie 4-D de visualisation de la région cible choisie et de conformer celle-ci par collimation latérale des faisceaux d'irradiation thérapeutique beaucoup plus flexible, destinée à restreindre la diffusion . latérale et l'exposition inutile du patient. Ensuite, la surveillance du traitement peut se faire, à la demande, par une observation visuelle de l'imagerie simultanée. La surveillance de la thérapie est quant à elle automatisée par comparaison informatique des images successives du traitement aux rayons avec une alarme sonore qui se déclenche lorsque l'image change ou se décale. Un changement dans l'image peut . signifier un problème avec le traitement, tel que le mouvement du patient qui déplace la lésion cible hors du champ de tir. La détection de changement d'images peut se faire par des techniques de traitement d'images connues, tel que l'intégrale de la différence moyenne au carré entre les images, ou la comparaison des centroïdes d'images, ou encore la détection des mouvements volontaires notamment . par corrélation croisée. Ceci d'autant que la présente invention est dotée du système conçu par Masatake, Nukui, et Akihiko Nishide ou Procédé de tomodensitométrie, procédé de détection de la position centrale d'un sujet et tomodensitomètre. WO 01/49177 (12 juill. 2001) PCT/IB00/020467 (28 déc. 2000) (7 janvier 2000 JP)(GE Yokogawa Medical Systems, Ltd). Ce système permet de détecter si la position cen- . traie d'un sujet est décalée par rapport à un centre de balayage et de notifier à un opérateur humain le résultat de cette procédure de détection, la position centrale du sujet est détectée sur la base du profil d'une vue parallèle projeté selon un angle de visualisation de 90 . Si la distance séparant la position centrale du sujet du centre de balayage dépasse les limites d'une plage pré déterminée (50 cm par exemple), un avertissement s'affiche sur un tube cathodique, lequel avertissement invite l'opérateur à ajuster la position du sujet et à répéter le procédé d'imagerie. La dose aux régions à risque peut être significative-ment réduite en utilisant au moins sept portes d'entrées d'incidence du faisceau de l'art actuel, dans lequel augmenter le nombre de portes d'entrée au-delà de sept ne produit qu'un gain supplémentaire mineur et cette approche augmente pourtant de façon significative le temps de calcul. Mais, il n'en est pas de même de la présente invention utilisant plusieurs faisceaux et donc plusieurs champs simultanés. La précision de déroulement des toutes ces opérations est rigoureusement garantie par une horloge électronique interne. . La présente invention concerne, selon le mode de réalisation G-3, un système de tomographie assistée par ordinateur caractérisé en ce qu'il comprend une section stationnaire et une section rotative, tel que dans le brevet EP 1.086.653 Al de Marconi, liées électriquement par au moins un anneau de glissement d'intercon- nexion ou slip ring. D'un côté, l'anneau de glissement (slip ring) est configuré sous . forme d'une série de segments électriquement conducteurs séparés par des interruptions non-conductrices. De l'autre côté, le même nombre d'émetteur est en contact sélectif avec les segments conducteurs en fonction de la position du châssis rotatif. Il est également inclus un démultiplexeur qui prélève des données d'image à partir d'une pluralité de récepteurs multicouches et réarrange les données d'image en . une séquence prédéterminée. Il est également prévu un encodeur angulaire au démultiplexeur pour l'assistance à la reconstruction des canaux d'image dans la séquence prédéterminée. Dans ces dernières conditions, un seul réseau multi- barrettes des détecteurs DAS est requis pour l'imagerie scanographique en face du tube d'imagerie 4, que ce soit en mode de réalisation conforme à G-3 (figure 4) ou . en mode de réalisation conforme à G-4 (figure 8). Le dispositif d'invention se caractérise en ce que les mouvements du patient sont, en exploration dite multi- phase de la scanographie hélicoïdale polyconique, mieux pris en images : le bougé, la respiration, les battements cardio-vasculaires, le péristaltisme, la déglutition, etc., qui n'auront par contre aucun impact sur la netteté d'une scanographie 4-D quasi instantanée, mais l'exploration diagnostique dite multi-phases permet d'en évaluer par méthodes statistiques les amplitudes ou les mouvements transmis de proche en proche. La solution généralement envisagée ailleurs est en revanche la diminution en dessous de 0,5 s du temps de balayage, qui sans être, comme en mode 4-D de la stéréoscanographique X, instantané donne une impression de flou dynamique plutôt qu'elle n'évalue l'amplitude des mouvements volontaires et involontaires. Le gain réalisable du point de vue de la résolution temporelle se traduit non seulement par une grande précision de visée balistique, tenant compte non seulement de la physiologie, mais aussi dans la conjonction, au cours d'une même séance d'irradiation thérapeutique, des effets des plusieurs champs irradiés simultanément . sans parler de l'économie de caches et de conformation des champs par sophistication de la collimation ; de l'économie des contourages et de la reproduction des dessins pour l'étude balistique, ceci dans la mesure où plusieurs cartographies détaillées sont acquises en coupes scanographiques empilées en 3-D de tous ces éléments ainsi que leurs variabilités au cours du temps. Du point de vue . de l'investissement, on gagne sans aucun doute dans le cumul en un seul et même appareil et sur un même site du simulateur CT, de l'accélérateur linéaire 15 MeV et dans la réduction sur les différents postes du temps personnel, notamment autour de la mise en place du patient et des faisceaux. Et du point de vue théorique la prise en compte de la dimension temporelle des actes de radiothérapie n'est pas du tout . négligeable et introduit une nouvelle conceptualisation la stratégie thérapeutique. 5. 3.1. - Antécédents historiques La première pas dans ce sens a sans doute été réalisée, en vue d'une irradiation thérapeutique image-guidée, par James Winter (brevet E. P. 0 382 560 AI), sous la forme d'un dispositif dit membres masquant et post-masquant, destiné à être utilisé . en tomothérapie séquentielle voire en Radiothérapie tridimensionnelle assistée par ordinateur embarqué sur des scanners X des 1ère 2ème et 3eme générations. Mais l'objet de la présente invention ne s'embarrasse pas de tomothérapie. Le concept technique de J. Winter était déjà révolutionnaire et tablait essentiellement sur ledit membre post-masquant, aligné de préférence avec l'ouverture du membre masquant . et fabriqué tous les deux en un matériau qui atténue l'énergie radiante, à un niveau d'énergie essentiellement uniforme à celle de l'énergie radiante passant à travers le membre masquant, pour parvenir à impressionner le système d'acquisition des données d'images à des fins de Radiothérapie image-guidée. De telle sorte que les détecteurs du scanner, alignés avec le faisceau d'énergie radiante, puissent continuer à procurer l'imagerie nécessaire durant la procédure de thérapie. Ceci devrait assurer le positionnement continu de la région choisie pour être irradier, pendant la procédure même de thérapie aux radiations et ce faisant éviterait n'importe quels changements de position qui peut survenir soit du fait du mouvement du patient soit du fait du faux positionnement initial du patient, avant le commencement de la procédure. Ces scanners peuvent délivrer, dans ces conditions en utilisant un seul tube à anode tournante, une dose de radiation approximative de 300 - 400 rads par heure environ, y compris le temps de refroidissement du tube. C'est l'équivalent de deux examens tomodensitométriques diagnostiques séquentiels du rachis par heure, mais avec toutes les coupes orientées sur la même lésion cible (par exemple 120 coupes / heures x 3 rads / coupe = 360 rads / heures). La présente invention se singularise, quant à elle, par l'absence des membres masquants et post-masquants décrits ci-dessus et procède d'une part exclusivement par une cyclothérapie mixte (associée avec des champs fixes), utilisant un nombre d'odd des tubes multi-anodes disposant par ailleurs d'un système antidiffusant dynamique à mâchoires de collimation latérale du faisceau en éventail polyconique, tel que dans le brevet 00/17333, et est, d'autre part destiné, en tant que système estimateur de tous les paramètres d'irradiation en cours de celle-ci, à la simulation CT clinique de planification de traitement, à la dosimétrie en ligne et à la surveillance en temps réel de la délivrance de la dose en même temps que de contrôle permanent de la visée balistique. Une ouverture au niveau de la fente d'irradiation du tube est variée sélectivement en relation avec la localisation (le lieu l'endroit) de la région d'interaction électromagnétique choisie et de la source du faisceau d'énergie radiante, selon le procédé de Hirofumi Yanagita and Masatake Nukui de GE Yokogawa Medical Systems Ltd (Procédé pour l'alignement de l'impact des rayons X et procédé et dispositif pour tomographie à rayons X EP 1 121 899 Al (08. 08.2001), de manière à faire coïncider la position d'impact de rayons X avec une position fixe à partir du démarrage de l'observation d'un patient à examiner par balayage à l'aide d'un appareil d'émission/détection de rayons X, une position de focalisation des rayons X est prédite sur la base des données statistiques de balayages successifs, et la position d'un collimateur latéral et d'un détecteur de rayons X placés face au faisceau et ajusté de telle sorte que les rayons X atteignent une position fixe sur le détecteur de rayons X et sur l'image de contrôle de la lésion cible. Ensuite, la présente invention calcule géométriquement l'ouverture requise au niveau des tubes de la fente d'irradiation thérapeutique selon les différents angles d'orientation de l'espace du scanner, pour irradier la lésion cible alors que le scanner tourne. L'ordinateur peut alors contrôler le processus de traitement en ajustant la sortie des rayons X, l'ouverture de la fenêtre de sortie du faisceau, la position de la table, et la bascule du statif tel que requis pour réaliser le traitement prescrit à la lésion cible visée. La surveillance du traitement peut être faite par observation visuelle sur écran de l'imagerie simultanée. L'enjeu de la faible complication n'est pas seulement rempli en minimisant la seule dose aux organes à risque mais cela est valable pour l'ensemble des tissus non incriminé dans le processus tumoral. La surveillance de la thérapie peut également être automatisée par comparaison aux images successives de l'ordinateur de traitement avec alarme sonore si l'image se modifie. La détection de changement d'image peut être faite par des techniques de traitement d'image tel que l'intégral de la différence moyenne au carré entre les images, ou la comparaison des centroïdes d'image, ou la détection de mouvement par corrélation croisée, etc. L'autre paire des mâchoires ayant un espacement qui procure la largeur axiale du faisceau de radiation en éventail. Chaque mâchoire est sélectivement ajustable comme pour laisser une fente donnée entre ses mâchoires respectives. L'invention comprend également un système et un procédé dit de contrôle interactif de la position des rayons X et de l'exposition en utilisant des données de l'image comme information de référence , tel que dans le brevet EP 1 092 391 Al de General Electric Company (US Patent 418167 - 13. 10.1999), destiné à une application médicale pour y compléter ou remplacer la fluoroscopie. De même, il a été confirmé que les sources des radiations des unités existantes de thérapie aux radiations sont malgré les puissances élevées développées moins performantes que les tubes aux rayons X utilisés actuellement dans la plupart des scanners de tomographie calculée qui procurent un débit de dose plus élevé que ni le cobalt ni d'autres sources ne peuvent le faire. Le tube stéréoscopique de la présente invention va au-delà et procure avec trois fois plus d'anodes un débit trois fois plus élevé, dans un mode de réalisation préféré avec un seul tube triconique trianodique, ou quatre fois plus avec un tube quadriconique tétranodique, dont il existe cinq sur l'orbite de la portique rotative à l'intérieur d'un même statif scanographique en mode quinquaphasé, destiné pour l'un à la localisation en cours de traitement de la lésion par scanographie diagnostique et pour les quatre autres à l'irradiation thérapeutique. La localisation scanographique polyconique instantanée plus exacte des effets isotropiques sur la cible des faisceaux simultanés d'énergie radiante, pendant que le niveau d'énergie inférieur d'irradiation des rayons X de kilovoltage standard (80 - 120 kV) autorise le rehaussement par leur interaction dans le tissu cible de la dose d'iode de la région cible et un RBE plus élevé, par leur passage à des énergies d'orthovoltage. Le patient reposant sur un support généralement fixe. Une série des coupes diagnostiques 4-D et un repositionnement du patient est exécuté si nécessaire, et en ajustant la position de la table en largeur, en profondeur, en hauteur ainsi que plusieurs degré de liberté en inclinaison crânio-podale et latéro- latérale du plateau de ladite table, pour déplacer ainsi la lésion cible à l'isocentre de rotation, à la distance voulue de l'isocentre telle que déterminée par l'usage conventionnel du logiciel de mesure d'affichage d'image du CT scanner décrit dans ce brevet. . Le portique et le support patient tournent autour d'un isocentre unique I. La capacité de bascule du statif du CT scanner de la présente invention associée aux degrés de liberté du support patient est géométriquement beaucoup plus flexible que celle disponible avec les accélérateurs linéaires usuels (6 à 15 MeV) utilisés pour la thérapie aux radiations. La présente invention offre finalement un profil amélioré de . dose de radiation par rapport aux unités classiques de radiothérapie du fait d'une rotation continue de cinq sources des faisceaux convergents associés à six sources des faisceaux statiques, réalisant un nombre augmenté des champs fournissant simultanément les faisceaux d'irradiation thérapeutique convergeant sur une même cible. L'art antérieur comprend l'usage des collimateurs variables pour façonner le . faisceau de radiothérapie externe, mais pas en connexion simultanée, comme dans la présente invention, avec les scanners diagnostiques CT, où seule compte la forme du pic de diffusion de l'énergie radiante en interaction dans le milieu diffusant visé. 5. 3.2. - Irradiation avec plusieurs plans de symétrie en miroir En effet une heure d'exposition d'un tube scanographique standard de 120-140 kV . donnerait 360 rads ; il faut 20 minutes de temps si l'on utilise par exemple simul- tanément 3 tubes conventionnels (120-140 kV x 3) sur orbite pour irradier la même cible ; et environ 7-10 minutes avec 3 tubes conventionnels d'orthovoltage (250 kV) + 30 % d'augmentation de la dose du fait de l'effet conjugué des trois, dans le volume cible. Il faut moins de temps encore pour les tubes polyanodiques pour acco- . mplir le même travail par fraction d'irradiation car le dispositif de la présente invention dispose d'un nombre d'odd des tubes à anodes tournantes et sont de capacité thermique élevée et de conception avancée pour produire lesdits faisceaux simultanés de radiation). Des tubes à rayons X angulairement espacés de façon équivalente autour du statif, tel qu'illustré par les figures 4 et 6, procurent une balance de poids. La présente invention est sinon conçue, au niveau de son CPU, comme un estimateur multifonctions, qui se caractérise en ce qu'il est apte à combiner plusieurs types de symétries en miroir complexes d'irradiation des faisceaux synchrones, allant de la symétrie tétraédrique jusqu'à la symétrie icosaédrique. 5. 4. - Cyclothérapie d'orthovoltage de symétrie icosaédrique En cyclopolystéréothérapie les effets décuplent et le temps est encore réduit, on peut facilement atteindre 300-400 rads à l'ensemble du volume cible en une séance de 5 à 10 minutes de temps d'irradiation y compris le temps de refroidissement du tube, qui commence pendant les diverses synchronisation physiologique et se prolonge pendant le changement des malades sur la table d'irradiation. La présente invention est basée sur un CT scanner de haut voltage utilisant un tube à rayons X de thérapie d'orthovoltage apte à fonctionner à des kilovoltages plus élevés ou orthovoltage pour la thérapie et réaliser des débits plus élevés de dose et de plus grandes énergies d'électrons à efficience élevée de conversion des rayons X avec un pourcentage plus faible d'échauffement du tube (par exemple, 250 kVP) aussi bien pour un contraste d'image plus optimal à des kilovoltages plus faibles (80 - 140 kVP). Dans le mode de réalisation préféré, les tubes des portiques stationnaires incluent soit des anodes stationnaires multiples dissipant la chaleur et refroidie à l'huile ou des tubes à plusieurs anodes tournantes de capacité thermique élevée et de conception avancée, comme le tube stéréographique (de projection en mode biconique, triconique ou encore tétraconique) embarqués sur la portique rotative, pour produire une interaction des faisceaux de radiation multiples, avec plusieurs tubes à rayons X et réaliser non pas une tomothérapie (séquentielle ou hélicoïdale) mais plutôt une cyclothérapie à phases d'irradiation multiples, lorsque associé à un mouvement simultané, tel qu'en scanographie hélicoïdale, de translation continue de la table, limitée au volume cible. C'est la cyclothérapie ultra-rapide d'orthovoltage et de haute précision dans le contexte de la polystéréoradiothérapie CT-guidée à symétries en miroir multiples ou à type de symétrie variable au cours du temps qui allie ondes, lorsque le cycle de passage de la symétrie parfaite à la relative dissymétrie est cinq fois plus rapide que le rythme de rotation du statif qui est d'un cycle par 0,5 s, et particules (photons X) d'irradiation thérapeutique dans son mode opératoire où le choix d'une certaine symétrie d'organisation spatiale des sources a une influence sur l'efficacité de ce mode d'allocation d'énergies radiantes diffusant dans la cible de même que l'organisation fonctionnelle du dispositif est adaptée aux problèmes internes d'allocation conformationnelle de dose et d'estimation interactive per-opératoire des conditions exactes de délivrance de ladite dose, apte à réduire l'erreur tant humaine qu'instrumentale par des méthodes statistiques. La revue de la littérature n'indique-telle pas des niveaux élevés d'erreur au sein de la technique de Radiothérapie, dont l'étiologie est certes multifactorielle. Mais, l'effort de résolution est surtout porté sur l'amélioration de performance humaine par une culture de sécurité et d'intervention sous forme de protocoles. 5.4.1. - Principe générale d'un scanner CT estimateur image-guidée dyna- mique, à des fins de Radiothérapie, de la présente invention basée sur les méthodes statistiques ou radioscanométrie. L'invention concerne un procédé et un dispositif pour obtenir par radioscanométrie une série de données d'images tridimensionnelles d'un organe généralement en mouvement volontaire et/ou involontaire se déplaçant périodiquement dans l'organisme d'un patient 34, grâce à une source des rayons X 4 et à un dispositif à rayons X comportant un détecteur multicouches de rayons X 14 ou radiocinéscanographie ou encore radiocinéscanoscopie, et des moyens pour diriger les faisceaux photoniques produits par les différentes sources synchrones. Grâce à ce dispositif on obtient en même temps que les séries des données de projection, un signal de mouvement qui se trouvent en relation avec le mouvement périodique de l'organe corporel ou radiocinéscanométrie. L'imagerie en section transversale de la région entière peut être répétée périodiquement pour vérifier le mouvement du patient et le mauvais positionnement du patient et des incidences des différents faisceaux d'irradiation. Si une expérience complexe d'exploration physiologique multi-phase résulte de la réalisation dans un certain ordre, d'une première expérience simple pouvant conduire lors de la simulation clinique à no résultats de mesure différents, ensuite à ni résultats de mesure différents, lors de la première séance ou fraction d'irradiation, suivie d'une deuxième expérience simple lors de la seconde séance pouvant conduire à n2 résultats de mesure différents, puis d'une troisième expérience lors de la deuxième séance et ainsi de suite tout au long de la protraction du traitement aux rayons X ; nombre de résultats distincts possibles de l'expérience globale est égal à n = ni x n2 x n3 x ... x nk pour, outre la simulation de planification, k séances d'irradiation thérapeutique. L'enjeu majeur est celui de déterminer exactement l'amplitude des erreurs faites, en supprimant au préalable toutes nouvelles opportunités d'erreur et toute subjectivité de mesure, dans : a) la mise en place sur le simulateur des patients par rapport à leur mise en place prévisionnelle, eu égard à l'alignement des faisceaux de traitement planifié sur la cible visée ; et b) dans la répétition sur l'unité de traitement de la mise en place à chaque fraction des patients et d'explorer comment les composantes des différentes erreurs systématiques peuvent-elles être réduites non pas avec un protocole de décision généralement horsligne pour les corrections de la mise en place, mais en faisant appel à un estimateur image-guidée tel que celui préconisé dans la présente invention, évaluant par des méthodes statistiques la mobilité externe volontaire et involontaire et la mobilité interne (mouvements d'organes et mouvements transmis à distance) au cours d'un laps de temps suffisant que pour avoir un échantillonnage statistiquement significatif et représentatif des différentes mobilités en cause. Ces données échantillonnées différemment à chaque séance et appartenant de ce fait à des échantillons distincts ne subissent pas l'influence de la censure des intervalles inter-fractions et garantissent l'excellence scientifique des résultats obtenus. Chaque faisceau est en Radiothérapie de conformation de plus en plus façonné aujourd'hui par un collimateur rotative pour épouser les irrégularités morphologiques des lésions visées. La tomothérapie présente par ailleurs une modalité évolutive qui, semble-t-il, prône la promesse de conformation de la dose aux volumes tumoraux la meilleure avec une réduction concomitante en lésion radio-induite aux structures environnantes. La présente invention façonne quant à elle la géométrie spatio-temporelle du pic de dépôt d'énergies, comme nous l'avons déjà vu dans le volume d'interaction électromagnétique, en jouant sur les incidences respectives des faisceaux simultanés d'irradiation synchrones ainsi que sur le nombre des sources des rayons X simultanément commutées. C'est ainsi qu'une méthode pour utiliser un faisceau d'énergie radiante à des fins de radiothérapie par faisceaux externes dans laquelle les faisceaux d'irradiation en éventail sont latéralement limités par des volets antidiffusants qui délimitent la largeur du faisceau à la région d'intérêt et inclut l'étape de restreindre les faisceaux d'énergie radiante du scanner en dessous du diamètre entier de la lésion cible (marge de sécurité négative). La forme de la section transversale de l'ouverture de champ du tube importe peu, sauf à diaphragmer pour en limiter l'irradiation inutile. La commutation de différents tubes peut, selon le principe de la scanographie hélicoïdale à phases multiples, s'effectuer simultanément ou chaque source s'allumant indépendamment et la résultante de l'in- teraction doit épouser finalement la forme de la lésion cible. De sorte que pour le fonctionnement en simulation seule, par exemple, le tube scanographique est commuté seul et le dispositif fonctionne en ce moment-là comme un simple scanner monophasé multicoupes à balayage hélicoïdal, avec deux sens opposés de translation en cours de traitement, du support patient dans le tunnel du statif. 5. 4.2. - Automatisation du dispositif d'invention L'automatisation touche aujourd'hui un nombre infini des domaines, et on note parmi ses applications les plus intéressantes, la relation entre ordinateurs, médecins et patients, dans le cadre de la médecine clinique. Dans le passé, les médecins ou les spécialistes faisaient appel à leurs connaissances (à des réminiscences plutôt) et à leur expérience clinique (plus ou moins longue) pour savoir s'ils devaient négliger la description que faisait le patient de ses symptômes et jusqu'à quel point des tests objectifs, en l'occurrence l'imagerie diagnostique, s'imposaient. Aujourd'hui, au seuil d'une ère nouvelle dans laquelle les ordinateurs peuvent étudier les antécédents d'un patient, mener un examen physique plus rapidement et plus précisément qu'en suivant les méthodes traditionnelles, demander des tests de conformité, en examinant les résultats et prescrire un ajustement, il doit se contenter calquer rigoureusement son action sur un protocole d'intervention plus ou moins pertinent. On s'en tient encore certes, dans l'art ancien, aux protocoles d'intervention pour éviter des erreurs inhérentes aussi bien à l'homme qu'à la machine. Convaincus que nous sommes que la production et le conditionnement des soins de qualité seraient impossibles en Radiothérapie sans un niveau très élevé d'automatisation de cette pratique ; en balistique en particulier, où nous savons que certains éléments gagnent à être fixés, en l'occurrence sur une imagerie physiologique plutôt qu'historique, dans un support rigide permettant d'augmenter la portée à laquelle un tir ajusté est possible : un pistolet par exemple ne perd-il pas habituellement son efficacité à environ 100 mètres de distance, pourtant les balles peuvent être cependant encore mortelles à plusieurs centaines de mètres, à condition de s'en remettre au seul hasard. Il n'en est pas de même de la Radiothérapie où le hasard d'une seule séance de visée balistique ne permet pas de venir à bout de l'ensemble des cellules cancéreuses et d'abattre à coup sûr une lésion tumorale. Ce qui nous amène à redéfinir, dans des conditions optimales, la visée balistique en Radiothérapie. Des temps de traitement courts peuvent par ailleurs requérir aujourd'hui l'usage de l'Intelligence artificielle (LA.}. L'intelligence artificielle est la discipline qui consiste à construire des programmes d'ordinateur tendant à imiter l'intelligence humaine. Alors que le formalisme informatique de l'art ancien manipule mécaniquement l'information, l'Intelligence artificielle (IA), quant à elle, formalise la connaissance et le raisonnement humains, pour produire des systèmes experts. La Modélisation comportementale physiologique que réalise la présente invention con- siste à raisonner sur la dynamique de mouvement mis ainsi en évidence par la preuve de l'image et par des tracés instantanés d'isodoses. La scanocinématique et la cinéscanographie, dont est capable la scanographie 4-D incorporée à la présente invention rend à coup sûr ce type de service. Un système expert (SE) est un logiciel, ou programme, qui se caractérise par sa capacité à raisonner par inférence logique à partir d'un problème posé par l'utilisateur. Le système se sert d'une base de connaissances et d'un ensemble de règles dites de production, constituées par un expert humain. Certains chercheurs avançaient déjà l'idée, au début des années 1960, que les lois du raisonnement, combinées avec la puissance de l'ordinateur, pourraient produire des systèmes dépassant les capacités d'experts humains. Et la . modélisation comportementale physiologique que réalise déjà en Radiothérapie la présente invention en fait partie. Pour ce faire le dispositif doit comprendre les Systèmes d'exploitation et les logiciels d'interface suivants : 5. 4.2.1. - Système de Caractérisation par l'intelligence artificielle des faisceaux simultanés et modélisation comportementale physiologique . Ce procédé comprend le positionnement exact du patient sur le support patient de l'espace d'irradiation et d'imagerie à l'intérieur d'un tunnel d'un scanner de contrôle associé à des moyens d'une imagerie des caractéristiques des faisceaux photoniques. Le patient est normalement placé dans une position connue sur une plate-forme qui est environné par un statif, siège du portique rotatif des faisceaux d'énergie radiante . embarqués de sorte que les détecteurs opposés 15, 16,17, 18, et 19 reçoivent les faisceaux transmis lorsqu'ils passent à travers le corps du patient. La méthode préférée comporte les étapes de positionnement du patient dans le tunnel du scanner en utilisant les contraintes de positionnement d'un appareil de contention pour prévenir le mouvement du patient par rapport au scanner. Ensuite, une série multi- . coupes de scanographie polyconique diagnostique inframillimétriques 4-D du patient est exécutée et une région correspondant au siège de la lésion est explorée en totalité, telle qu'elle est normalement faite dans l'art en scanographie 4-D diagnostique, en vue de l'irradiation thérapeutique du patient. Après les coupes préliminaires, les coordonnées de la lésion ou de la région cible sont déterminées à l'aide de l'affichage de l'ordinateur du CT scanner avec leurs variabilités statistiques par rapport à l'isocentre de rotation du scanner et le patient est déplacé, si besoin est, de la distance et dans la direction correspondantes pour amener la lésion cible à l'isocentre de rotation du système. Le patient est si nécessaire automatiquement repositionné pour déplacer la région choisie vers un endroit prédéterminée, car le dispositif d'invention se caractérise en ce qu'il dispose encore d'un système télécommandable de positionnement du patient associé à un dispositif d'observation/intervention, tel que celui de (Philippe Cinquin, et Jocelyne Troccaz (WO 01/05319 du 25 janvier 2001 - PCT/FROO/02042 du 13 juill. 2000) qui consiste en un système télécommandable de positionnement sur un patient d'un dispositif d'observation et/ou d'intervention comprenant une monture à laquelle le dispositif est lié selon un certain nombre de degrés de liberté, des moyens de liaison souple dont chacun est disposé entre la monture et un point solidaire du support patient ou du patient lui-même, des moyens télécommandés pour modifier la longueur/tension des moyens de liaison, et des moyens de télé-observation du comportement du dispositif. Les dimensions spatiales de la région choisie sont mesurées. La région choisie est plusieurs fois balayée pour mesurer statistiquement l'amplitude des mouvements volontaires et involontaires, en vue d'irradier la région choisie à un niveau d'exposition réellement choisie. Mais aussi pour varier les angles de bascule du statif du scanner en fonction des coupes de tomographie répétée assistée par ordi- nateur pour suivre et irradier de façon thérapeutique une,région tridimensionnelle choisie, et pour appliquer ensuite le mouvement de translation sélectionné de la table de scanner de tomographie assistée par ordinateur, de façon à la déplacer en dedans et en dehors de l'ouverture de la fente pour accompagner le mouvement de bascule du statif au-dessus et en dessous de l'axe physique de bascule à l'endroit de la région choisie. Dans n'importe quel cas, après la série des coupes de localisation tumorale préliminaire, la taille et l'endroit de la lésion cible devant être traitée est déterminée manuellement ou automatiquement en silhouettant la lésion cible, notoirement identifiée sur l'écran d'affichage avec tous les moyens de Radiodiagnostic scanographique, en englobant ensuite ladite lésion dans une forme géométrique tridi- mensionnelle interne aux contours surfaciques de la lésion, ou par d'autres moyens conventionnels, tel que le système proposé par Shabbir B. Bambot, Tim Harrel, et Anant Agrawal [Système multimodal optique de Diagnostic tissulaire. WO 01/34031 (17 mai 2001) - PCT/USOO/28879 (5. 11.1999) (SPECTRX, Inc.)] , qui consiste en un appareil et un procédé qui utilise une source de rayonnement ainsi qu'un processeur pour combiner plus d'une modalité optique (procédé spectroscopi- que), à savoir et de façon non exhaustive, la fluorescence, l'absorption, la réflectance, l'anisotropie de polarisation ainsi que la modulation de phase, pour découpler tes changements morphologiques et biochimiques associés aux changements tissulaires dus à des maladies (cancer), et former ainsi par caractérisation tissulaire ésionnelle un diagnostic précis au fur et à mesure de l'irradiation de l'état de tissus. 5.4.2.2. - Ergonomie de l'Interface utilisateur - machine La présente invention se caractérise aussi en ce qu'elle comporte des éléments d'interface utilisateur, qu'il importe de connaître : # 1) Un écran tactile (1985), tel que celui présenté en 1985 par Zenith (USA) com- me le premier système d'écran tactile, fondé sur la technologie des ondes coustiques de surface : il suffit de toucher un secteur de l'écran avec le doigt pour donner un ordre. Sachant que ce menu représente la centrale de commande du système d'exploitation dynamique à interface graphique. # 2) Un crayon optique (1963), qui est un accessoire avec lequel l'utilisateur peut dessiner sur son écran, comme il le ferait avec un vrai stylo. Le premier crayon optique, associé au système graphique conversationnel Sketchpad, a été présenté en 1963 au MIT (Massachusetts Institute of Technology) par LE. Sutherland. Aujourd'hui, cet accessoire est surtout utilisé, comme dans la présente invention, sur les consoles de CAO (conception assistée par ordinateur). # 3) Mais surtout le CPU de la présente invention a été conçu pour fonctionner comme un estimateur multifactoriel très précis et une base des données d'un système de conception assistée par ordinateur (CAO) doté des systèmes experts typique du CAO et de l'Intelligence artificielle (IA). Ce système de contrôle est dit en boucle fermée , car une rétroaction indique à l'entrée les conditions régnant à la sortie. Toute perturbation extérieure est automatiquement contrecarrée. Un système à boucle ouverte ne possède pas ce dispositif de rétro- action. C'est la rétroaction, qui, en fermant la boucle, permet à la sortie de toujours osciller autour de la valeur effectivement désirée. Un système de Conception assistée par ordinateur (CAO) (1968) - CAO inventé par Pierre Bé- Bézier (1910-). La conception assistée par ordinateur a en effet pris naissance dans les années 60, au sein des grands programmes militaires aéronautiques américains, d'un côté de l'Atlantique, et, de l'autre, chez Renault, avec les courbes de-Bézier, mises au point par Pierre Bézier (voir Biographie en fin d'ouvrage). Présenté en 1968 au Congrès des ingénieurs automobiles de Detroit (USA), le système Bézier fut rapidement adopté par les concurrents puis par les autres secteurs industriels. Aujourd'hui, la CAO a pénétré tous les domaines. Elle permet de dessiner un objet en trois dimensions et de l'examiner dans de très nombreuses conditions fictives, avant même d'avoir commencé à le const- ruire... aucune perte du temps, rigueur du geste et rendement assuré dans l'analyse, comme dans la présente invention, de tout mouvement (En 1888, Marey, grâce à un nouveau dispositif, obtient des images indépendantes sur un film Celluloïd, qui, par projection, recompose le mouvement par cinéscanographie) : # Repérage des coupes scanographiques contenant la lésion cible et recomposition des mouvement éventuels avec leur amplitudes, correction éventuelle de la mise en place - installation à l'isocentre du centre de la lésion : 5 minutes environ. > Planification et simulation clinique ou conception et élaboration du traitement assistées par ordinateur : 19h.00 à 22h.00 (9 malades) + Week-ends. > Irradiation thérapeutique, surveillance et optimisation : 10-15 minutes par séance. > Battement pour le changement des malades : entrée et sortie : 5 minutes >Toutes les trente minutes un nouveau malade de 7h.30 à 18h.30 : malades / jour Définissons, dans le cadre de la présente invention, ce que nous entendons par estimation dynamique et estimateur sans biais image-guidés. 5.4.2.3. - Estimation et estimateur en Radiothérapie multi-faisceaux image-guidée dynamique. La présente invention est dotée d'un calculateur (CPU) central qui fonctionne comme un estimateur multifonctions précis et une banque des données (Lancé en 1980 par l'éditeur américain Ashton-Tate, dBase II est l'archétype des logiciels de gestion de bases de données sur micro-ordinateur. Il permet de classer, trier et sélectionner des informations suivant de nombreux critères. Il avait été mis au point en octobre 1979 par C. Wayne Ratcliff, qui l'avait commercialisé sous le nom de Vulcan avant de le vendre à Ashton-Tate. C'est cependant un aspect décisif du problème : les erreurs liées à un mauvais choix de l'échantillon ont les conséquences d'autant plus graves qu'elles sont souvent beaucoup plus difficiles à déceler et à corriger que des erreurs de formules. Sans être toujours nécessaire, cela suffit à éviter la plupart des erreurs dues au choix de l'échantillon. ). Elle fournit la localisation stéréotaxique et le positionnement plus exacts du patient, dus au fait qu'un seul et même appareil ayant une capacité d'imagerie diagnostique est utilisée à des fins d'imagerie et de thérapie et à la périphérie duquel se trouvent des serveurs en ligne et des consoles dédiées. La présente invention est elle-même un estimateur sans biais qui estime statistiquement la topographie de la lésion, le mouvement relatif du patient et la variabilité de repositionnement, à chaque fraction, en procurant en permanence une imagerie en temps réel et en exploration dynamique dite multi-phases du patient ; imagerie physiologique extemporanée et toujours contemporaine à la thérapie aux radiations, qui s'effectue en même temps que l'irradiation thérapeutique pour vérifier l'exactitude de la localisation et mesurer la position de la zone cible . ainsi que la précision de visée balistique, eu égard aux différentes incidences des faisceaux de radiation thérapeutique. C'est donc une radioscanométrie thérapeutique. Il peut également servir de simulateur en préthérapeutique. L'estima- tion ponctuelle de l'art ancien consiste à attribuer, une seule valeur ponctuelle aux paramètres étudiés à partir des observations faites sur une seule mesure approchée . et non un échantillonnage des membres correctes, approximation souvent faite à distance de l'irradiation thérapeutique elle-même. Cette dernière valeur numérique peut s'appeler estimation ponctuelle approchée et devrait en principe être dans l'idéal le résultat de plusieurs mesures ou échantillonnage de mesures des mêmes paramètres faits lors des différentes fractions d'irradiation thérapeutique sur le volu- . me cible et son environnement organique immédiat. Outre son rôle de calculateur, le CPU du tomodensitomètre joue ici un rôle supplémentaire d'estimateur multipara- métrique et de banque des données. C'est plus spécifiquement la formule ou la procédure mathématique utilisée pour l'obtenir qui s'appelle estimateur . Lorsqu'on passe d'un échantillon à un autre, l'estimateur (la formule) reste identique . mais l'estimation (le résultat obtenu grâce à la formule), elle, varie selon les observations. La vraie valeur (coordonnées de la lésion et modification éventuelles de sa topographie et de ses dimensions en fonction du temps) varie chaque jour différemment (Il faut donc un renouvellement permanent de l'échantillonnage). Chaque mise en place de l'irradiation thérapeutique est donc une nouvelle occasion . d'échantillonner en fonction de la mobilité induite que ce nouvel outil détecte, les différents paramètres de positionnement et de topographie lésionnelle, qu'il faut, comme nous allons le voir, déterminer précisément grâce à un collisionneur multi- faisceaux CT-guidé, dans le cas des deux faisceaux simultanés ou d'un autre système de scanographie per-opératoire susceptible d'être actionnée en permanence, . en tant qu'outil de contrôle et de vérification instantanée sur écran tactile du bon déroulement et de la qualité de la de délivrance de la Radiothérapie multi-faisceaux synchrones. Dans la nouvelle invention la distribution d'une variable aléatoire X caractéristique associée à un événement A répond à une loi binomiale, (3 (n, p). L'opération consiste donc, au niveau du CPU, à calculer l'espérance mathématique et la variance de X. Sinon après n épreuves d'une exploration dynamique multiphasique, la probabilité pour que X prenne la valeur k (0,1,..., n) est : P(X = k) = Cnkpk.qn-k (k est le nombre de fois où l'événement A s'est réalisé) ; tandis que p = probabilité de réalisation de l'événement A pour une épreuve, sachant que q = 1 - p. n n ( 1 ) E P(k) = 2 Enk pk qn-k = (p + qt = 1 ; A partir duquel on peut estimer : k=0 k=0 - Calcul de l'espérance mathématique : la définition de l'espérance mathématique est m = k = #nk=0 k.Cnkpkqn-k ... m = np - Calcul de la variance : V(X) = E(X2) - [E(X)]2 - En résumé, pour une loi binomiale p(n,p), on a : E (X) = np et V(X) = np(l-p), permettant une modélisation comportementale physiologique. Il est possible ensuite d'opérer à chaque fois un ajustement du modèle. L'ajustement est une technique statistique qui permet de prendre en compte, dans un test unique, un facteur qui augmente la variabilité du critère de jugement et gage d'excellence scientifique des procédures utilisées dans la présente invention. Là où dans l'art ancien la notion de correction a quelque chose d'arbitraire et procède par des proto- coles pour éviter des erreurs méthodologiques et des erreurs inhérentes à la machine. La nouvelle invention s'adresse quant à elle à une technologie et une technique adéquates, supprimant toutes opportunités d'erreur et d'arbitraire. La récidive ne serait-elle pas, dans les conditions de l'art ancien, le fait non seulement des tirs biaisés dans une proportion importante, comme illustré à la figure la, mais aussi d'une insuffisance du spectre du faisceau unique d'irradiation thérapeutique, dont la composante spectrale n'intéresserait pas toutes les longueurs d'ondes auxquelles seraient sensibles les éléments irradiées de la tumeurs ? C'est, au sein des laboratoires de l'Ecole de Radiologie de Strasbourg, une piste sérieuse de recherche que nous développons. Sinon, le calculateur du dispositif d'invention se caractérise en ce qu'il utilise l'analyse combinatoire comprenant un ensemble de méthodes qui permettent de déterminer le nombre de tous les résultats possibles de mesure d'une expérience particulière. La connaissance de ces méthodes de dénombrement est indispensable au calcul des probabilités de contrôle et de complication des actes de Radiothérapie qui constitue le fondement statistique de la balistique d'irradiation thérapeutique, en se plaçant résolument dans une configuration d'une conception et d'une élaboration du traitement assistées par ordinateur avec une base de données de radiocinéscano- métrie et de dosimétrie en ligne. Si la variable aléatoire X, illustré par un point d'impact de tir de la figure la et représentée au niveau microdosimétrique par x qui est fonction du nombre x des cibles cellulaires : nombre de cellules lésées ne pouvant pas être réparées par le fractionnement ; x suit également une loi binomiale (x, p) de paramètre x (x = 2... k). Si l'étude se fait sur k cibles cellulaires et p = cellules détruites (D) moins les cellules réparées (R), (D - R), divisé par le nombre des cellules tumorales, en supposant que chaque cellule soit irradiée de façon équiprobable, c'est-à-dire sans biais de visée et à une dose effectivement tumoricide. Un moyen pratique d'illustrer cette formule et de dénombrer les résultats possibles d'une suite d'expériences au cours de laquelle est expérimentée une série d'irradiation thérapeutique avec plusieurs plans de symétrie en miroir, série qui consiste à utiliser un diagramme d'arrangements en arbre des différentes coordonnées spatio-temporelles des plans de symétrie en miroir par rapport aux coordonnées anatomiques obtenues avec le dispositif de la présente invention. Sachant par ailleurs que l'arrangement de n éléments p à p (p # n) est obtenu avec tout ensemble ordonné de p de ces éléments, tous distincts. Un arrangement est donc caractérisé par la nature des éléments ou par leur ordre. On désigne Aple nombre total d'arrangements distincts de n éléments p à p. Tout arrangement de p objets peut être construit de la manière suivante : on considère p cases, numérotées de 1 à p (p La même relation peut être exprimée autrement : a) Arrangements avec répétition des plans de symétrie en miroir : Un arrangement de n objets p à p avec répétition est un arrangement où chaque objet peut être répété jusqu'à p fois. Le raisonnement précédent montre que pour chaque case, on dispose alors de n choix possibles. Le nombre total de tels arrangements des plans de symétrie en miroir est donc : [alpha]pn = nP, dans le cas de la nouvelle invention. )Combinaisons Cpndes plans de symétrie en miroir. On appelle combinaison de p éléments pris parmi n (n # p), tout ensemble que l'on peut former en choisissant p de ces éléments, sans considération d'ordre. Deux combinaisons distinctes diffèrent donc par la nature d'au moins un élément. On désigne par Cpn le nombre total de combinaisons de n objets p à p. En remarquant que le nombre d'arrangements de n objets p à p n'est autre que le produit du nombre de permutations des p éléments de chaque combinaison, soit Apn= Apn/p ! = n.(n-1)(n-2)...(n-p+1)/p ! = n ! / (n - p) ! p !Mais aussi, en termes de permutations avec répétitions et combinaisons des plans de symétries en miroir. Une permutation de n objets avec répétitions r1 = p et r2 = n-p (où p # n) est une partition de ces objets en deux ensembles, l'un de p éléments, l'autre de n - p éléments. Se donner une telle permutation des plans en miroir revient donc au même que se donner une partie de p éléments parmi n, c'est- à-dire une combinaison de n éléments, pris p à p. On a donc : Cpn= Pn (p, n-p). Comme Pn = (p, n-p) = Pn (n-p, p) par définition, on en déduit que Cpn= Cn-pn., une permutation de n objets à répétition (ri, r2, ... , r) s'appelle aussi une combinaison généralisée. De même que l'on a CPn= (np), on note Pn(ri, r2, ...,@k) = (ri, r2, ... , rk). Et en d'autres termes le Binôme de Newton. Le binôme de Newton est le produit de n facteurs égaux à (a + b), soit (a + b)n #np=0 Cpn.an-p.bp ... Cpn = Cpn-1+ Cp-1.permet une détermination pratique de proche en proche des différents coefficients Cpnau moyen du triangle de Pascal. - Combinaisons des plans de symétrie avec répétition dans la présente invention Supposons que l'on étudie la répartition de n objets en fonction de r critères (ou théorie des cibles), et que l'on cherche le nombre de telles répartitions possibles. Une telle répartition est appelée combinaison avec répétition d'ordre r (nombre des cibles). Le nombre de ces combinaisons avec répétition est : [nr] = Crn+r-1 En effet soit x1, X2,... , xn les objets (ou plans de symétrie en miroir). En effet soit x1, X2, ..., xn les objets. Une répartition de ces objets (plans de symétrie) suivant les critères (nombre des cibles théoriques) peut être représentée ainsi : x1 X2 X3 / X4 : x5 x6 / / X7 / ... /xn-1 xn/ Le nombre de combinaisons avec répétition des plans de symétrie est donc égal au nombre de manière de séparer les xi par r frontières. C'est donc le nombre de manières de choisir r objets parmi n + r - 1 sans tenir compte de l'ordre. Ce qui permet d'estimer l'effet de l'interaction des faisceaux d'irradiation dans les différents plans de symétrie en miroir et conduit à une dosimétrie statistique. Avant de voir les applications d'un système aussi sophistiqué, voyons la configuration la moins complexe, constituée des deux faisceaux synchrones d'irradiation dans une symétrie à un seul plan en miroir. # 5.4.2.4. - Un dispositif, tel que dans le brevet de General Electric Co, pour gérer des données relatives à des dispositifs périphériques et à des sous-systèmes dans un système d'imagerie multiple comprenant un circuit à mémoire, et un circuit de traitement du signal placé, là où on le souhaite, dans les dispositifs périphériques. La fabrication des données, l'identification des données, l'information d'enregis- trement de service, les données de calibration, et toute autre donnée peuvent être stockées directement dans les dispositifs périphériques. Les circuits périphériques et les sous-systèmes peuvent aussi comprendre des capteurs, des circuits de cryptage, et des circuits pour interfacer la mémoire et le circuit de traitement avec d'autres composants, particulièrement avec un contrôleur pour les systèmes d'imagerie. Les périphériques peuvent comprendre des lecteurs des DVD et des drivers pour différents systèmes d'imagerie embarqués (caractérisation tissulaire, caractérisation des faisceaux des rayons X et scanographie), de la table, des moniteurs et autres dispositifs auxiliaires. Une séquence d'initialisation est réalisée lors de la connexion du périphérique au système, pour identifier le périphérique et transférer l'informa- tion nécessaire pour examiner les séquences (Paul E. Licato, Peter C. Bosch, Suriyanarayana, Robert Steven Stormont : Méthode et appareil de gestion d'appareils périphériques dans un système d'imagerie médicale. EP 1 110 504 A2 ; US Patent 469999, 22.12.1999 [General Electric Company]). 5. 4.3. - Enregistrement simultané de l'ECG et du mouvement respiratoire via la pléthysmographie à impédance Selon un aspect, la présente invention concerne une méthode pour balayer un objet avec un système d'imagerie CT multicouche à rangées multiples de détecteurs ayant chacune un isocentre. La méthode comprend les étapes consistant à balayer de façon hélicoïdale un objet avec le système d'imagerie CT multicouche pour obtenir des segments de données incluant des segments de données périphériques combinant des données provenant d'un premier segment des données périphérique avec un second segment opposé pour former un ensemble de données permettant de reconstruire une couche d'image, et consistant à reconstruire les données combinées en couches d'image. Des données sont enregistrées durant une période de quelques secondes d'inactivité sur la partie du sujet durant le temps où il n'y a pas encore d'irradiation thérapeutique. Les mouvements du corps dus à l'activité respiratoire sont également enregistrés. Le dispositif de rétroaction commandé depuis le pupitre met en route un Procédé et système de déclenchement physiologique prédictif d'une radiothérapie. Synchronisation cardiaque : En ce qui concerne par exemple les mouvements involontaires, la présente invention met à profit l'agencement d'un scanner hélicoï- dal de tomographie assistée par ordinateur à phases multiples qui utilise un faisceau d'énergie radiante à des fins d'imagerie pour irradier thérapeutiquement une région choisie avec le faisceau d'énergie radiante dans lequel l'étape de balayage de la région choisie à travers des cycles multiples comprend les étapes de : un signal de synchronisation (gating) représentant ces temps lorsque la région choisie . est située à l'intérieur d'un faisceau d'énergie radiante ; et irradier la région choisie seulement durant des tels moments que des tels signaux de synchronisation ou gating sélectionne (par ex ECG : systole ou diastole cardiaque). Mieux le système de Reconstruction hybride pour imagerie cardiaque à pas élevé, multicouche, hélicoïdale. Synchronisation respiratoire : La radiothérapie synchronisée à la respiration (BSRT breathing synchronized radiotherapy system) a par ailleurs été développée conjointement entre le Davis Cancer Center de l'Université de Californie et la Varian Associates et complète la modélisation comportementale physiologique ainsi que l'interactivité de la présente invention tout comme son adaptabilité à n'importe . quelle situation clinique. Le BSRT décrit une procédure émergeante de la Radio- oncologie, où la simulation, la série des coupes CT, la planification de traitement, et le traitement par radiation sont synchronisés avec l'apnée volontaire, l'apnée forcée, ou la synchronisation (gating) de la respiration. Le système BSRT est constitué d'un système d'interception des émissions de la respiration (BMOS) et d'un paquet de . matériel de la synchronisation (gating) par ordinateur de l'accélérateur linéaire et d'un logiciel. Deux méthodes, une méthode basée sur la caméra vidéo et l'usage par ailleurs de la pléthysmographie inductive panoramique (RespiTrace), qui génère des signaux BMOS. Les signaux BMOS et les images fluoroscopiques synchronisées sont enregistrées simultanément dans la salle de simulation et sont analysés plus tard . pour définir le point idéal de traitement (ITP = ideal treatment point) où le mouvement de l'organe est stationnaire. Les signaux BMOS à l'ITP peuvent être utilisés pour synchroniser un scanner CT ou un accélérateur linéaire pour maintenir la même configuration de l'organe comme dans la simulation. Contrairement au système BSRT proposé par H. D. Kubo, P.M. Len, S. Minohara, et H. Mostafavi (Breathing-synchronized radiotherapy program at the University of California Davis Cancer Center. Med Phys 2000 Feb ; 27 (2) : 346-53. ) autorise l'apnée ou la synchronisation, la présente invention fait au mieux coïncider le moment d'irradiation par intermittence et la phase optimale du cycle physiologique ou encore irradie en continue au point où d'oscillation des mouvements physiologi- ques. Ce double rôle autorise le système d'être applicable à une variété des patients, i.e., la méthode d'apnée pour les patients qui peuvent maintenir et reproduire l'ITP, et l'apnée forcée ou la méthode de synchronisation pour ceux qui, comme les enfants ou les personnes peu coopératives, ne sont pas à même de reproduire exactement la même apnée volontaire. C'est La succession des opérations permet un ). déroulement continu # 5. 4.4. - Dosimétrie en ligne et en temps réel par le dispositif 5.4.4.1. - Des Cartes géographiques (1975) dosimétriques Depuis le milieu des années 70, les systèmes d'information géographique (SIG) ont révolutionné ce secteur : sur une carte traditionnelle, un géographe ne pouvait ajou- 5. ter qu'un nombre limité d'informations. Avec les SIG, il est possible de superposer instantanément plusieurs couches : une carte de base, une carte du réseau d'irrigation, une carte des types de sol, une carte cadastrale, une image satellite des cultures en cours... Cette technologie trouve des applications multiples, notamment en matière d'aménagement du territoire. Avec elle la présente invention peut super- ). poser pour les comparer plusieurs cartographies dosimétriques les unes sur les autres sur un même écran moniteur d'images. - 5.4.4.2. - Dossier technique du dispositif Enfin, un dossier dosimétrique DVD (1997) par patient traité est constitué pour l'ensemble du traitement. Ce disque CD de 12 cm fonctionne, comme un CD, selon 5. le principe de lecture optique. Il utilise les normes de compression MPEG II, offre une image d'excellente qualité, un son stéréo numérique et surtout possède une très grande capacité de stockage (4,7 Go par face) et convient au dossier technique individuel de Radiothérapie. En version grand public, il offre donc des films avec une excellente résolution et un son laser. Pour les applications informatiques, il ). améliore très sensiblement les qualités de stockage disponibles. - 5.4.4.3. - Imprimante 3D pour les pièces moulées sur mesure En 1987, un ingénieur texan, Paul McLure, s'intéressa de près aux travaux menés par Joseph J. Beaman et son élève Carl R. Deckard à l'université du Texas. Il imagina le potentiel commercial de leurs découvertes, obtint une subvention gouvernementale et fonda DTM Corp, à laquelle il associa l'université. Ce procédé - {Sélective Laser Sintering Process) permet de réaliser rapidement des maquettes en trois dimensions. Un ordinateur, tel que le CPU scanographique du dispositif d'invention, découpe l'objet à construire en tranches successives, dont il mémorise les contours. Un rayon laser couplé à l'ordinateur balaie la surface d'une résine qui se polymérise au point de contact, reproduisant l'objet. Ces informations numérisées peuvent être transmises à tout ordinateur compatible qui, sur place, peut commander une machine construite par TDM et reproduire l'objet. En 1996, la firme américaine 3D Systems a proposé une machine qui fabrique une maquette en plastique exactement conforme à l'objet final. Ce dernier peut servir à concevoir un moulage thermoformé de contention et d'immobilisation d'une région donnée. 5.4.4.4. - Un casque-écran (1965) sur le serveur dosimétrique, dit console dosimétrique. Pour arriver au concept du monde virtuel et à l'immersion totale de l'utilisateur, il manquait un moyen de visualisation approprié. Le principe d'un casque à vision stéréoscopique avait été conçu par Ivan Sutherland en 1965 pour le compte de l'armée américaine, mais c'est seulement en 1986 que naît, sous l'égide de la NASA, le premier HMD (Helmet Mounted Display ou casque-écran). Son inventeur est Scott Fisher qui s'imposera, bientôt comme l'autre gourou du virtuel. Destiné à la simulation de missions dans l'espace, le HMD affiche les informations binoculaires sur deux écrans à cristaux liquides et transmet à l'ordinateur les mouve- ments de la tête : l'image affichée se décale en fonction de la direction du regard. C'est la meilleure façon de se rendre mieux compte en temps réel de l'effectivité ba- listique des différents faisceaux d'irradiation thérapeutique. La réalité virtuelle est justement mise à profit dans cette invention par l'usage d'un casque-écran à la console de dosimétrie couplée au scanner radiothérapique. Le dispositif est auparavant ou apte en per-opératoire à exécuter une simulation clinique en même temps qu'une dosimétrie par kernels des points d'interaction en temps réel en même temps qu'un contrôle du mouvement sur la répétitivité et le maintien de la mise en place et surtout d'une visée balistique sans biais. Tout en gagnant du temps sur l'exécution d'ensemble des actes de Radiothérapie. Puisque la simulation clinique se réduit, par exemple, à une simple exploration dite multiphasique d'une région d'intérêt donnée ; elle se produit de ce fait en respiration spontanée pour me- surer l'amplitude des différents mouvements, sans et avec injection de contraste pendant environ 5-10 minutes pour l'acquisition d'images ainsi que des repères anatomiques sur des axes de coordonnées qui tiennent compte desdits repères anatomiques. Des cartographies vasculaires cinéangiographiques du pédicule nourricier ainsi que de la perfusion de la tumeur pour faire la part exacte de l'#dème péritumoral et de la lésion cible proprement dite. Il ne sera donc pas nécessaire de recommencer à chaque séance une injection de contraste parce que le relais est pris, comme décrit ci-dessus, par la caractérisation tissulaire électronique pour rendre compte d'éventuelle fonte tumorale au cours de l'ensemble de l'étalement thérapeutique. Ceci nous amène tout droit à préciser le Principe balistique mis en #uvre dans la présente invention. 5. 4.5. - Principe balistique en Radiothérapie image-guidée dynamique Permettre de tirs sur un but en mouvement mu par des mouvements périodiques intrinsèques et extrinsèques, comme la sphère ORL, le thorax et l'abdomen, ceci malgré le mouvement et à plus forte raison quand il n'y a pas de mouvement au plan interne, comme pour le crâne par exemple, sans jamais passer à côté de l'objectif de visée. Ce principe balistique sans biais est très important dans la conceptualisation de la nouvelle balistique image-guidée. En effet, avant d'exécuter une action ou une commande à l'aide de la souris ou au crayon optique, il faut placer le pointeur sur une position bien déterminée de l'image 3D extemporanée. le tir est ainsi étroite- ment ajusté, tel qu'illustré à la figure la, sans pour autant élargir indéfiniment et inutilement le volume-cible sous prétexte de marges de sécurité, dont on sait qu'elles sont toxiques pour les tissus sains environnants. Connaissant le déplacement de l'organe visé et son timing on en déduit un synchronisme systématique (menu contextuel) : faire coïncider exactement avec le lieu de passage et d'interaction des rayons est l'objectif primordial d'une balistique image-guidée. Sinon les choses se passent à l'aveugle malgré l'aide de la réalité virtuelle, comme dans l'art ancien et les résultats sont tel qu'illustré à la figure la caractérisés par une grande variabilité des points d'impact des tirs par fraction thérapeutique. Dans certaines situations, il peut être désirable de ne pas irradier à partir des directions particulières, en vue d'épargner des structures anatomiques spécifiques comme par exemple la moelle. Ceci peut être réalisé en éteignant par un système contrôlé par une grille, dans le tube à rayons X. Dans les va-et-vient les tubes s'éteignent en bout de course et se rallume à un moment précis coïncidant avec le point de départ du volume cible, dès que l'inertie de la table disparaît et que s'amorce correctement le mouvement en sens inverse à la vitesse prescrite d'avance de la table, pour éviter la surchauffe en périphérie de la lésion cible. Nécessité encore d'une marge négative de sécurité (phénomène de jonction des champs) dans la mesure où les différents rayons des faisceaux ne doivent pas être nécessairement tangents aux bords de la lésion cible. La conformation s'opère ici par coïncidence parfaite de la lésion cible et du volume d'interaction électromagnétique des différents faisceaux simultanés, rôle dévolu à l'optimisation que celui de concrétiser cette coïncidence parfaite épousant exactement la morphologie et les contours de la lésion cible et tenant compte de sa variabilité dans le temps ; marges négatives de sécurité = zone tampon de fluctuation de la dose par oscillation périodique, compte tenu de la mobilité . intrinsèque, de la topographie lésionnelle. D'où l'exigence dans cette invention d'une visualisation permanente et nécessairement interactive de la cible afin de ne viser que la cible en évaluant la dose en temps réel et la balistique optimale au cours de l'acte de Radiothérapie pour accroître la probabilité de contrôle tumoral et diminuer celle de complication. Le but . est sans conteste d'explorer par l'image les déplacements possibles d'un volume cible durant le traitement par rapport à la situation planifiée, afin de définir les marges de planification appropriées à la morphologie de la lésion cible aussi bien qu'identifier les méthodes efficientes pour assurer ou même mieux réduire ces marges en marges négatives, eu égard au pic de diffusion de l'énergie radiante. Ces . marges devraient prendre en compte l'ensemble des déplacements internes du volume cible et des erreurs externes de mise en place, à chaque fraction. Le déplacement interne pour les tumeurs thoraciques est principalement dû à la respiration et à l'activité cardiaque. Une estimée des déplacements internes de la tumeur peut par exemple être obtenue à partir de l'étude de Ekberg et coll. (1998) . qui se sont penchés à l'aide de la fluoroscopie sur la mobilité tumorale dans toutes les trois directions de l'espace, chez 20 patients. Ils ont trouvé que, pour les localisations tumorales couvrant les poumons gauche et droit ainsi que tous les lobes, la déviation standard (SD) moyenne du déplacement tumoral dans les directions X-, Y-, et Z- étaient respectivement de 1,4 ;2,6 et 1,3 mm, au cours de la . respiration normale. Cependant, Ross et coll. (1990) ont décrit comment l'étendue du mouvement mesuré avec le CT ultra-fast était découverte comme étant fortement dépendante de la proximité du coeur/aorte ou du diaphragme. Il existe donc un biais dans cette manière de faire dans la mesure où la comparaison utilisée ici est historique. En fait, ils décrivent un déplacement du à la respiration de l'ordre de 1 . cm pour les lésions du lobe inférieur. En effet, Ekberg et coll. ont également observé des grandes variations dans l'amplitude du mouvement, allant jusqu'à 12 mm. Mis à part ces grandes variations en amplitude et en fréquence avec la localisation tumorale, la fonction de distribution de la probabilité de ces mouvements dévie fortement d'une distribution gaussienne (A. E. Lujan et al, 1999). Donc, la déviation standard (SD) de ces déplacements est jugée comme étant une représentation pauvre de la fonction de distribution et, lorsque dans un tel cas l'expression donnée cidessus pour des marges de sécurité peut être appliquée, elle n'est pas claire. C'est pourquoi il faut la mesurer exactement chez chaque patient et à chaque instant. En plus, dans cette expression, les déplacements systématiques et au hasard sont séparés, mais cette séparation n'est pas triviale dans le cas de mouvements internes. Particulièrement, les erreurs systématiques introduites par le mouvement interne au cours du scan CT ne sont pas à décrire sans détour puisque ces mouvements surviennent sur une échelle de temps de l'ordre des temps de coupe du scan d'un CT scanner selon J.M. Balter et coll. (1996) (cités par Hans C.J. de Boer, John R. van Sômsen de Koste et al, 2001). Pour qu'un estimateur convienne, il faut vérifier, comme dans la figure la, qu'il présente deux qualités principales : absence de biais et variance faible. Elles peuvent être comprises, avec la figure la, en prenant l'analogie de tirs sur une cible animée ; le centre de la cible représente la valeur vraie d'un paramètre (celle, par exemple les coordonnées du centre de la lésion, qu'on veut estimer et superposer à l'isocentre) et les différents impacts des tirs représentent les estimations obtenues sur des échantillons successifs ou fractions d'irradiation thérapeutique ou mieux encore des champs d'irradiation dans lesquels : # L'absence de biais signifie que les estimations obtenues sur des échantillons suc- cessifs ne s'écartent pas de façon systématique de la vraie valeur. Autrement dit leur moyenne est égale à la vraie valeur. # Une variance faible indique que les estimations sont peu dispersées et qu'il y a donc peu d'écart entre les valeurs issues de deux échantillons distincts ou fonctions d'irradiation. Mais, la méconnaissance instantanée des modalités d'extension des tumeurs, la délimitation imprécise du volume tumoral certes avant l'avènement de la tomodensitométrie et de l'imagerie par résonance magnétique nucléaire avaient initialement conduit, au nom des marges, de sécurité, à la réalisation d'irradiations systématiques de la totalité du corps. Cette attitude est remise en questions, en particulier par des publications ayant étudié le siège des récidives après irradiation (A. S. Garden et al, 1991 ; L. E. Gaspar et al, 1992 ; K. Nakagawa et al, 1998). Ces études ont montré que 70 à 100 % des récidives siégeaient dans un périmètre de 2 cm autour du volume prenant le contraste ou des marges de résection. De ce fait, le volume cible a pu être, au jour d'aujourd'hui, adapté en prenant des marges de sécurité de 2 à 3 cm au-delà de la prise de contraste ou de l'hypodensité définie sur l'imagerie. Par ailleurs, des études comparant les résultats de biopsies effectuées en conditions stéréotaxiques avec les images tomodensitométriques ou par résonance magnétique ont montré que les hypodensités pouvaient correspondre à une simple réaction #démateuse (P. J. Kelly et al, 1987) péritumorale. Le type spatial 1 correspond à des tumeurs bien circonscrites, tandis que le type spatial III correspond à une infiltration par des cellules tumorales isolées. Cette classification a pour avantage de contribuer à une définition plus rigoureuse des limites des champs d'irradiation, mais au prix de plusieurs biopsies stéréotaxiques selon des modalités de réalisation qui ne sont pas toujours facilement applicables, en pratique. De toute évidence, il s'agit d'une région de faible densité des cellules tumorales qu'il s'agit de considérer comme telle à l'avenir dans les stratégies d'irradiation thérapeutique, en optant pour les marges négatives et donc une irradiation de faible importance. # 5.4.5.1. - Nécessité d'une augmentation de la dose totale en Radiothérapie de conformation... L'existence d'une relation dose-contrôle tumorale n'a pas par exemple été clairement établie pour tous les types histologiques de tumeurs cérébrales malignes, notamment pour les gliomes de bas grade irradiés à la dose de 45 à 60 Gy (A.B. Karim et al, 1996). L'équipe de Lee et coll. (1999) a analysé les échecs après irra- diation conformationnelle chez 71 patients atteints de gliome de haut grade et a trouvé, parmi les 29 récidives unifocales, que 26 étaient centrales et trois marginales . Ceci malgré l'augmentation de la dose 70-80 Gy, ceci a conduit les auteurs à poursuivre leur escalade de dose jusqu'à 90 Gy. Dans ce dernier groupe, les échecs sont survenus majoritairement en dehors du volume irradié, et en particu- lier dans le névraxe. Dans le groupe qui a reçu 90 Gy, en revanche, deux patients sont décédés de radionécrose. Au vu de ces résultats portant sur relativement peu de malades, l'intérêt d'une augmentation de la dose totale n'est certes pas établi et les recherches cliniques s'orientent davanatage vers la conservation du tissu cérébral sain (C. Haie-Meder et al, 1999), qui est le souci majeur de la présente invention sans pour autant renoncer à l'escalade de dose mais en supprimant tout biais susceptible d'expliquer les mauvais résultats de la Radiothérapie. # 5.4.5.2. - ... et son corrolaire : Diminution de la dose au niveau des tissus sains. Des études portant sur la toxicité à long terme ont permis de déterminer les facteurs responsables des complications de l'irradiation cérébrale. A ce titre, les données portant sur les patients traités par protons sont parfaitement documentées. Sur 367 patients traités entre 1974 et 1995 pour des tumeurs de la base du crâne, des lésions du tronc cérébral ont été observées dans 17 cas. Le risque augmentait significativement avec la dose maximale reçue par le tronc cérébral et avec le volume du tronc cérébral recevant plus de 50 Gy équivalent Cobalt. Le nombre d'interventions chirurgicales antérieures à l'irradiation et l'existence d'un diabète étaient aussi associés au risque de complication (J. Debus et al 1997). La responsabilité de l'irradiation doit donc être évaluée en tenant compte d'autres facteurs favorisant la survenue des complications. Le développement de la technique non coaxiale a permis des études comparatives avec des techniques classiques de champ parallèles opposés. Ainsi, A.F. Thornton et coll. (1991) ont-ils comparé les deux approches chez 50 patients atteints de gliome de haut grade. L'analyse des histogrammes dosevolume a montré que, pour une couverture dosimétrique identique du volume tumoral, la radiothérapie conformationnelle était associée à une réduction (jusqu'à 30 %) du tissu cérébral sain inclus dans l'isodose 95 %. A terme, il semble clair qu'avec la précision accrue de la délimitation des organes à risque grâce à une technologie appropriée, comme celle de la présente invention, qui permettra une meilleure connaissance des doses tolérables par les tissus sains et des relations existant entre volume irradié et tolérance effective. *5.4.3.3. - Examen au plus près du métabolisme tumoral Par ailleurs, des applications cliniques de l'imagerie spectroscopique par résonance magnétique (MRSI) à l'étude des cancers du cerveau et de la prostate se sont développées significativement, au cours de la dernière décade. Les études du cerveau et de la prostate par imagerie spectroscopique RMN (MRSI) au proton, basées sur les taux du métabolite avant et après la thérapie, ont en effet démontré en une période de temps cliniquement raisonnable la faisabilité pour évaluer de façon non-invasive les cancers humains. La spectroscopie RMN (MRSI) procure ainsi une fenêtre biochimique unique pour étudier de façon non-invasive le métabolisme cellulaire. Les études spectroscopiques par RMN (MRSI) ont démontré des différences spectrales dramatiques entre le tissu cérébral normal (choline basse et aspartate N- acétyl élevé) et la prostate (choline basse et citrate élevé) par rapport aux tumeurs du cerveau (faible NAA, choline élevée) et à celles de la prostate (citrate bas, choline élevée). La présence d'oedème et de nécrose au sein de la prostate et du cerveau est pour les deux reflétée par une réduction de l'intensité de toutes les résonances du fait de la densité cellulaire réduite. La spectroscopie RMN (MRSI) était apte à discrimi- ner la nécrose (absence de tous les métabolites, excepté les lipides et le lactate) à partir du tissu normal viable et du cancer, dans les suites de la thérapie. Les résultats des études spectroscopiques (MRSI) courantes fournissent également la preuve que l'étendue des changements métaboliques dans les régions du cancer avant la thérapie aussi bien que l'ampleur ainsi que les changements métaboliques au cours du temps, après la thérapie peut améliorer notre compréhension de l'agressivité du cancer et des mécanismes de la réponse thérapeutique. Cliniquement, l'imagerie par RMN . combinée à la spectroscopie RMN (MRI/MRSI) a déjà démontré le potentiel en faveur du diagnostic amélioré, de la stadification et de la planification du traitement des cancers du cerveau et de la prostate. Additionnellement, des études sont en cours de déterminer l'exactitude des paramètres anatomiques et métaboliques en procurant une base quantitative objective pour évaluer la progression de la maladie et la répon- . se à la thérapie (J. Kurhanewicz et al, 2000). Ceci démontre à suffisance qu'il faut s'intéresser de plus près, grâce à une caractérisation tissulaire quotidienne, au devenir d'un processus tumoral en cours de traitement pour parvenir à un contrôle satisfaisant. Cependant, l'évaluation de l'intérêt des modifications balistiques autorisées par une . approche conformationnelle ne doit pas se limiter à la constatation d'une meilleure distribution de doses reçues par la tumeur et les tissus sains situés dans son voisinage, a fortiori lorsque l'irradiation est motivée par une lésion bénigne (adénome hypophysaire). En effet, la dose reçue aux gonades peut atteindre 3 à 4 % de la contribution d'un faisceau dont la porte d'entrée est le vertex (I.J. Das et al, . 1997). L'utilisation des champs non coplanaires impose aussi une évaluation précise des doses reçues par la thyroïde, doses qui doivent être prises en compte lors de la définition des contraintes d'optimisation de la balistique de traitement Par ailleurs, les tumeurs de pronostic favorable se prêtent mieux à l'étude des complications de la radiothérapie conformationnelle. Ainsi, le dogme de l'irradiation de la totalité de la . fosse postérieure est remis en questioh chez les patients atteints dé médulloblastome. En raison du faible taux de récidive observé dans la fosse postérieure, une irradiation plus focalisée, guidée à l'aide des moyens de l'imagerie moderne, pourrait se discuter afin de limiter la dose reçue par les tissus sains, dont la cochlée (N. Fukunaga-Johnson et al, 1998a, N. Fukunaga-Johnson et al, 1998b). Il faut dorénavant penser à réduire systématiquement l'importance à la porte d'entrée des champs d'irradiation thérapeutique pour réduire l'irradiation collatérale inutile. 5. 4.6. - Perspectives ouvertes par la présente invention de la radiothérapie conformationnelle Dans les tumeurs cérébrales, l'utilisation de champs multiples (coplanaires ou non coplanaires en bouquets ) a déjà été proposée comme alternative possible à la radiothérapie en conditions stéréotaxiques (L. B. Marks et al, 1995). Les développements technologiques, qui ont rendu possible la radiothérapie conformationnelle, vont vraisemblablement réduire encore la distance séparant ces deux techniques, qui de fait ont les mêmes objectifs. La modulation d'intensité des faisceaux est susceptible de permettre à la radiothérapie conformationnelle de rivaliser avec les approches les plus sophistiquées, comme la radiothérapie en conditions stéréotaxiques (R.M. Cardinale et al, 1998 ; S. L. Meeks et al, 1998) ou la protonthérapie (R.M. Cardinale et al 1998 ; S. L. Meeks et al, 1998). L'étude de S.L. Meeks et coll. (1998), évaluant l'efficacité clinique potentielle de la modulation d'intensité par rapport à la radiochirurgie, n'a mis en évidence que des différences minimes entre ces techniques pour le traitement des tumeurs intracrâniennes de petite taille. Cependant, la radiothérapie stéréotaxique garde l'avantage d'un gradient de dose plus marqué en dehors du volume cible et pourrait donc être associée à une meilleure épargne des tissus sains. A plus forte raison celle d'une diffusion isotropique de dépôt d'énergie avec porte d'entrée à marges négatives. Des conceptions d'essais cliniques standard peuvent certes conduire à des conclusions restrictives : les meilleurs traitements recommandés sur la base des résultats d'essai, bien que généralement applicable à des populations des patients, ne s'appliquent pas nécessairement aux patients individuels. En théorie, la modélisation radiobiologique, couplé aux dosages prévisibles fiables, peuvent être utilisés pour rationaliser la sélection des patients pour des schémas particuliers de radiothérapie (B. Jones and R.G. Dale : Radiobiological modeling and clinical trials. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2000 Aug 1 ; 48(1) : 259-65.). Mais, la modélisation quadratique linéaire de la radiothérapie peut être utilisée pour simuler un essai clinique. Ceci est réalisé par des techniques d'échantillonnage au hasard dans lesquelles les paramètres radiobiologiques clés (alpha, bêta, T (pot) et nombre clonogénique) sont sélectionnés à partir des séries connues ou attendues. L'élaboration en radiothérapie de l'essai clinique peut être améliorée par l'évaluation radiobiologique conçue pour estimer les modifications éventuelles dans la probabilité de guérison de la tumeur (TCP = tumor cure probability) et la dose biologiquement effective du tissu normal probable (BED = biologically effective dose). La modélisation peut également être utilisée pour rationaliser l'assignation des patients à une liste des tests ou des normes d'optimisation individuelle d'un schéma de traitement. Des telles approches dépendent de l'existence des dosages prédictifs fiables des paramètres radiobiologiques chez les patients individuels. L'influence des variations dans l'exactitude de dosage prédictif sur les résultats améliorés est ainsi évaluée. Les essais cliniques, qui ont été précédés par la simulation de modélisation, offrent potentiellement des améliorations substantielles dans les résultats du traitement du cancer par radiothérapie. Ces derniers excèdent l'élaboration de l'essai préclinique et pourraient inclure les évaluations de la modélisation qui indiquent comment mieux structurer l'essai ? Il ressort d'une telle modélisation que ce qui devrait être fait c'est une évaluation précise et en temps réel par un estimateur approprié, tant il est vrai que les choses évoluent tous les jours au moindre mouvement involontaire ou de celui du lit de traitement en tomothérapie, par exemple, et ceci compte tenu par ailleurs de la régression sous l'effet du traitement de la tumeur elle-même et son repli dans le volume cible, au fur et à mesure de cette évolution par rapport aux différents contours de référence et aux repères cutanés. Une fois la planification terminée, les données de centrage sont ensuite stockées dans l'ordinateur de la console de dosimétrie, en vue de comparaison, d'optimisation et aux fins de la dosimétrie intra-fractionnelle en temps réel, tel que dans notre invention n 01.01133. De sorte que si l'on part par exemple d'un volume tumoral cerné par un volume cible dans un rapport de densité volumique de 1/3, compte tenu de l'inévitable marge de sécurité minimale, il faut s'attendre à une inversion de ce rapport en fonction du temps à la défaveur du tissu sain glissant petit à petit dans le volume cible eu égard à la fonte tumorale. C'est en répétant de manière interactive le test au fil du temps, à raison d'au moins une fois par semaine, que l'on peut objectiver ces éléments essentiels. Maintenir un volume constant ne colle donc pas exactement, dans ce cas de figure, au désir d'une irradiation conformationnelle précise. 5.4.6.1. - Vérification de la Simulation virtuelle dans l'art et dans la présente invention Plusieurs approches ont été suggérées pour améliorer les problèmes de largeur finie des lames. La première approche implique de superposer les champs... Le contrôle du passage du malade virtuel au malade réel peut être fait au simulateur et/ou sous l'appareil lui-même. Il se pose tout de suite le problème de la référence objective : l'objet ou son ombre ? L'image de référence attendue pour chaque faisceau unique de l'art provient de radiographies reconstituées numériquement (DRR ou digitally reconstructed radiograph) à partir des coupes scanographiques historiques. Elle sera comparée aux images radiologiques ou électroniques obtenues lors de la simulation et sous l'appareil de traitement. Certains logiciels d'analyse d'image calculent automatiquement les décalages entre image de référence et image de traitement à partir des limites de champs ou de structures anatomiques repérées au préalable. En revanche, la mise en place de certains faisceaux non-coplanaires ne peut être vérifiée par ce type d'imagerie. dans ces cas, la simulation de champs antérieur et latéral centrés sur l'isocentre est nécessaire pour en contrôler la position. La mise en #uvre d'une irradiation conformationnelle s'accompagne ainsi d'un allongement significatif de la durée de la préparation du traitement. La principale source de variation provient du relevé du volume cible macroscopique et des organes à risque, dont la difficulté peut justifier le recours à d'autres spécialistes (neurochirurgiens, neuroradiologues, etc), dont ce n'est pas le métier de déterminer le volume cible d'un acte de radiothérapie. Par ailleurs, la technique d'irradiation peut nécessiter, pour s'adapter en permanence aux conditions réelles d'irradiation, la détermination de plusieurs volumes cibles macroscopiques successifs, ce qui allonge d'autant la durée de tracé des volumes cibles. On ne peut pas se permettre honnêtement ce luxe là de tirer les choses en longueur, ceci d'autant plus que la réponse à l'irradiation peut être rapidement, fraction par fraction, évaluée par méthodes statistiques sur une imagerie extemporanée avec possibilité d'ajustement balistique, de façon fiable et prédictive sur une tomodensitométrie intégrée à l'accélérateur linéaire (linac), tel que dans le brevet n 01.01133, ou beaucoup plus difficilement au prix des nombreux déplacements par un CT ou une IRM diagnostiques, en réseau ou non. Dans la technique d'interaction électromagnétique, force est de définir par visualisation permanente de la lésion non pas à chaque fois un volume cible quelconque mais un volume d'interaction électromagnétique intralésionnel adapté aux circonstances présentes d'irradiation, entouré par une région de tram-action des différents faisceaux d'irradiation thérapeutique et d'un effet dosimétrique moindre. La présente invention se caractérise en ce qu'elle comprend un système de reconstruction 3D de données d'image pour une région de Ching-Ming Lai (Reconstruction d'images de tomographie par ordinateur en trois dimensions WO 01/06931 du 01 févr 2001 - PCT/US00/18899 du 12 juill 2000) ; Analogic Corporation) disposant d'une source de rayonnements et d'une matrice de détecteurs situés du côté opposé de la région utilisée pour générer des données de balayage de la région visée à partir d'une pluralité de faisceaux divergents de rayonnement, c'est à dire un cône de rayonnement. Une ou plusieurs tranches d'image sont définies pour la région. Chaque tranche d'image est découpée en une pluralité de segments de tranche d'image, chaque segment donnant lieu à la génération de données d'image. La combinaison de données d'image pour le segment permet de générer des données d'image pour la tranche. L'image est d'autant plus fine que ces segments le sont. 5. 4.6.2. - Dépôt d'énergies par trans-action et par interaction électromagnétique On ne peut guère en ce début du 21ème siècle nier que la technologie et son évolution exercent une influence profonde sur la forme et l'évolution des concepts techniques et les rares allusions que nous avons pu faire jusqu'ici ne traduisent absolument pas l'importance qu'il convient d'y attacher. Les réactions nucléaires peuvent être produites dans la matière irradiée, notamment par interaction électromagnétique et par interaction avec le milieu tissulaire. L'énergie au-dessus de laquelle ces réactions peuvent survenir, dans l'art actuel à faisceaux unique d'irradiation, varie en fonction de la matière particulière avec laquelle on est en train d'irradier et aussi de l'intensité du faisceau incident des particules (photons, électrons), mais cette intensité est usuellement de l'ordre d'environ 20 MeV pour les électrons accélérés. Les réactions nucléaires induites peuvent survenir à des énergies beaucoup plus faibles que celle-là en irradiation simultanée par des faisceaux multiples. C'est le pari de la présente invention d'obtenir un tel effet avec des rayons d'orthovoltage. James Winter avait déjà fait le raisonnement suivant avec son dispositif masquant qu'il fallait s'attendre à ce que les faisceaux thérapeutiques non tamisés utilisés pour la procédure de thérapie aux radiations soient plusieurs fois plus intense que la portion d'imagerie du faisceau de radiation qui atteint les détecteurs de l'unité CT. Le choix spécifique, comme pour l'énergie du faisceau d'imagerie, sera fait de telle sorte que pour réaliser une radiation adéquate au niveau des détecteurs, en prenant en compte dans le système de tomothérapie séquentielle de Winter de l'aptitude de l'unité CT à sommer le rayonnement à partir d'un nombre des rotations du tube pour obtenir les données d'une image unique, image ayant un niveau de bruit acceptable. Par exemple, si une coupe diagnostique typique unique représentait 3 rads à la région cible, un traitement pourrait se constituer de 100 coupes de la région cible, produisant une dose de traitement de 300 rads environ à la région cible. Si la radiation passant à travers le corps du membre masquant, et non à travers l'ouverture du membre masquant, est de 1/20 de la radiation passant à travers l'ouverture, alors une qualité d'image équivalente à une coupe diagnostique usuelle peut être obtenue . en combinant 20 coupes thérapeutiques de la région cible. Par un moyennage de déplacement, combinant le nombre antérieur n des coupes dans une image (n = 20 dans cet exemple), l'image peut ensuite être actualisée, et, reconstruite à nouveau ou rafraîchie, après chaque coupe pour inclure dans les données de projection de l'image les n coupes thérapeutiques les plus récentes. En variant le nombre de . n coupes, un compromis peut être fait entre le bruit d'image et comment actualiser cette image est. Mais, dans la présente invention qui table plutôt sur une cyclothérapie de symétrie icosaédrique, nous avons par exemple quatre anodes par tube stéréoscopique de 250 kV. Ce qui donne quatre fois plus de fluence de rayonnement. La dose ne se comptabilise plus par nombre des coupes effectuées . mais en termes de kernels de dose en fonction des différents débits des tubes et de leurs contributions respectives à l'interaction électromagnétique. C'était déjà notre manière de voir les choses déjà avec le Bilinac-Imatron alors que dans l'art actuel prévalent essentiellement les méthodes suivantes : 5.4.6.2.1. Estimation ponctuelle et Méthode du Maximum de Vraisemblance a) Variable qualitative, fonction de la vraisemblance ; mais les valeurs utilisées restent ponctuelles. b) Variable quantitative absente, dans la mesure où la lésion n'est visualisée que de façon historique. 5.4.6.2.2. - Estimation par intervalle de confiance (2#, 95%) . Pas de % ni de moyenne et petits échantillons utilisés dans les estimations ponctuelles faits des sommes de ces valeurs dites ponctuelles, sans se soucier si leur distribution est normale ou non ? Les systèmes techniques de l'art constituent en eux-mêmes des systèmes complètement dépersonnalisés, c'est-à-dire des schémas de mécanismes opérant indépendamment de l'élément humain. Le choix d'un intervalle de confiance et non celui d'un intervalle de fluctuation ne va pas dans le sens de plus de précision dans les différentes manipulations programmées pour concourir à plus de précision. L'intervalle de confiance et l'intervalle de fluctuation doivent être calculées à partir des valeurs vraies dans la population ( ,#2, fixe/observé). A ne pas confondre avec l'Intervalle de variation ou étendue (ou range), qui est la différence entre les valeurs extrêmes du caractère examiné. L'expérience nous a cependant appris que les systèmes techniques ne signifie rien par eux-mêmes ;ils ne commencent à prendre un sens que lorsqu'ils se rapportent à des réalités de la mise en place du patient et des faisceaux et qu'ils s'intéressent et prolongent des systèmes de résolution des problèmes temporels, liés au changement de variable (entre les différentes mises en place et les mouvements), à savoir le cas du changement d'origine ou d'échelle, où les deux à la fois, dans les coordonnées de visée balistique. La moyenne observée en balistique est une variable aléatoire puisque sa valeur varie, de façon prévisible, d'un échantillon à l'autre et dans le temps, dans les différentes études de la littérature. Mais encore faut-il la mesurer et l'approcher très précisément. Donner l'intervalle de fluctuation d'une variable, c'est en revanche indiquer dans quel intervalle doivent se situer les observations faites sur un échan- tillon, ou un paramètre calculé à partir de ces observations tel qu'une moyenne ou un pourcentage, sachant qu'en Radiothérapie chaque fraction est en soi un échantillon différent de celui d'une autre fraction et nécessite un lot des mesures statistiquement significatif. Pour accéder à une série de mesures à chaque fraction, il faut disposer d'un estimateur permanent associé au système d'irradiation thérapeutique. C'est cela le système optimal qui peut donner lieu à une stratégie optimale de Radiothérapie. Dans certains cas, il permet de réduire considérablement par le biais de l'automatisa- tion l'intervention de l'homme et la multiplicité des systèmes de mesure de l'art actuel. C'est ce que l'on appelle, dans la présente invention, moment d'une série statistique . 5.4.6.2.3. - Moments d'une série statistique Définition : on appelle moment d'ordre q par rapport à xo, la moyenne arithmétique des puissances qlème des déviations des valeurs du caractère par rapport à xo, la valeur de référence. Il faut par la suite détecter la présence des biais de mesure par une représentation instantanée de la référence. Présence de biais : Plus la variable est dispersée, plus les écarts sont grands, et plus la variance est grande. A l'inverse, dans une population où tous les sujets ont la même valeur de X (ce qui correspond à une absence totale de variabilité), la moyenne est égale à cette valeur commune et la variance est nulle. C'est le système optimal. 5. 5. - Système optimal, en Radiothérapie de conformation Un système optimal est solidairement interconnecté dans le temps et dans l'espace, de manière à permettre un échange libre et rapide d'informations, de services et de moyen entre tous les sous-systèmes essentiels dont il se compose, présente une cohésion extrême et porte à tout instant une attention active aux besoins présents. Pour être optimal la simulation clinique doit, par exemple, pouvoir se faire avec le même estimateur aussi au stade de la planification du traitement qu'en per- opératoire, de même que la dosimétrie interactive en ligne et en temps réel. Pour être optimal toutes ces opérations doivent s'effectuer sur un seul et même estimateur afin de supprimer le cumul d'erreurs de plusieurs estimateurs spécifiques par tâche, différée dans le temps et dans l'espace, par rapport au traitement proprement dit et entre lesquels les malades doivent se déplacer d'un site à l'autre. Les instruments de mesure ou estimateur de l'art actuel manque encore, de ce point de vue, de précision. Plutôt que de s'en tenir à des concepts vides de sens que d'aucun détermine selon son propre vouloir pourquoi ne pas adopter tout simplement la définition spatio- temporelle scanographique 3-D précise, que ce soit au cours de la simulation que tout au long du traitement, en réalisant ce que nous appelons la Radiothérapie CT- guidée ou Radiothérapie conformationnelle guidée par scanner X 4-D ? système optimal s'en tient à un schéma des mécanismes internes qui permette un processus continu et efficace de résolutions des problèmes. Nous nous sommes inspirés dans la nouvelle invention de ce que nous proposions déjà dans nos inventions antérieures, Brevet n s 01/01133 et 01/16812 qui peuvent classer et contrôler l'efficacité de ses principaux produits et employer ces informations pour réorienter aussi bien les objectifs qu'il a en vue que les moyens dont il dispose, pour élargir le champ de l'interaction électromagnétique à un système de symétrie en miroir plus complexe. 5. 5.1. - Interaction électromagnétique image-guidée et trans-action dans un volume irradié 551.1. - Le cas des deux faisceaux synchrones convergents sur l'objectif ou stéréoradiothérapie La stéréoradiothérapie concrétise l'irradiation thérapeutique par deux faisceaux externes simultanés, à double accélération synchrone et collision des particules dans le volume cible, tel que dans le brevet n 01.01133, qui utilise aussi bien le phénomène de freinage (bremstrahlung), caractéristique du phénomène de dépôt d'énergie par trans-action rayons-tissus, que celui de collision des particules entre elles et avec le milieu diffusant ou interaction électromagnétique avec pour conséquence une augmentation par diffusion secondaire essentiellement de dépôt d'énergie intra-tissulaire et destiné, selon le mode de réalisation, non seulement à la préparation du traitement (centrage, simulation, et planification de traitement) ainsi qu'à l'irradiation thérapeutique bicéphalique en miroir par double faisceau spontané convergent à l'isocentre vers la lésion cible, mais aussi à la vérification en temps réel de la délivrance de la dose. Et pour répondre à l'exigence d'une très grande précision ce dispositif est couplé à un scanner à faisceau d'électrons, Imatron Fastrac, lui-même relié à une console de dosimétrie en ligne et en temps réel et comporte un temps de test pour la détermination par caractérisation tissulaire du volume cible microscopique et d'un système mobile de ciblage et de contourage volumétrique par ultrason, pour coller de façon instantanée exactement à l'objet. Là où l'art ancien utilise des moyens morphométriques plus ou moins pifométriques réalisant des images au moyen du système d'imagerie électronique (SIE ou EPID) de synthèse, dans lesquelles le réel imaginé est simplement approché sans aucun moyen de contrôle effectif d'excellence scientifique, le référant lui-même étant une image construite et non une vraie représentation fidèle, tel qu'en Radiodiagnostic, de l'objet par l'image. Ce qui, quand on connaît la qualité diagnostique d'une image construite, n'est pas conforme à la sémiotique radiologique qui s'est gardée jusquelà d'utiliser, selon le triangle de symétrie bien compris de la transformation de Sanders Pierce : objet - image - représentation, où le réel garde une place toute prépondérante et non sous la forme des fractales. La philosophie fondée sur une imagerie grossière, c'est-à-dire sans aucune qualité diagnostique, du système d'imagerie électronique (EPID ou SIE), et, sans être un critère d'excellence scientifique, sa garantie de qualité reste néanmoins dans une quête de bonne conscience destinée à l'opérateur et une approximation méritoire par rapport à l'exigence d'assurance de qualité. La stéréoradiothérapie par interaction électromagnétique des deux faisceaux externes, à accélération synchrone et collision des particules dans le volume cible, utilise, comme décrit ci-dessus, une symétrie en miroir simple d'irradiation théra- peutique aussi bien pour le phénomène de freinage (bremsstrahlung) que pour la collision des particules dont la conséquence est en effet une augmentation de dépôt d'énergie intratissulaire. Comme dans ce dispositif de type nouveau l'effet recherché était déjà l'interaction électromagnétique des deux faisceaux d'irradiation, qu'il s'agit de bien délimiter à l'intérieur du volume cible, il est clair que la collision frontale est celle qui produit l'interaction la plus forte entre les deux énergies radiantes et une diffusion secondaire maximale. Dans ce dernier cas, le volume d'interac- tion électromagnétique intègre plus que nécessaire en son sein les tissus environ- nants. C'est pourquoi 180 d'angle représente en photonstéréothérapie un angle de convergence critique de cette technique nouvelle : 180 entre les axes de deux faisceaux est un angle à interactions électromagnétiques maximales, qu'il faudra . réserver au besoin à l'irradiation aux particules chargées ou non, des types électrons, protons, neutrons, etc. plutôt qu'aux photons et éviter pour revenir à la trans-action des faisceaux classiques alternés dans le temps plutôt que synchrones afin que le volume d'interaction électromagnétique ne déborde pas trop le volume cible. Et à l'opposé on trouve des angles à interactions électromagnétiques faibles entre les '. deux faisceaux pour les angles inférieurs à 45 entre les axes des deux faisceaux. Par ailleurs, plus les particules seront énergétiques meilleur sera le dépôt d'énergie par collision des particules d'irradiation. D'où l'intérêt évident d'embarquer sur ce dispositif un double guide d'ondes d'un microtron, dont l'énergie va de 10 à 50 MeV par pallier de 5 MeV, plutôt qu'un autre linac à double énergie seulement. . Il est essentiel de déterminer avec exactitude la dose délivrée par interaction élec- tromagnétique au malade, au cours d'une irradiation thérapeutique. Différents facteurs interviennent dans la détermination de cette dose et pour un générateur donné, lorsque l'on passe d'un malade à l'autre, les modifications de la dose reçue sont dues essentiellement aux conditions géométriques qui sont différentes pour cha- . que traitement. La dose reçue est influencée entre autres par la distance source- peau ; les dimensions du champ, la réponse du moniteur, etc. Si l'efficacité biologique relative (EBR) de deux rayonnements de qualité différente est le rapport entre les doses de radiation (exprimées en grays, Gy), délivrées avec ces deux rayonnements, qui sont nécessaires pour provoquer un même effet biologique. . Si un effet biologique est obtenu pour une dose absorbée de n Gy, avec une radia- tion de type A et de m Gy avec une radiation de type B, l'efficacité biologique relative de la radiation type A par rapport à celle de type B est m/n pour cet effet biologique. Le concept d'EBR est un concept expérimental, il n'a de signification que s'il est rapporté à un phénomène biologique précis. L'efficacité augmente avec le TEL de façon intuitive. Cette même hypothèse de lésion morphologique nécessi- tant une densité locale d'énergie suffisante. C'est pourquoi la collision des particu- les d'irradiation des deux faisceaux simultanés, dans un volume d'interaction donné, ne peut être que supérieure par sa densité locale d'énergie à la seule perte par trans- action avec le milieu traversé de l'énergie cinétique des particules d'un faisceau unique d'irradiation. L'irradiation par un double faisceau synchrone n'est pas toujours, du point de vue de l'intensité énergétique, nécessairement symétrique ou équivalen- te, dans la mesure où elle est modulée en énergie en fonction des besoins dosimétri- ques et de la forme de la cible. Il faut donc envisager ici l'asymétrie des énergies d'irradiation des deux faisceaux synchrones, comme une éventualité de la modula- . tion d'intensité. Et pour répondre à l'exigence d'une précision supérieure à celle atteinte par les EPIDs ce dispositif intègre en son sein un scanner C-150 Imatron Fastrac, à faisceau d'électrons. Cet ensemble se caractérise en ce qu'il définit un espace d'irradiation en même temps que celui d'image, dont le système d'acquisition des . données (DAS) est lui-même relié à une console de dosimétrie en temps réel. On n'imagine pas le réel, on l'observe avec des moyens d'imagerie de valeur diagnostique de contrôle véritable d'excellence, par ailleurs éprouvés par une longue expérience en Radiodiagnostic. Ce qui est de nature à nous réconcilier avec la vraie sémiotique radiologique, où le réel garde une place toute prépondérante. Or, la phi- . losophie de le SIE morphométrique donne la part belle à la composition de l'image, à partir des différents ingrédients certes aussi astucieux les uns que les autres. La marge de sécurité à prendre dans tout volume étant ici négative, c'est à dire en retrait par rapport au volume cible proprement dit où se produit l'interaction électromagnétique entre les deux faisceaux convergents d'irradiation thérapeutique. . Toute une révolution, qui tient en si peu de chose déjà décrite dans le brevet 01/01133, dont les schémas ne sont pas repris dans ce descriptif mais bien les références qui s'y rapportent ! Elle se caractérise en ce que la délimitation des deux faisceaux d'irradiation se fait à partir des deux sources, logées dans deux enceintes respectives 22 et 27, terminaisons respectives des deux guides d'accélération du Bilinac Imatron, dans lesquelles, on peut, comme on vient de le voir au niveau de leurs terminaisons, distinguer, selon le mode de réalisation, la gaine du générateur à RX ou, dans un autre mode de réalisation, la tête des appareils de télécuriethérapie, qui arrête le rayonnement dans les directions qui ne sont en aucune circonstance utilisées pour l'irradiation thérapeutique ; l'obturateur, indispensable dans les appareils de télécu- riethérapie, permet d'arrêter l'irradiation sans interrompre l'émission et s'utilise également dans certains générateurs des rayons X ; qu'une paire 24 et 26 de collimateurs dynamiques multi-lames, encastrés au niveau de la fenêtre 44 d'irradiation, et à symétrie en miroir des champs formant un canal de dimensions variables, en fonction des champs (fixes, mobiles, mixtes, etc. ) et de la technique d'irradiation (conformationnelle ou non), délimitant la forme et les dimensions du faisceau. Un support 25 pour patient est fixé à l'intérieur d'un conduit du scanner à faisceau d'électrons, en vue de la réalisation à tout moment et en particulier au cours d'une séance de radiothérapie d'une tomographie dynamique assistée par ordinateur. Une image en trois dimensions et de qualité diagnostique est générée en trois dimensions dans un espace pour image diagnostique et stockée dans une mémoire. Le patient reçoit en même temps un double faisceau de mégavoltage synchrone, par champs fixes ou par arcs ou encore une combinaison des deux, provenant du dispositif d'irradiation dit Ri-linac, dont les deux têtes 22 et 27 sont disposées sur les deux fenêtres latérales 44 du statif opposées et alignées en coïncidence avec les axes centraux des faisceaux d'irradiation et avec au moins un des plans de coupes scanographiques de l'espace image diagnostique. La figure 5 illustre les différentes possibilités offertes par le dispositif à double faisceau synchrone : champs fixes ou arcs ou encore combinaison arc - champ fixe simultanés. Les interactions électromagnétiques fortes sont, dans les cas des deux faisceaux simultanés, celles qui se produisent dans les collisions frontales des particules radiantes et les faibles sont celles qui se produisent entre deux faisceaux convergents dont les axes forment un angle aigu ; tandis qu'entre les deux un angle obtus donne des interactions intermé- diaires. L'objet d'intérêt étant ici le volume cible (VC), dont la représentation avec tout son environnement tissulaire est obtenue, tel que sur un dispositif ordinaire de scanographie, par une imagerie dynamique en temps réel. L'exécution parfaite, grâce à des calculs exacts de planification du traitement, d'une technique n'a jamais été garante de l'efficacité du résultat. C'est pourquoi le Bilinac Imatron peut produire de façon interactive à partir de cette acquisition 3-D, des images tridimensionnelles dépendant de tâches, tel que dans le brevet WO 00/04830 du Wake Forest University (US), caractérisée en ce qu'une première et une deuxième série d'images projetées d'un objet sélectionné sont enregistrées dans un premier et dans un deuxième plan de projection. La première et la deuxième séries d'images projetées sont rendues à un agrandissement commun, puis intégré dans un premier et un deuxième volumes tridimensionnels. La représentation tridimensionnelle de l'objet est ensuite produite par la combinaison d'une image projetée provenant du premier jeu d'images projetées et d'une image provenant du deuxième ensemble d'images projetées, ou par la fusion du premier et du deuxième volumes tridimensionnels. De là, il est facile d'appeler sur un même moniteur des images réalisées lors de la planification du traitement ; celles relatives à l'optimisation de la balistique par la simulation virtuelle ainsi que celles relatives à la séance d'irradiation en cours et vérifier ainsi leur correspondance ainsi que leur coïncidence parfaites, sachant que le volume tumoral, le volume cible, les différents champs et leurs faisceaux respectifs y sont matérialisés et permettent de contrôler la bonne installation du patient sur la table d'examen et d'irradiation. Radiothérapeute et Radiophysicien peuvent ainsi dialoguer en ligne au lit du patient, non seulement avant que le choix thérapeutique ne soit établi, mais également pendant l'exécution de celui-ci jusqu'à sa conclusion avec le maximum d'efficacité. Le seul examen clinique subjectif inter-fraction du patient fait à l'aveugle et qui, dans l'art actuel, demeure en cours de traitement approximatif dans le cas des tumeurs profondes, et doit être complété voire même remplacé dans le cadre de la présente invention par un examen scanographique 3-D objectif et dynamique. Plusieurs méthodes ont par ailleurs été développées pour la dosimétrie de champs de radiation asymétriques formés par les mâchoires mouvants de façon indépendante du collimateur. Se basant sur des principes différents, modifiés pour se conformer à une série des données de l'étude de Tsalafoutas et coll. (2000), trois de ces méthodes sont utilisées pour des profils de dose des champs asymétriques. Ces trois méthodes utilisent des facteurs de débit et des pourcentages des doses en profondeurs obtenues au cours de la trans-action avec les tissus traversés ou encore de ratios maximums de tissu des champs symétriques opposés. Dans la première modalité, le calcul de ratio hors centre (off-centre ratio, OCR) du champ asymétrique à partir duquel l'asymétrie est déduite, en installant l'une de mâchoire dans une position asymétrique. Dans la seconde modalité, l'OCR du champ symétrique est utilisé pour le calcul d'OCR du champ asymétrique de même taille ; tandis que la troisième modalité n'autorise pas le calcul asymétrique de l'OCR. Les résultats obtenus, en utilisant les données de trans-action pour le faisceau de photon de 6 MV d'un accélérateur linéaire Philips SL-20, indiquent qu'aussi bien la première que la seconde modalité peuvent, à partir des données du champ symétriques, reproduire exactement les profils des champs asymétriques ; la troisième ne permet pas la reproduction de la pénombre, mais elle est à la partie centrale exacte du champ asymétrique. Les problèmes rencontrés et pris en compte dans l'application des trois méthodes sont rapportés et, dans cette analyse citée ci-dessus de Tsalafoutas et coll. (2000), leur exactitude est comparée, en ce qui concerne une irradiation en faisceau unique. Les mêmes expérimentations réalisées, dans le contexte d'interaction électromagnétique des deux faisceaux synchrones d'irradiation sur fantôme, donnerait un dépôt de la dose supérieur d'un certain pourcentage chiffré à 15 à 30 % dans les tissus dans l'état de l'art actuel ainsi qu'un rendement en profondeur différent, de l'atténuation en profondeur de l'art actuel. La mesure exacte des pénombres du faisceau de radiation est essentielle à la Radiothérapie conformationnelle classique mais en Stéréoradiothérapie seule compte la connaissance de l'étendu du pic de diffusion dans le milieu tissulaire en fonction des incidences respectives des faisceaux en interaction électromagnétique. Pour cet objectif une connaissance détaillée de la réponse spatiale du dosimètre est requise dans l'art ancien, où la détermination de la réponse spatiale du détecteur est toutefois gênante et se restreint au type de détecteur spécifique et au spectre du faisceau utilisé. C'est pourquoi un modèle a été développé par van't Veld et coll. (2000) pour calculer dans la géométrie de l'entrebâillement du faisceau deux profils de dose ainsi que les profils de la réponse de détecteur. Les sommations des profils des champs des spectres sont jugées représentatives du faisceau de photon pour les faisceaux polyénergétiques. Le modèle décrit dans l'article de van't Veld ainsi que les profils de dose résultant vérifiée combinent avec la théorie de diffusion multiple des petits angles de Fermi- Eyges et le transport des fonctions à la limite de transport d'électrons la diffusion Compton des photons incidents, le transport des électrons résultants. Ce modèle analytique donne ainsi les kernels de la ligne de diffusion de la dose primaire dans . un fantôme en eau et peut, moyennant quelques mises au point, être parfaitement transposé à la diffusion d'une interaction électromagnétique à double irradiation synchrone du Bilinac-Imatron, sachant que la marge de sécurité est dans ce dernier cas négative. Il a été montré que la réponse spatiale d'un détecteur idéal en un point d'un faisceau de photon primaire peut être bien décrit par ce modèle, les calculs sont . vérifiés par les mesures avec un détecteur en diamant, dans une géométrie téléscopi- pique de l'entrebâillement, dans lequel toutes les distributions de la dose exceptée pour la dose primaire peuvent être exclues. Des effets du comportement de détecteur de photon, la taille de la source de l'accélérateur linéaire (linac) et la taille du détecteur sont étudiées dans le même article de van't Veld (2000). Des mesures montrent que les profils de dose de l'entrebâillement calculés aumoyen du kernel sont exact à. l'intérieur d'un intervalle de 0,1 mm de la largeur entière à mi-maximum. Le modèle est jugé adéquat pour calculer les effets locaux de la dose, qui sont dominés par la fluence approximativement mono-directionnelle des photons primaires et la diffusion qu'elles occasionnent. Sachant que le modèle analytique fourni davantage d'information directionnelle de fluence d'électrons et est conçue pour être appliqué à divers détecteurs et spectres du faisceau de trans-action d'un accélérateur linéaire van't Veld à faisceau unique, nous généralisons ce concept technique à plusieurs faisceau dont les particules radiantes entrent en collision dans le milieu ciblé irradié. En téléthérapie standard, un plan de traitement est généré grâce à un système de planification de traitement, mais il est fréquent d'exécuter un calcul de vérification sur une unité moniteur indépendante (MUVC = Monitor Unit verification Calculation). En analogie exacte, l'article de Kung (2000) propose et démontre qu'un calcul simple et exact de vérification par l'unité moniteur (MUVC) est possible en Radiothérapie à intensité modulée (IMRT), en introduisant du même coup le concept d'intégration modifiée de Clarkson (MCI). Pour simplifier le calcul de la dose, on considère dans l'intégration modifiée de Clarkson (MCI) la symétrie rotationnelle de diffusion, et pour le calcul le long d'un axe central (CAX), la fluence incidente de l'IMRT est d'abord remplacée par une fluence azimutale moyennée. L'intégration de Clarkson est réalisée en second lieu sur des secteurs annulaires au lieu des secteurs sur pie. Les doses calculées avec l'algorithme d'intégration modifiée de Clarkson (MCI) sont à l'intérieur d'un intervalle de 3 % en accord avec les doses calculées par CORVUS, qui utilise la trans-action d'un faisceau en pinceau de 1 cm x 1 cm, dans le calcul de la dose (J.H. Kung et al, 2000). Ce dernier procédé se caractérise en ce qu'une autre procédure d'assurance de qualité en IMRT et en IMAT ou la combinaison des deux, celle de la dosimétrie spécifique du patient et d'un calcul de vérification (MUVC) sont réalisés sur une console ad hoc. Le calcul de vérification de l'unité de surveillance (MUVC) inclut la dose diffusée, la transmission du MLC, et un offset des champs d'irradiation thérapeutique. 5.5.1.2. - Conformation 3-D de la dose Le but premier de la radiothérapie conformationnelle tridimensionnelle est d'augmenter le degré auquel la dose délivrée se conforme au volume cible tout en réduisant la dose aux tissus sains environnants. Elle peut être considérée, dans beaucoup des cas, comme un développement évolutif naturel émergeant des efforts antérieurs ; mais, reste un concept théorique non encore complètement réalisé dans la technologie de l'art actuel. Sinon la modulation d'intensité semble être une méthode effective de conformation de la dose. La forme de modulation d'intensité ta plus simple est, peut-être, la mise en place d'un filtre statique en coin, qui module la fluence dans une direction. La modulation bidimensionnelle d'intensité a tradition- nellement été pratiquée au moyen des blocs de holus et des compensateurs escamotables. Le développement des accélérateurs linéaires évolués contrôlés par ordinateur et des collimateurs dynamiques multi-lames a placé la modulation d'intensité en tant que modalité dans son propre chef, au stade d'émergence. Faire . réagir entr'eux, de façon énergiquement symétrique ou asymétrique, deux rayonne- ments synchrones de mégavoltage, allant de 10 MV à 50 MV, constituent la nouvelle forme de modulation dans te temps et dans t'espace de t'intensité des faisceaux, qui se rajoute à la modulation basée sur la collimation multi-lames, en retentissant par interaction électromagnétique de façon certaine sur le dépôt intratis- . sutaire d'énergie. Et de là la nécessité d'une nouvelle dosimétrie extemporanée adaptée à cette nouvelle forme d'escalade in silu de dépôt d'énergie, qui pourrait s'adapter parfaitement au pronostic lié à l'histologie et à la radiorésistance par une escalade parfaitement maîtrisée de la dose. Ce procédé commande en effet de faire appel, sans risque majeur de complication, à des énergies des radiations de plus en . plus élevées que peut offrir par interaction électromagnétique la diffusion par collision des particules radiantes ainsi que la grande densité de dépôt multi-faisceaux simultanés d'énergies radiantes pour le contrôle effectif à des doses jugées optimales du processus tumoral. Cet appareil est aussi apte à prendre en charge la simulation clinique de planification ou, en cours de traitement, l'optimisation balistique per- . opératoire. La présente invention multiplie, comme nous allons le voir, de façon exponentielle ce potentiel de grande densité d'énergie radiante d'irradiation déposée au sein du volume d'interaction. Elle garantit également l'exactitude de la simulation, voire même la reproductibilité des actes sur des appareils similaires , c'est-à-dire ayant, selon les modes de réalisation, les mêmes spécifications des tubes sources des divers appareils en usage. On comprend aisément à partir de cet exemple qu'un estimateur tel que défini dans cette nouvelle invention soit d'autant meilleur qu'il a un biais et une variance minimum. D'où les propriétés spécifiques requises pour un tel estimateur multifonctions apte à réduire pour le confort des malades le temps de mesures. Il ressort ie la littérature que pour améliorer la fourniture de l'information aux patients de radiothérapie, il faut examiner si un temps donné d'information écrite a un effet sur l'anxiété et la satisfaction des patients. Lorsque l'étape s'effectue en très peu de temps et se concentre en un système de CAO plusieurs opérations, dont le temps individuel d'exécution s'étale dans le temps sur plusieurs heures voire même jours nécessitant, à chaque opération, la reprise de l'information spécifique par différents opérateurs. Il existe parallèlement une diminution du nombre des opportunités d'erreurs en même temps qu'une diminution du nombre d'interventions. La fourniture d'information au patient par étape a conduit à moins d'anxiété, parmi les patients de radiothérapie subissant la simulation, reliée au traitement et à une plus grande satisfaction du patient. L'inquiétude est donc proportionnelle au temps pendant lequel il se passe beaucoup de chose lorsque pendant le temps pour le faire il y a peu d'information et que celle-ci varie selon les intervenants. Il faut donc pour le confort du malade absolument maîtriser la durée des actes de Radiothérapie. Moins de temps ceux-ci dureront mieux cela vaudra ! 5.5.1.3. - Protocole d'intervention De plus en plus d'articles dans la littérature parlent des interventions visant à réduire la part de l'erreur médicale (pour ce faire absence de gold standard) par une intervention, qui est soit une imagerie différée ou un test de laboratoire destiné à améliorer au-dessus de la technologie diagnostique en cause le diagnostic. Plusieurs approches ont été suggérées pour améliorer ne fusse que les problèmes inhérents à l'homme. Certaines études non-randomisées ont été également évaluées pour la comparaison des données pertinentes. Par ailleurs, le rapport de J.B. Owen and L. R. Coia présente les résultats des enquêtes (examens attentifs, sondages, questionnaires) des installations faisant face aux défis de gestion des soins et de leur qualité, qui sont utiles dans la pratique de la Radio-oncologie. Ces enquêtes ont collecté des données du recensement en entier des installations pratiquant la radiothérapie de mégavoltage. Les données comprennent la charge de l'équipement, celle du personnel, et la charge du patient. Les données présentées montrent que la plupart d'installations, en différents points des Etats-Unis, sont mais pas toutes adéquatement équipées en termes de machine de traitement d'énergie très élevée, de type d'ordinateur de planification de traitement, de simulation, et des programmes d'assurance de qualité. Les données présentent également la variation en pourcentage de nouveaux cas recevant la radiothérapie et répètent les patients comme un pourcentage des nouveaux cas de radiothérapie par région de recensement. Les données montrent non seulement des tendances à l'augmentation de la charge des patients par type de personnel pour des installations académiques, basées en milieu hospitalier, et en privé en 1994 ; mais aussi que les installations académiques utilisaient plus des thérapeutes par machines que d'autres installations (J.B. Owen and L. R. Coia : The changing Structure of Radiation Oncology : Implications for the Era of Managed Care. Semin Radiat Oncol 1997 Apr ; 7 (2) : 108-113.). 5. 5.2. - Maîtrise de la problématique de l'évolution dans le temps des données et Exploration multi-phasique C'est pourquoi la présente invention se caractérise en ce qu'elle procède plutôt de façon à ce qu'après une série des coupes scanographiques préliminaires, sur lesquel- les sont estimées, en exploration radiocinéscanographique multi-phasique, les coordonnées de la lésion ou la région cible ainsi que les amplitudes déterminées dans le temps de leurs variabilités par rapport à l'isocentre de rotation du scanner, à chaque fraction et au moyen de l'affichage écran de l'ordinateur du scanner CT et le patient est déplacé de la distance et en direction correspondante pour amener, grâce à un réglage fin du support patient en fonction des repères anatomiques propres, la lésion cible à l'isocentre de rotation. Ensuite, la taille et l'endroit de la lésion cible devant être traitée sont déterminées manuellement, en silhouettant la lésion cible rehaussée en contraste sur l'écran d'affichage, ou automatiquement par un système électronique de caractérisation tissulaire embarqué en englobant en 3D et en suivant . sa mobilité dans le temps la lésion et l'#dème périlésionnel dans une forme géométrique, ou par d'autres moyens conventionnels. La présente invention se caractérise en ce qu'elle calcule géométriquement l'ouverture latérale (x) et celle du champ de vue requis, dans l'axe (z), pour différents tubes et dans chaque orientation du scanner afin d'irradier correctement la lésion cible pendant que tournent sur leur . orbite commune à l'intérieur du statif des tubes à rayons X, en même temps que le mouvement de la table et le basculement nécessaire du statif, sans faire déborder le volume d'interaction électromagnétique au-delà de la lésion cible dans les tissus sains environnants, où il ne doit se produire qu'une simple trans-action énergétique. L'ordinateur peut alors contrôler le processus de traitement en ajustant la sortie des rayons X, l'ouverture de champ de vue de chaque tube à rayons X, la position de la table par rapport aux coupes scanographiques contenant la lésion cible, et la bascule du statif lorsque exigé pour réaliser le traitement prescrit à la région de la lésion cible. Parce que ces questions sont essentielles, parce qu'elles se situent au centre des toutes les techniques de préparation au traitement, celle de la simulation et de la dosimétrie, préparatoires au traitement ainsi que celle de la visée balistique et de la vérification de la délivrance de la dose que nous illustrons ci-après à l'aide des exemples de la littérature et dont la pratique quotidienne est modifiée par la présente invention contribuera. 5.5.2.1. - Références et mise en place Dans la mise en placé de la référence (au cours de laquelle l'isocéntre du traitement est marqué sur la peau du patient et les images de référence sont obtenues à partir de ces repères), la position de l'anatomie du patient par rapport à l'isocentre serait pour nombre d'institutions en accord avec la position correspondante dans le plan CT de traitement. Il est habituel, dans ces institutions, de marquer au simulateur après que la planification ait été exécutée, la mise en place du faisceau définitif. La définition finale de l'isocentre est basée sur l'inspection visuelle ; elle peut donc dévier de l'isocentre fait à dessein sur le plan scanographique. Cette erreur de mise en place au simulateur aboutit nécessairement à une erreur systématique dans le traitement du patient. Pour l'irradiation de la prostate (A. Bel et al., 1994) et de celle de la tête et du cou (F. Lohr et al, 1997), il a été trouvé que les erreurs de mise en place au simulateur étaient comparables aux erreurs systématiques de la mise en place à l'unité de traitement. Mais, c'est sans compter avec les mouvements physiologiques transmis à distance comme par exemple le battement cardio-vasculaire, le péristaltisme intestinal, etc., qui ne sont jamais évalués en pratique clinique. Dans ces deux cas, les structures osseuses pertinentes à la mise en place du patient peuvent certes être clairement identifiées, sinon peu en contraste à la région du thorax. Il faut donc s'attendre à ce que, pour les patients atteints de cancer du poumon, les erreurs de mise en place au simulateur soient au moins égales ou plus grandes que les erreurs systématiques de mise en place à l'unité de traitement. Les erreurs de mise en place au simulateur ne sont cependant pas bien dans la littérature quant à l'exactitude de mise en place des patients. En fait, parmi sept études de mise en place auxquelles référence est faites ici (D. Yan et al, 1997 ; J. van de Steene et al, 1998 ; L. Ekberg et al, 1998 ; M. J. Samson et al, 1999 ; R. Halperin et al, 1999 ; J.E. Schewe et al, 1996 ; G.C. Bentel et al, 1997), il y en a six qui définissaient explicitement quel type d'image de référence de mise en place a été utilisé. De ces six études, cinq utilisaient en différée les images du simulateur basées sur une simulation 2-D classique (J. van de Steene et al, 1998 ; L. Ekberg et al, 1998 ; M.J. Samson et al, 1999 ; Halperin et al, 1999 ; J.E. Schewe) (p. ex., sans dossier des radiographies digitalement reconstruites [DRRs]) et une seule étude (G.C. Bentel et al, 1997) appliquait les deux clichés, celui du simulateur ainsi que des DRRs (Hans C.J. de Boer, John R. van Sômsen de Koste et al , 2001). Cette revue faite par H. C.J. Boer et coll. identifie systématiquement et évalue la recherche publiée sur les interventions pour réduire les erreurs médicales, et les recommandations aux soignants pour réduire les erreurs via des protocoles 3-D, en utilisant des moyens d'intervention sous forme d'ordres du médecin et d'autres protocoles d'intervention, assistés par ordinateur. Les erreurs à l'unité de traitement de mise en place par rapport à la mise en place de référence ont toujours une composante systématique et une composante au hasard. La composante systématique pourrait, selon l'expérience, être réduite grâce l'imagerie portique, qui n'a rien pourtant d'une imagerie diagnostique, et les corrections de mise en place proposées sont basées sur un protocole de décision hors-ligne (A. Bel et al, 1993 ; S. Shaley et al, 1995). Ces deux composantes ont été évaluées par Hans C.J. de Boer et coll. (2001) et les résultats rapportés selon un protocole de décision hors-ligne. Cependant, en Radiothérapie d'interaction multi-faisceaux mise en #uvre dans la présente invention les risques sont tels que les approximations de ce type, faites sans aucune actualisation diagnostique de l'image de visée, ne peuvent pas être de mise sans la contrepartie d'une sanction technique inévitable : la complication et/ou son corollaire la récidive là où le biais n'aura pas permis, à chaque fraction et à chaque minute d'irradiation, de cibler correctement la même lésion pour y produire exactement l'interaction électromagnétique recherchée. Mais, il n'en demeure pas moins que l'entrée informatique de l'ordre du médecin, la simulation, les programmes de formation de l'équipe, analyse de la cause à la racine, voire même le codage par barre et autres systèmes se rapportant à l'erreur ne se sont pas révélés être facilement réducteurs de l'erreur. Leurs découvertes ne seraient en fait qu'une incitation pour adapter ces méthodes bien qu'onéreuses et consommatri- ces de temps et attirer l'attention sur une question non encore résolue dans l'art antérieur et qui peut de surcroît conduire à la responsabilité des soignants. La présente invention prend une perspective résolument différente : celle de ramener le malade dans une position centrale de l'ensemble de l'outillage radiothérapeutique et d'organiser le reste autour de lui, plutôt de la transbahuter d'un point à un autre d'une infrastructure éclatée, malgré les facilités offertes par l'organisation en réseau du PACS et autant d'opportunités, à chaque acte isolé, d'erreur plutôt que de chercher des pratiques basées sur la seule preuve anatomique, plus ciblée et plus focalisée, ou estimation image-guidée et sans biais des différents paramètres d'irradiation, qui en ce faisant améliorent la sécurité du patient plutôt qu'une quête, de quelque chose en rapport avec la bonne conscience, sous forme des protocoles d'intervention pour prévenir les erreurs spécifiques. 5.5.2.2. - Fluctuations d'échantillonnage de mesures L'existence dans l'art actuel des fluctuations d'échantillonnage de mesure de mise en place mal appréciées de mise en place ne permet pas à des estimateurs utilisés à ce jour de remplir totalement leur objectif et d'être à la fois précis. Des données sont par ailleurs extraites avec une mise en #uvre de l'étude et une taille inappropriée d'échantillons, avec des caractéristiques de la population d'étude et des éléments quantitatifs, composants de qualité, insignifiants ; la définition elle-même des erreurs, ne permet de savoir si réduire l'erreur était un résultat primaire ou secondai- re de l'intervention proposée, ni non plus le nombre des erreurs par bras des statistiques comparatives. On sait, par exemple, qu'une seule mesure est prise là où seule une série d'explorations radiocinéscanographiques maintes fois réitérées, dites multi-phase, avec des échantillons de composition différente doivent être observés, dans une même population des mesures des paramètres d'irradiation thérapeutique ou fraction thérapeutique. Par ailleurs, des échantillons de mesures sont d'une fraction à l'autre de composition plus ou moins biaisée, à chaque fraction, à chaque mouvement volontaire ou involontaire, à chaque fonte tumorale sous l'effet des rayons ou à chaque accroissement sous une évolution spontanée toujours différente et ne peuvent pas conduire, en présence de biais de visée, à une estimation en vue . d'une augmentation de probabilité de contrôle tumoral de la vraie valeur du paramètre escompté. Les méthodes de description des erreurs de mise en place publiées dans la littérature ont pour la plupart adopté, pour les erreurs systématiques et au hasard, les défini- tions introduites par Bijhold et coll.(1993). L'erreur de mise en place systématique d'un patient est comprise comme l'erreur de mise en place moyennée sur toutes les fractions de la dose. Si la moyenne de cette erreur est dénotée par u et sa déviation standard (SD) par E (c'est la variation moyenne inter-patients de la mise en place). L'erreur au hasard d'un patient est la déviation standard (SD) de l'erreur de mise en place d'une fraction à l'autre (c'est la variation inter-fraction). On peut observer tout de suite que l'intervalle de censure et toutes les nouvelles opportunités d'erreur ne rentrent nullement en ligne de compte dans le raisonnement. Sinon Une moyenne est quand même calculée pour obtenir la moyenne de l'erreur par intervalle de vraisemblance pour une population des patients, dénotée par #. Un type spécifique d'erreur de mise en place (p. ex., une translation dans une certaine direction est cara- ctérisée par l'ensemble ( ,#,#). Notez également que si les lasers et le champ lumineux sont considérés, en situation de référence (le simulateur ou le scan CT) et de mise en place du traitement ensemble, comme des indicateurs adéquats de l'isocentre, serait proche de zéro, mais # peut encore dévier de façon significative à partir de zéro [du fait des variations inter-patients (du fait, p. ex., des erreurs de . mise en place et des mouvements volontaires et involontaires du patient, au cours de l'examen de tomodensitométrie ou de la simulation, en raison de la mobilité de la peau et des modifications dans le poids du corps par amaigrissement ou prise de poids, ne rentrent pas non plus en ligne de compte) et surtout pas d'existence des biais. Pour la mesure des erreurs de la mise en place, un système des coordonnées . fixes est recommandé par le protocole de l'International Electrotechnical Commission (IEC 61217). Dans ce système, l'axe y est perpendiculaire au sol, l'axe z est parallèle au sol et l'axe x est perpendiculaire aux deux premiers axes. 5.5.2.3. - Intervalles de censure des données mesurées J.P. Sy et J.M. Taylor ont produit une revue stimulante et réfléchie re-analysant une . large compilation des données cliniques publiées sur les effets tardifs des radiations au cours du temps. Il semble pertinent dans ce cadre de considérer soigneusement les implications cliniques et scientifiques de la présente invention et d'essayer d'office de la voir dans un contexte légèrement plus large. Compte tenu de l'exis- tence de biais éventuel de visée qui peut conduire à différencier, dans la population . des malades traités, ceux qui sont d'emblée susceptibles, en raison d'une visée plus à côté de la lésion que dans la lésion, de récidiver et ceux qui ne le sont pas parce que la visée impeccable concernait essentiellement la lésion force à intégrer la notion de censure dans la pratique. L'hypothèse la plus vraisemblable est que certaines données sur le temps d'échec de la littérature viennent d'une population . des patients qui est constituée de certains sujets qui sont susceptibles et d'autres qui ne sont pas susceptibles à l'événement d'intérêt. En outre les données étudiées ont, à la fin de la période de suivi, généralement un poids censurant, et une analyse standard de survie ne pourrait pas toujours être appropriée, si l'on ne tient pas compte de la censure d'intervalle. C'est pourquoi il faut surtout donner des chances égales aux patients en évitant, à tout prix par la qualité élevée de la visée balistique, les biais. Dans des telles situations où il y a de bonnes preuves scientifiques ou empiriques d'une population non susceptible, le mélange ou le modèle de cure étendu par Farawell (Biometrics 38 ; 1982 : 1041-1046. ) utilisé. Kuk et Chen (1992, Biometrika 79 : 531-541.) peut sinon résoudre la question d'intervalle de censure, en utilisant la régression proportionnelle des risques de Cox pour la latence. C'est pourquoi J.P. Sy et J.M. Taylor ont développé des techniques de maximum de vraisemblance pour l'estimation jointe, dans ce modèle utilisant non seulement la forme non paramétrique de la vraisemblance et l'algorithme EM, mais aussi des paramètres de régression de l'incidence et de la latence. C'est l'inverse de la matrice de l'information observée qui est alors utilisé pour calculer les erreurs standards (J.P. Sy, and J.M. Taylor : Estimation in a Cox proportional hazards cure model. Biometrics 2000 Mar ; 56 [1] : 227-36. ) inhérentes au fractionnement du traitement et à l'intervalle de temps entre les fractions. Une contribution clinique importante à cette discussion est par ailleurs l'analyse du facteur temps faite par W. Pan, dans son article, A two-sample test with internai censored data via multiple imputation (Stat Med 2000 Jan 15 ; [1] : 1-11), dans lequel il a revu rétrospectivement les dossiers médicaux et montré que des données censurées d'intervalle surgissant naturellement dans des études à grande échelle de panel où les sujets peuvent seulement être suivis, comme au cours du fractionnement de Radiothérapie, périodiquement et l'événement d'intérêt peut seulement être enregistré comme ayant lieu entre deux temps d'examen. Ce serait, dans le cas qui nous occupe, les inter-fractions du traitement aux rayons X. Il faut prendre alors en compte la question de la comparaison des deux échantillons intervalle-censurés. Il propose d'imputer les temps exacts d'échec à partir des observations intervalle- censurées pour obtenir des données censurées à droite, d'appliquer ensuite les techniques existantes, tels que les tests d'Harrington et de Fleming aux données imputées censurées à droite. Pour une prise en compte appropriée, un algorithme à imputation multiple basée sur le Bayesian bootstrap (ABB) approximatif est discuté par cet auteur. L'avantage de sa proposition est la simplicité de sa mise en #uvre et son adaptabilité à beaucoup incorporer des nombreuses techniques de comparaison des deux échantillons existantes pour les données censurées à droite mais difficile à mettre en #uvre en pratique quotidienne en Radiothérapie. La méthode est illustrée par la re-analyse de la série des données du Breast Cosmesis Study et montre qu'il faut être très circonspect, dès lors que l'on se trouve en présence des données censu- rées (W. Pan : A two-sample test with internai censored data via multiple impu- tation. Stat Med 2000 Jan 15 ; 19(1) : 1-11.). C'est pourtant les cas des données intervalle-censurées de scanographie et des contourages de planification de traitement, celui des données de la simulation virtuelle, etc., qui ne subissent aucun traitement préalable à toute comparaison. Ceci nous amène tout naturellement à définir, dans le cadre de la présente invention, un bon estimateur de tous les éléments entrant en compte dans une stratégie de Radiothérapie et comme minimaliser l'importance de la censure d'intervalle. 5. 5.3. - Virtualité et Simulation en stratégie de Radiothérapie Puisqu'il est question de faire également avec le dispositif de la présente invention de la simulation clinique pré- et per-opératoire et puisque la réalité virtuelle est en passe de rattraper la fiction, elle peut dès lors qu'il s'agit de la planification du traitement nous faire entrer dans des véritables mirages, comme l'art actuel. Il y a donc des limites à la virtualité. Bien que les militaires se soient intéressés au concept de virtualité depuis les débuts de la simulation informatique (les premiers program- mes de simulation de vol ont été fournis à la NASA par General Electric en 1970), le premier à avoir réellement saisi l'immense portée de la virtualité est l'Américain Jaron Lanier. Parmi, par exemple, les diverses structures anatomiques thoraciques et les pathologies qui les affectent, il reste maintenant peu d'entités qui peuvent éluder le potentiel combiné de la tomographie calculée (CT) à lignes multidétectrices et dont le rendu volumique tri-dimensionnel (3D) est très utile. Le progrès technologiques dans ce domaine ont créé avec le 4-D la capacité d'une acquisition rapide des series sans précédent des données de haute qualité en exploration, dite multiphase, ou cinéscanographique et le potentiel de les visualiser en 3D en temps réel et de façon puissante est énorme. En imagerie vasculaire, par exemple, cette technique procure une qualité d'image diagnostique qui égale ou surpasse celle de l'angiographie conventionnelle. Son usage s'est étendue à l'aide au diagnostic et à la planification chirurgicale, en obviant souvent l'angiographie conventionnelle ou numérisée et en réduisant les coûts de l'acte. Elle est fiable, en décrivant le caillot et la vascularisation pulmonaire, et peut également être utilisée pour cartographier un organe dans son environnement tissulaire et planifier ainsi la thérapie aux rayons X. Le radioscanner à lignes multi-detecteurs (Multi-detector row CT) a augmenté avec le rendu volumique 3D les rôles conventionnels de la tomodensitométrie et défié la suprématie d'autres modalités d'imagerie. Dans beaucoup des cas, bien que des images axiales puissent être appropriées au diagnostic, les images 3D en rendu volumique peuvent procurer plus d'informations sur la nature pathologique et une meilleure communication avec les cliniciens. Elle jouera dorénavant un rôle dominant avec l'avènement dans la recherche et la pratique radiologique future de la scanographie polyconique 4-D. Nous discutons plus tard des quelques exemples des pathologies où ce rôle s'est déjà affirmé avec force. La présente invention a des applications dans la quasi totalité des localisations traitées, en Radiothérapie, par faisceau externe : A titre d'exemple pour les structures anatomiques thoraciques, nous citerons l'expérience de la jauge d'harmonisation utilisée par M.J. Samson et coll. (1999) pour analyser dans un article de façon détaillée le mouvement intra-fraction des . structures anatomiques visibles sur les images portiques A. P. Des images portiques multiples par fraction de traitement ont été obtenues, contourées, et harmonisées avec la première image portique de la fraction correspondante. Des structures pertinentes qui montraient un petit mouvement étaient la paroi thoracique et la trachée. Pour la paroi thoracique, les SD moyens de mouvement intra-fraction dans . les directions X et Y étaient respectivement de 0,8 et 0,6 mm, et pour la trachée respectivement de 0,8 et 1,7 mm. Les vertèbres, le sternum et occasionnellement la trachée avaient été égalisés pour les champs latéraux, en s'attendant à ce que le mouvement intra-fractionnel de ces structures soit négligeable, et une étude pilote a été réalisée par les mêmes auteurs pour vérifier cette attente (Hans C. J. de Boer, . John R. van Sôrnsen de Koste et al, 2001). C'est un domaine où la présente invention avance des arguments autrement plus pertinents pour ce type d'estimation où la seule virtualité à distance de la clinique ne peut rien apporter de plus. Quant aux Erreurs de mise en place au simulateur de l'art, elles ont par exemple été évaluées par Hans C.J. de Boer et coll. (2001) pour 39 patients atteints de cancer du . poumon à petite cellules (NSCLC) ayant subi un CT de planification, des radiogra- phies digitalement reconstruites (DRRs), calculées pour les faisceaux antéro- postérieurs et latéraux. Les lignes laser frontale et latérale ont été marquées au CT scanner par des lignes à l'encre (21 patients) ou des tatouages (18 patients) aussi bien que par un ruban longitudinale en plomb, qui était avec autant d'opportunités . d'erreur clairement visible en coupe CT. Les patients ont été examinés et traités sans aucun appareil d'immobilisation, en position de supination, excepté pour un des bras au repos au sommet de la table, et l'autre bras était surélevés et les pieds étaient au repos. L'épaisseur de coupe CT et l'espacement étaient de 5 mm. Les données CT ont encore été transférées au (Varian-DoseTek) CadPlan treatment planning system (TPS) pour construire un plan 3-D isocentrique (Hans C. J. de Boer, John R. van Sômsen de Koste et al, 2001). Rétrospectivement, la position visible de l'anatomie par rapport à l'isocentre planifié a été comparée à la position correspondante sur les radiographies digitalisées du simulateur, en utilisant en différée un logiciel d'harmonisation des contours. L'exactitude en différée de l'image de référence de la mise en place à l'unité de traitement par rapport à la mise en place au simulateur était dans cette étude mesurée avec une nouvelle opportunité d'erreur à l'aide d'un dispositif d'imagerie portique électronique (EPID), qui est plus clinique mais pas assez diagnostique, chez 40 patients pour au moins 5 fractions des deux faisceaux orthogonaux non simultanés par patient. Les corrections de mise en place, basées sur un simple protocole de décision hors-ligne, ont été appliquées avec les paramètres dérivés de la connaissance des patients étudiés. Les déviations standards (SD) des erreurs au hasard de mise en place de planification CT dans les directions respectivement latérales, longitudinales, et antéro-postérieures, étaient estimées à 4,0 ; 2,8 ; et 2,5 mm. La déviation standard (SD) des rotations autour de l'axe antéro-postérieur était quant à elle de 1,6 et de 1,3 autour de l'axe gauche-droite. L'erreur de mise en place à l'unité de traitement avait été évaluée avec une petite composante au hasard dans toutes les trois directions (1 SD = 2 mm). Les composantes systématiques étaient, particulièrement en direction longitudinale (1 SD = 3,6 mm), plus grandes mais elles étaient réduites avec le protocole de décision à 1 SD = 2 mm avec en moyenne 0,6 de correction de mise en place par patient (Hans C.J. de Boer, John R. van Sômsen de Koste et al, 2001). Des erreurs de mise en place, qui deviennent des erreurs systématiques au simulateur étaient comparables, lorsque la mise en place de référence est définie par simulation, dans le cas où aucun protocole hors-ligne n'aurait été appliqué aux erreurs systématiques de mise en place, à l'unité de traitement. Sachant que ce type d'intervention est très aléatoire et constitue de surcroît une opportunité d'erreur. De là, les Hans C.J. de Boer et coll. (2001) déduisent quand même que l'omission d'une étape séparée de simulation au cours du traitement pourrait réduire les erreurs systématiques aussi efficacement que l'application d'un protocole de correction hors-ligne. Les erreurs au hasard étaient ainsi suffisamment petites que pour rendre faisable un protocole hors-ligne. Il faut pourtant relativiser ces résultats en se disant que ces erreurs ne tiennent pas compte de biais cumulés éventuels ni par les différents tests successifs ni non plus par cumul des opportunités d'erreur, ou encore par censure de ces données. 5.5.3.1. -Surveillance par l'image Les portes d'entrées résultantes du traitement ont en plus été simulées et le radio- oncologiste jugeait l'exactitude de placement du champ sur la base des clichés du simulateur, sur celui des champs de visualisation beam's-eye-view (BEV) et des topogrammes standards du topogramme (scout) CT (qui souffrent de la divergence incorrecte du faisceau dans le plan transversal et de la non-divergence dans le sens supéro-inférieur). Boer et coll n'ont utilisé aucun DRR, au cours de la simulation, puisque l'objectif de l'étude était d'explorer l'exactitude de la procédure utilisée de simulation, qui n'impliquait pas l'usage des DRRs. Au début de la simulation, cha- . que patient était positionné par marquages CT, en utilisant les lasers du simulateur. La prochaine étape consistait à exécuter, selon la position définitive de l'isocentre du plan de traitement, une translation (précalculée) de table. Les radiographies obtenues dans cette situation ont souvent conduit aux ajustements additionnels indiquées par le clinicien de la table et la comparaison visuelle subjective, basés sur une nouvelle . opportunité d'erreur de lecture, avec les tracés du BEV. Une fois que la mise en place ait été jugée satisfaisante, la position finale de l'isocentre était marquée sur le patient en utilisant des tatouages cutanées, des longues lignes lasers et les radiogra- phies de mise en place de référence ont été obtenues à 0 et 90 ou 270 d'angles du statif (N.B.: ces angles peuvent différer à partir des angles du faisceau de traitement) . (Hans C. J. de Boer, John R. van Sôrnsen de Koste et al, 2001), sachant que le contour externe est aussi sujet à une certaine mobilité. Les DRRs ont été rétrospectivement construites à partir des données de la planification 3-D, aux mêmes angles du statif, pour une procédure d'intervention. Elles ont été générées avec un logiciel fait maison à partir de TPS, qui bénéficiaient . du point de vue diagnostique d'une résolution spatiale plus élevée que les DRRs. Il a été vérifié que les DRRs de TPS coïncident géométriquement avec les DRRs utilisées dans cette analyse (différence être de prime abord un sujet de préoccupation dans cette étude. Il se dégage donc même dans une étude aussi rigoureuse une certaine subjectivité, quant pour 16 patients, la délinéation des contours en AP et en latéral sur les clichés digitalisés du simulateur ainsi que la procédure de jaugeage s'harmonisant avec les DRRs correspondantes réalisée par deux observateurs. La SD est estimée à partir de l'erreur d'analyse pour un observateur unique, SDobs, à partir de la SD des différences entre les deux observateurs (Hans C. J. de Boer, John R. van Sôrnsen de Koste et al, 2001). Il y a dans le procédé d'intervention lui-même beaucoup d'opportunités d'erreur dans la mesure où la mobilité interne n'est pas évaluée. C'est même dans les tout meilleurs centres comme celui-ci une source éventuelle de biais de visée balistique. 5.5.3.2. - Approche de la problématique de la motilité physiologique C'est pourquoi il n'est pas étonnant qu'en dépit d'un protocole de 65 Gy, le taux de rémission locale complète chez des patients atteints de cancer pulmonaire non-à- petites-cellules (NSCLC = Non small cell Lung Cancer) soit seulement de 20 % environ, dans l'étude de T. Le Chevalier et coll. (1992). A moins que les volumes irradiés soient reduits, l'escalade de la dose de rayonnement peut aboutir, dans les conditions actuelles d'irradiation, à une toxicité pulmonaire et oesophagienne inacceptable, particulièrement lorsqu'on utilise la chimiothérapie concurrente (R. W. Byhardt, C. Scott, W.T. Sause, et al, 1998). Ceci faute sans doute de visée dynamique correcte image-guidée et de la méconnaissance de la part due au biais de visée balistique. La réduction de volume peut parfois être réalisée, en omettant l'irradiation ganglionnaire élective (J.M. Robertson, R.K. Ten Haken, M.B. Hazuba, et al, 1997 ; Hayman, M. K. Martel, R.K. Ten Haken, et al, 1999), mais en étant également capable d'utiliser à la planification de petites marges de sécurité. De telles petites marges réduiraient également de façon fréquente la toxicité aux niveaux de la dose (couramment) standard (Hans C.J. de Boer, John R. van Sômsen de Koste et al, 2001). En accord avec les recommandations du Rapport 50 de l'ICRU, la planification de traitement requiert par ailleurs la définition exacte d'un volume cible clinique (CTV = Clinical Target Cible), qui doit en permanence englober la tumeur macroscopique, la maladie subclinique, et probablement impliquer les relais lymphoganglionnaires. Mais comme ce volume cible (VC) est par exemple estimé dans un thorax mu par des mouvements respiratoires et des battements cardiovasculaires transmis reste un sujet à caution, auquel l'art actuel n'a pas toujours de solution satisfaisante. Le CTV exige pourtant d'être encore élargi au moyen de certaines marges géométriques à un volume cible prévisionnel ou planning target volume (PTV). Ces marges doivent garantir une couverture adéquate du CTV durant le traitement et être donc basée sur la connaissance précise de l'amplitude du mouvement, eu égard aux champs de traitement, de la cible et de l'exactitude d'appréciation de la machine (la reproductibilité par exemple des positions des blocs) et non sur la seule pertinence d'un protocole d'intervention. Le Rapport 50 de l'ICRU ne donne cependant pas de recommandations claires sur comment choisir les marges du CTV-au-PTV ? Et chacun prend, ses libertés par rapport à cela. Stroom et coll.(1999) ont par exemple dérivé une méthode générale de calcul, basée sur la probabilité de couverture de la dose du CTV pour dériver une marge 3-D à partir des erreurs connues de mise en place et des mouvements des organes internes, qui peuvent avoir n'importe quelle probabilité de la fonction de densité. Ils ont trouvé qu'une distinction claire doit être faite entre les erreurs systématiques et celles au hasard, dans lesquelles l'erreur systématique est l'erreur moyenne de mise en place du volume cible, au cours de toutes les fractions pour un certain patient donné et les erreurs au hasard sont les variations inter-fractions. Leurs calculs incorporaient la présence de petites rotations (1SD - 1 ). Un résultat très similaire a été trouvé par van Herk et coll.(2000), par un calcul analytique de la situation simplifiée à un volume cible sphérique en une dose homogène idéalement conformationnelle, Deux des résultats de Hans C.J. de Boer et coll. (2001) confirment la notion intuitive que, dans l'établissement des marges de planification, les erreurs systématiques sont plus importantes que les erreurs au hasard, ceci sans tenir compte des biais inhérents à la technologie actuelle non guidée par une image simultanée. La plupart des études de mise en place chez les patients atteints par exemple de cancer pulmonaire sont bi-dimensionnelles (2-D) (D, Yan et al, 1997 ; J. van de Steene et al, 1998 ; L. Ekberg et al, 1998 ; M.J. Samson et al, 1999) ou elles ne séparent pas de façon appropriée et ne quantifient pas, en termes des composantes au hasard et systématiques (R. Halperin, 1999 ; LE. Schewe et al, 1996, G.C. Bentel et al, 1997), les erreurs de mise en place. Aucune d'elles ne met en #uvre des procédures image-guidées simultanées. Ces études appartiennent usuellement à de petits nombres ( 1998 ; M.J. Samson et al, 1999 ; R. Halperin et al, 1999 ; J.E Schewe et al, 1996). En plus, aucune de ces études ne prend en compte les erreurs de mise en place qui sont faites au simulateur [qui se sont révélées être d'une certaine importance pour d'autres sites tumoraux (A. Bel et al, 1994 ; F. Lohr et al, 1997) ou d'autres opportunités non-évaluées d'erreurs qui s'additionnent inexorablement aux erreurs estimées approximativement. L'intervention sous forme de protocole hors-ligne de correction 3-D des erreurs systématiques au cours du traitement ne peut avoir l'impact escompté et laisse à désirer. Tel que souligné ci-dessus, une connaissance des inexactitudes systématiques et au hasard (et de combien elles peuvent être réduites) est un préréquis pour le calcul des marges optimales de planification. C'est ainsi que Hans C.J. de Boer et coll. ont essayé de, mesurer l'ampleur des erreurs systématiques de mise en place au simulateur et du traitement avec ce type d'intervention aussi bien que les erreurs de mise en place au hasard de traitement 3-D chez 40 patients atteints de cancer pulmonaire. De Boer et coll. rapportent en plus une réduction, grâce à un protocole de vérification hors-ligne de la mise en place, des erreurs systématiques de traitement. Les opportunités d'erreurs sont, dans ce dernier rapport, trop nombreuses et très diversifiées pour épuiser la question de l'évaluation précise du cumul d'erreurs. Les études n'ont par exemple pas évalué les erreurs relatives à l'estimation de l'étendue de la lésion et sa prise en compte dans le volume cible, ainsi que celles imputables à la prescription et au dosage des effets des rayons, auparavant au moment du diagnostic et pendant le traitement, la gestion de la délivrance de la dose et la reconnaissance instantanée de la gravité relative de la maladie et de son évolution au cours du temps. Les biais sont par contre occasionnés par la visée balistique à l'aveugle sans aucune visualisation instantanée de la cible. Les ratés géographiques ou les erreurs de visée de la tumeur sont non seulement provoquées par les erreurs externes de la mise en place mais aussi, selon la littérature (L. Ekberg et al, 1998 ; C.S. Ross et al, 1990) et en même temps par les mouvements internes non appréciés du volume cible. L'étude de H.C.J. Boer et coll., focalisée sur les erreurs externes, pour un groupe des patients atteints de cancer du poumon ayant eu une planification CT, de mise en place consiste en :(a) des erreurs faites en utilisant les clichés du simulateur pour la définition de la mise en place de référence (A. Bel et al, 1994 ; F. Lohr et al, 1997) tout au long du traitement, et (b) des erreurs de mise en place à l'unité de traitement par rapport à la mise en place de référence (Hans C.J. de Boer, John R. van Sômsen de Koste et al, 2001). Dans ces études l'intervention ne réduisait pas nécessairement la fréquence d'erreurs et l'on ne peut même pas savoir si la fréquence d'erreurs était en augmentation ou s'il y avait eu une réduction d'erreurs par rapport à l'intervention proposée. Mais, le temps d'attente pour les malades augmentait et lesjournées de travail pour le personnel se rallongeaient. 5.5.3.3. - Applications cliniques du dispositif de la présente invention La radiothérapie conformationnelle apparaît d'ores et déjà, dans l'approche thérapeutique des patients atteints de tumeur cérébrale, comme un progrès indéniable. La poursuite des travaux cliniques, portant notamment sur la détermination du volume tumoral macroscopique, celle du volume anatomoclinique pour les gliomes et sur l'intérêt de l'augmentation des doses totales, restent cependant nécessaire. Les données concernant la toxicité des tissus sains sont par ailleurs mieux documentées. Une comparaison des informations fournies par les histogrammes dose-volume avec les résultats des évaluations neuropsychologiques peut être envisagée. Enfin, le développement de la modulation d'intensité des faisceaux va susciter des études comparatives avec la protonthérapie ou la radiothérapie stéréotaxique, pour les tumeurs de petit volume. Ce sont les enjeux qu'aborde avec optimisme la présente invention. # 5.5.3.3.1. -Applications au niveau du Crâne Les bons résultats cliniques des traitements radiochirurgicaux des Tumeurs cérébrales pourraient faire penser que la présente invention n'aurait pas sa place dans cette localisation. La radiation est certes la modalité de traitement la plus commune pour le cancer de l'encéphale et de la base du crâne. Bien qu'utilisées communément, les techniques de traitement de la délivrance de radiation ont changé substantiellement. Une des modifications la plus importante dans la mise en oeuvre des rayons est l'application largement répandue des techniques stéréotaxiques et leur acceptation dans le courant de la délivrance radiothérapeutique dominant. Les caractéristiques distinctives de la radiochirurgie stéréotaxique ainsi que ses application courantes et futures sont importantes à comprendre pour tous les médecins. L'article de J.M. Buatti, S.L. Meeks, W.A. Friedman, et F.J. Bova (Stereotectic radiosurgery : techniques and clinical applications. Surg Oncol Clin N Am 2000 Jul ; 9 (3) : 469- 87, viii.) discute ces techniques de traitement et les applications à partir des perpectives d'un Oncologiste chirurgical. Plus spécifiquement, en comparaison avec un appareil gamma knife de thérapie aux radiations, la présente invention fournit à des fins des radiations une géométrie plus flexible, et ainsi une taille de volume cible irradié et la forme plus flexible. De plus, puisque la présente invention se construit en combinaison avec des radioscanners de tomographie 4-D assistée par ordinateur, elle a forcément un coût et un poids inférieurs au gamma knife, dont les sources d'irradiation sont toutes stationnaires. Contrairement au gamma knife, la présente invention offre en plus d'une cyclothérapie mixte une aptitude à réaliser l'imagerie diagnostique, à des énergies des rayons X inférieures que celles utilisée dans la présente invention pour l'orthovoltage grâce à son unité complète de scanner 4-D qui est capable non seulement de rehaussement de contraste, après injection i. v. en bolus d'iode, mais aussi des images de perfusion tissulaires et une cartographie vasculaire de la région cible. Aussi l'imagerie du patient peut avoir lieu de façon contemporaine à la procédure de radiothérapie, en permettant ainsi le vérification 3-D exacte et en temps réel de la coïncidence parfaite de la région cible choisie pour l'irradiation thérapeutique avec la lésion proprement dite. Ainsi la présente invention fournit, en tant qu'unité de radiothérapie, le moyen de localisation plus exacte de la région devant être irradiée tel que dans l'utilisation du gamma knife de l'art antérieur. La présente invention ne requiert également aucun appareil stéréotaxique pour le positionnement plus précis que celle du gamma knife mais une contention thermoformée pour la reproductibilité de la position de la tête et du cou. Finalement la présente invention utilise un niveau d'énergie des rayons X plus faible par rapport à l'énergie des rayons y de 60Co qui de ce fait autorise un RBE plus élevée, en minimisant ainsi l'exigence d'une dose totale nécessaire plus élevée pour le succès du traitement aux radiations et en améliorant le profil de dose du fait de la rotation continue et du nombre augmenté des champs des radiations fournis simultanément par l'utilisation d'une unité de scanner avec son portique rotatif qui n'existe pas en usage présentement dans le gamma knife pour les procédures de thérapie aux radiations, voire même avec un fort potentiel d'escalade de la dose sans lésion collatérale majeure, y compris en fraction unique. Dans une autre étude consacrée à l'irradiation du crâne, trois techniques différentes de délivrance par suralimentation de la fosse postérieure (posterior fossa boost) chez les patients atteints de medulloblastome étaient comparées. Cinq patients ont subi une simulation CT pour la planification du traitement suralimenté de la fosse postérieur. Pour chaque tranche, la fosse postérieure était, en plus de la cochlée, du cerveau de la fosse non postérieure, de la glande pituitaire, de la mandibule, des glandes parotides, de la glande thyroïde, du pharynx, et de la corde spinale cervicale, contourée. Les plans pour les trois techniques de délivrance de la fosse postérieure suralimentée ont été comparées, pour chaque patient. La technique A utilisait des champs latéraux parallèles opposés avec des repères osseux (radiothérapie 2-dimensionnelle) ; les deux autres techniques étaient planifiées en utilisant la radiothérapie tridimensionnelle. La technique B utilisait, quant à elle, une paire des faisceaux obliques postérieurs filtrés coplanaires, tandis que la technique C utilisait enfin une paire des champs postérieurs obliques et un champ du vertex. Les histogrammes dose-volume (DVHs) ont été obtenus pour chacun des organes contourés ainsi que pour chaque technique et chaque patient. La. dose maximum, la dose minimum, et la dose moyenne de chaque organe étaient déterminées en utilisant, dans ce système de planification de traitement proposé par A.C. Paulino, A. Narayana, M.N. Mohideen, et S. Jeswani (Posterior fossa boost in medulloblastoma :an analysis of dose to surrounding structures using 3-dimensional (conformai) radiotherapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2000 Jan 15 ; 46(2) : 281-6.) le programme DVH, avec des repères osseux fixes nécessaires à la reproductibilité de la balistique. Chez 3 des 5 patients de l'étude, le volume cible de planification (PTV) n'était pas avec la technique A inclus dans le champ de traitement. La cochlée recevait respectivement 100 %, 50 %, et 42 % de la dose prescrite à la fosse postérieure, en utilisant les techniques A, B, et C. La dose cérébrale moyenne de la fosse nonpostérieure était plus élevée avec la technique C, intermédiaire avec la technique A, et plus faible pour la technique B. La dose cérébrale moyenne de la fosse non-postérieure avec la technique B était comparables à la moyenne de la dose cérébrale de la fosse non-postérieure, délivrée en utilisant des champs latéraux parallèles opposés basés sur la définition CT de la PTV. La dose moyenne à la glande pituitaire était de même plus faible pour la technique B. Les deux techniques B et C étaient associées à une dose moyenne à la glande thyroïde, à la mandibule, aux glandes parotides, et au pharynx, plus élevée. 5.5.3.3.2. - Irradiation des aires ganglionnaires lymphatiques, telle que dans le HODGKIN 1. - Au niveau thoracique et médiastinal supérieur Il s'agit ici de protéger les poumons ; il fallait jusqu'ici un mantelet en plomb pour ce faire. Pour les patients femelles, le traitement par radiothérapie de la maladie de Hodgkin résulte invariablement en une irradiation indue du tissu mammaire qui peut conduire aux cancers secondaires radio-induits. Le risque de faire un cancer secondaire du sein est corrélé à la dose. La présente invention permet une technique d'irradiation permettant d'accroître durant l'irradiation par interaction des faisceaux simultanés des champs en mantelet la sauvegarde du sein pour les patientes femelles, grâce à sa fonction imprimante pour la fabrication des pièces moulées qui reproduisent fidèlement la technique en procubitus proposée par Vuong par exemple. Pour minimiser le volume de sein irradié, T. Vuong et coll. (2000) proposent une technique de simulation virtuelle faisant usage d'une planche d'immobilisation du sein en Styrofoam a été développée sur laquelle la patiente est allongée en procubitus avec les seins positionnés dans des gants à l'intérieur de la planche. La position du sein est ajustée en utilisant les filtres en Styrofoam, et le placement du sein est vérifié en utilisant une vue A-P du CT-pilot. Une série des coupes scanogra- phiques des régions du cou et du thorax est prise, et les ganglions lymphatiques, le . volume du sein et les structures critiques sont silhouettées. La simulation virtuelle des champs du mantelet (des faisceaux isocentriques typiquement APIPA) est prati- quée, et les blocs du faisceau sont dessinés sur des radiographies digitallement re- construites (DRR, Digitally reconstructed radiographs) générées par le paquet de la simulation virtuelle. La protection est conçue pour permettre des marges adéquates . autour des ganglions lymphatiques, tout en abaissant le niveau de protection des tissus pulmonaires et mammaires. Les champs para-aortiques sont facilement déterminés grâce à la simulation virtuelle, où les reconstructions (MPR) multipla- naires et les rendus volumiques 3-D des données CT du patient sont utilisées pour déterminer les limites du champs et les trous du. faisceau. Pour permettre en plus l'optimisation géométrique de la mise en place des seins sous les champs -pulmonaires, la technique de simulation virtuelle fournit l'information nécessaire à une analyse dosimétrique 3-D, incluant, selon T. Vuong et coll, (2000) les histogra- mmes dose-volume (DVHs) du volume du sein irradié et dans le cadre de la présente invention la résultante de diffusion d'interaction des faisceaux simultanés multiples. . La technique 3-D de sauvegarde du sein de T. Vuong et coll. qui nous a semblé pertinente et a par ailleurs été qualitativement et quantitativement comparée aux techniques non-basées sur le CT et aux autres techniques 3-D couramment disponibles pour évaluer la protection des seins. Dans une analyse préliminaire, les images de la simulation virtuelle (DRRs, rendu 3-Det reconstruction multiplanaire) démontraient l'avantage d'utiliser la technique de sauvegarde du sein. Une analyse supplémentaire des DVHs, auxquels nous ne donnons pas beaucoup de crédit, montrait une réduction d'au moins 50 % dans le volume du tissu mammaire irradié lorsque en utilisant la planche de mise en place du sein et la simulation virtuelle en comparaison avec les techniques conventionnelles de simulation où une planche d'immobilisation du sein n'a pas été utilisé. L'usage d'une planche d'immobilisation iu sein et de la technique de simulation virtuelle est recommandée pour la planification et le traitement des patientes atteintes de la maladie de Hodgkin. 'analyse de DVH a montré que cette approche réduira le risque des malignités secondaires du sein chez les patientes atteintes de la maladie de Hodgkin (T. Vuong et al, 2000) ; mais celui d'irradiation des poumons et réduire parallèlement la dose au coeur et à plus forte raison avec une imagerie scanographique dynamique xtamporannée. 2. - Au niveau lympho-gaglionnaire abdomino-pelvien Dans l'irradiation prophylactique des ganglions lymphatiques (LN) infradiaphragmatiques, la largeur des champs para-aortique et pelvienne est donnée dans les règles de l'art par une ligne joignant les pointes des apophyses transverses de la 1 1ème vertèbre thoracique à la quatrième vertèbre lombaire. Ainsi le bord du champ suit une ligne droite au point le plus latéral de l'acetabulum observé sur le cliché de simulation. Il y a donc lieu d'avoir de cette manière des repères anatomiques constants. Une autre méthode consiste à mettre en place le point le plus périphérique du champ et de projeter les contours latéraux des grands vaisseaux abdominaux à partir de T(l)-pondéré par des images MR coronales de l'abdomen sur les radiographies du simulateur et ajouter une marge de 2 cm le long des vaisseaux ainsi délimités. M. Nevinny-Stickel et coll. ont pourtant montré que les mesures des ganglions lym- phatiques se situent aussi bien 1) en latéral aux apophyses transverses des vertèbres thoraciques et lombaires que 2) des 2-cm à l'extérieur de marge de sécurité à partir du contour latéral des vaisseaux abdominaux. Ces données montrent clairement que les champs traditionnels d'irradiation des ganglions lymphatiques infra-diaphragmatiques ne semblent pas avoir été assez larges pour englober avec certitude presque tous les ganglions lymphatiques rétropéritonéaux et pelviens. Ils recommandent alors une expansion des champs. (M. Nevinny-Stickel, S. Ennemo-ser, R. Sweeney, I. Bangerl, D. Zur Nedden, and P. Lukas : Comparison of standard and individually planned infradiaphragmatic fields in irradiation of retroperitoneal Iymph nodes. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2000 Aug 1 ; 48 (1) : 147-51.). Ceci nécessite donc une exploration au cas pas cas et une toxicité radique collatérale accrue. La fonction imprimante se charge de confectionner en fonction de la position exacte des ganglions relevée par scanographique avec injection de contraste le mantelet. Mieux encore, l'irradiation, dans le cadre de la nouvelle invention, s'effectue par mantelet électronique au niveau du thorax. La'table effectuant, comme dans une tomothérapie des aller et retour sur l'ensemble des aires lympho-ganglionnaires (champ abdomino-pelvienne). 5.5.3.3.3. - Irradiation du SEIN La technique des rayons tangents à la paroi thoracique exposée ci-après prenant en compte les régions lymphoganglionnaire axillaires, sous-calviculaire et mammaire interne homolatérales n'est pas remise en cause par la présente invention. Les tubes rotatifs sont éteints en parmanence, lors de l'irradiation du sein et des aires lympho- ganglionnaires axillaires, mais pas lors de l'irradiation des aires mammaires internes les sources stationnaires sont orientées pour irradier par champs tangents et pas . nécessairement parallèles et opposés. La région d'interaction et l'isocentre sont ramenés vers les médiastin antérieur et le sternum, dans l'irradiation lymphoganglionnaire mammaire interne. Trouver une technique d'irradiation pour l'irradiation loco-régionale des patients atteints de cancer du sein qui, comparée à une technique standard, améliore la distri- . bution de la dose aux ganglions lymphatiques mammaires internes - supra-clavicu- laires médianes (1M-MS = Internai Mammary-Medial supraclavicular), comme, par exemple, la technique améliorée par C.W. Hurkmans et coll. (2000) est destinée à minimiser la dose poumon et de réduire la dose au c#ur ne peut se concevoir en dehors de la maîtrise des paramètres de motilité thoracique à laquelle s'est particu- . lièrement attaché la présente invention. La technique standard consiste en un champ antérieur IM-MS électron/photon mélangés. Dans la technique améliorée citée ci- dessus, un champ d'électrons oblique et un champ de photon oblique asymétrique sont combinés pour irradier les ganglions lymphatiques. Pour irradier les ganglions lymphatiques MS, une combinaison d'un champ d'électrons antérieur et un champ . de photon asymétrique antérieur est utilisée. Pour les deux le standard et la technique améliorée, les champs tangentiels de photon sont utilisés pour irradier le sein. La planification tridimensionnelle (3-D) de traitement a été réalisée pour 8 patients ayant diverses tailles de sein pour ces deux techniques. Des histogrammes dose-volume (DVHs) et les probabilités de complication du tissu normal (NTCPs = . Normal Tissue Complication Probabilities) ont été comparés pour les deux techni- ques. Les dimensions des champs et l'énergie de la technique standard ont été déter- minés par la simulation, tandis que pour la technique améliorée les champs furent conçus par le planification de traitement basée sur l'image scanographique dynamique. La dose dans le volume cible de planification du sein fut essentiellement la même pour les deux techniques. Pour la technique améliorée, combinée à l'information de la localisation 3-D, une amélioration dans la couverture de la cible de planification aurait été observée. Le volume à l'intérieur de la surface d'isodose 95 % était respectivement estimé à 25 % (de 0 à 64 %) et à 74 % (de 43-90 %) en moyenne pour la technique standard et pour la technique améliorée. Le c#ur aurait généralement reçu moins de dose avec la technique améliorée. Cependant, une petite mais acceptable augmentation de dose pulmonaire est parfois retrouvée, tant il est vrai que ces estimations ne sont pas sans biais. Sinon, la technique améliorée, combinée à l'information de la localisation des ganglions lymphatiques IM-MS, améliore grandement la distribution de la dose dans le volume cible de planification pour un grand groupe de patients sans augmenter de façon significative la dose aux organes à risque. (C. W. Hurkmans, A.E. Saarnak, B. R. Pieters, J.H. Borger, and LA. Bruinvis : An improved technique for breast cancer irradiation including the locoregional lymph nodes. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2000 Jul 15 ; 47 (5) : 1421-9. ) et c'est dans ce sens qu'oeuvre résolument la présente invention pour améliorer encore plus le ratio thérapeutique, en maîtrisant les facteurs des biais, dont la motilité physiologique et la pratique à l'aveugle. G. Baroni et coll. rapportent une validation technique et clinique d'un système de contrôle analytique en temps réel de la position du patient sur les unités de simulation et de traitement en radiothérapie, qui, dans une certaine mesure, applique le concept de guidance par l'image sur lequel s'appuie la présente invention, dans l'irradiation du sein et permet, si jamais on pouvait généraliser l'usage du système 4D d'un CT multi-couches polyconique très performant embarqué sur un appareil de Radiothérapie, tel que dans la présente invention, d'en saisir la portée exacte par cet exemple de la littérature. Le système de contrôle de positionnement utilise une technologie d'analyse de mouvement consistant en une composante optique (une paire de caméras TV) et une unité pour le traitement d'images en temps réel. Le système peut fournir des coordonnées tridimensionnelles (3-D) en temps réel (jusqu'à 100 fois en une seconde) d'une série des marqueurs passifs (petites hémisphères en plastique, 5 mm 0) positionné auparavant sur le patient et localisé à l'intérieur du champ de vue du système de caméras TV. La méthode pour le contrôle de qualité de positionnement est basée sur la comparaison analytique entre les positions du courant de la série des marqueurs placés sur la peau du patient et un modèle de référence correspondante, le dernier acquis à la fin de la procédure de simulation ou à la première séance d'irradiation thérapeutique. Le système a été utilisé à la Radiotherapy Division of the European Institute of Oncology pour le contrôle analytique de repositionnement chez trois patients soumis, après chirurgie conservatrice (quandrantectomie) du cancer du sein, à l'irradiation. Ceci montrait la faisabilité clinique de la technologie aussi bien que celle de la. méthode, et permettait de quantifier l'amélioration dans le positionnement du patient par rapport aux procédures de repositionnement courantes. En particulier, la possibilité d'évaluer les phases respiratoires du. patient permettait de mieux distinguer les différents facteurs (inexactitudes de repositionnement et mouvements cycliques et aléatoire du patient) contribuant aux erreurs de localisation globale. L'exploration 4-D multi-phases de la présente invention permet de pallier plus précisément encore à tous ces inconvénients, au moyen d'une estimation statistique très précise. La méthode décrite ci-dessus diffère du système 4-D et est indépendante des paramètres géométriques d'irradiation et néanmoins permettrait en temps réel un . contrôle quantitatif efficient de la qualité de repositionnement spécifique et d'immobilité réelle du patient durant l'irradiation. Il faut retenir que l'amélioration de l'exactitude des méthodes conventionnelles de repositionnement basées sur le seul alignement laser superficiel montre une performance plausible de la procédure optique de centrage (avec déplacement 3-D 5 mm ; celle-ci se produisait souvent à la faveur des inexactitudes en relation avec les mouvements respiratoires du patient exclus de l'analyse. De plus, '. l'évaluation quantitative des erreurs globales de localisation confirmait l'influence élevée des mouvements respiratoires sur la repétabilité et le maintien de la position, que seule peut en rendre compte une exploration physiologique, telle que la cinéscanographie. Dans le cas contraire, même les marqueurs qui ont été en moyenne bien repositionnés sortaient en étant significativement déplacés durant la délivrance de la dose de radiation. C'est dans cette optique de biais de visée qu'a été conçu la présente invention qui est une exploration physiologique et une irradiation thérapeutique image-guidée pour suivre au plus près et en fonction du temps toutes ces variabilités. Ces résultats confirment que l'analyse du mouvement basée sur les techniques opto- électroniques peuvent jouer un rôle, comme un moyen d'améliorer le positionnement du patient et d'évaluer l'immobilité, crucial. Ainsi, le système permet de quantifier les erreurs de localisation du volume cible, qui permet d'adop- ter des contremesures convenables pour réduire les incertitudes, au cours de l'irradiation réelle. C'est une exigence cruciale, particulièrement lorsque la comple- xité de la géométrie de l'irradiation (radiothérapie conformationnelle) ou du type de rayonnement radiation (hadronthérapie) en appelle, à chaque séance réelle d'irradiation, à une application optimale du plan de traitement simulé. # 1. - Importance du mouvement respiratoire dans l'irradiation du sein Une étude des femmes volontaires bien portantes faite par H. Lu et coll. (2000) . suggérait que l'apnée en inspiration profonde pouvait réduire le volume cardiaque au niveau des porte d'entrée de traitement du cancer du sein gauche. La réduction du volume cardiaque irradié peut être importante en considérant la morbidité et la mortalité cardiaque tardives rapportées ainsi que l'utilisation fréquente coexistante de la chimiothérapie potentiellement cardiotoxique chez les patients atteints du can- . cer du sein. Dans cette étude (H. M. Lu, E. Cash, M. H. Chen, L. Chin, W.J. Manning, J. Harris, and B. Bomstein :Réduction of cardiac volume in left-breast treatment fields by respiratory maneuvers : CT study. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2000 Jul ; 47 [4] :895-904.) a été évalué le volume du c#ur dans les champs et, de ce fait, le bénéfice véritable de cette man#uvre respiratoire chez les patients atteints 1. de cancer du sein ayant subi une simulation CT. Quinze patients (moyenne d'âge 53 ans) ont été étudiés. Pour chaque patient, les coupes scanographiques ont été réalisées, lorsque le patient respirait normalement (respiration calme) et lorsque le patient retenait la respiration après une inspiration profonde. Des champs tangentiels ont été planifiés pour larespiration normale et les configurations d'apnée en utilisant !. les mêmes rebords médian, latéral, supérieur, et inférieur sur la peau. Les volumes cardiaque et pulmonaire gauche à l'intérieur des champs tangentiels ont été calculés pour les deux configurations respiratoires. Une série de coupes multiples ont été réalisées en configuration d'apnée pour fournir une délinéation plus exacte du tissu cardiaque et pour étudier la reproductibilité de la position du patient entre différents '. cycles d'inspirations profondes. C'est ce que réalise parfaitement avec moins de gymnastique pour la patiente l'exploration physiologique multiphasique ou le cinescanographie 4-D, en vue de la radioscanométrie. Aucune des patientes n'éprouvait, semble-t-il, de difficulté à retenir sa respiration pendant 20 s. Le volume cardiaque dans le champ a été réduit (- 86 ~ 24 % ; p 0,001), lorsque les patients retenaient leur souffle, après une profonde inspiration comparé à lorsqu'il respiraient normalement. Pour 7 patients (47 %), l'inspiration profonde déplaçait complètement le c#ur en dehors des champs de radiation. L'expansion du tissu pulmonaire du à l'inspiration profonde augmentait également le volume pulmonaire absolu dans les champs tangentiels (183 cm3vs 97 cm3, p 0,001). La résolution de cette question est liée dans la présente invention au synchronisme respiratoire image-guidée. Au total, le volume fractionnel du poumon gauche dans le champ était cependant essentiellement inchangés. Pour tous sauf 1 patient, la différence maximum entre les contours externes du corps à partir des cycles différents d'apnée était de 5 mm et avaient lieu en vue latérale du sein. En vue médiane, comme indiqué par la position du marqueur de la ligne médiane, les variations étaient bien à l'intérieur de la tolérance couramment acceptée pour la mise en place, au cours du traitement tangentiel, du patient. Tout ceci gagnerait aujourd'hui à être tout simplement fait en cinéscanographie. L'apnée de l'inspiration profonde réduit substantiellement le volume cardiaque dans les champs . tangentiels pour le traitement du cancer du sein latéralisé à gauche. La variation entre les positions du patient aux différents cycles de l'apnée s'est révélé être raisonnablement petite. Donc, il semble du domaine du réalisable que de réduire la radiation cardiaque en traitant les patients avec des minifractions intra-traitement durant 10-15 s pendant que les patients retenaient leur souffle. Ceci est tout-à-fait . possible en synchronisme respiratoire, voire même cardiorespiratoire prévu dans la présente invention. 2. - Importance de l'Exactitude de l'alignement des faisceaux dans l'irradiation du sein Avec l'augmentation de la thérapie conservatrice du sein pour le cancer de premier . stade, l'irradiation tangentielle du sein est une des techniques de traitement la plus importante en radiothérapie moderne. Le but de l'irradiation tangentielle est de délivrer une dose de radiation homogène à la glande mammaire entière, avec une sauvegarde optimale des tissus normaux, en particulier du poumon. Un facteur qui influence l'homogénéité de la dose et le volume de traitement est l'exactitude de la mise en place du traitement. Des petites déviations dans le positionnement du patient eu égard à la mise en place du faisceau pourrait avoir un impact relativement important sur le volume de traitement, spécialement la quantité de tissu pulmonaire irradié (inutilement, voire l'hétérogénéité de dose introduite dans les tissus mammaires, dans la mesure où la visée se situe plus ou moins ailleurs, Cette dose manquera inexorablement au tissu tumoral en fin de course). Par conséquent, il est important de contrôler la mise en place et d'en maîtriser -tous les paramètres, au cours d'une radiothérapie (R.W. Byhardt el al, 1978 ; M. Kirby et P. Williams, 1991 ; M. J. Richards et D. A. Buchler, 1977). Et l'on a accordé un certain rôle à l'évaluation par le cliché portique, qui joue un rôle important en détectant le posi- tionnement inadéquat du. patient ou d'autres erreurs géométriques, qui pourraient survenir durant le traitement (B. Kihlen et B. Ruden, 1989 ; I. Rabinowitz et al, 1985), à plus forte raison au concept de thérapie image-guidée. Des études de dosimétrie in vivo ont été conduites pour tester la validité des procédures de calcul de la dose dans la situation réelle de traitement (R. Boellaard et al, 1998). Des varia- ). lions de la mise en place durant le traitement puisque plusieurs études ont démontré que le mouvement durant une fraction de radiothérapie ne joue pas un rôle majeur (A. Fein et al, 1996 ; C. Westbrook et al, 1991 cités par 0. Pradier et al, 1999). Ceci faute de l'avoir jamais évalué comme le montre la figure la par manque d'outil adéquat. 3. Patients et technique de traitement 30 patients consécutifs atteints de cancer du sein ont été inclus dans cette étude. Tous les patients atteints d'une tumeur de stade entre T1N0 et T2N2 ont été irradiés après tumorectomie et curage axillaire. Toutes ces tumeurs étaient des adénocarcinomes à l'histologie. Les patients ont été traités en utilisant les champs ). tangentiels médians et latéraux, avec une technique isocentrique. La planification conventionnelle a été utilisée mais la scanographie CT fut employée pour apprécier le volume pulmonaire. Le plan ne pouvait pas être généré sur une seule coupe CT en raison de la différence de la position du bras entre la simulation et l'examen scanographique. Une rotation du collimateur fut introduite pour réduire le volume 5. pulmonaire. Des filtres compensants ont été utilisés pour éviter les inhomogénéités de la distribution de la dose inhérente à la morphologie irrégulière du sein. Les patients ont été traités à l'accélérateur linéaire, Saturne 43 (rayons X de 6 MV). Ils étaient positionnés avec un support de bras, en abduction de 90-110 . Une dose totale de 45 Gy, en fractions de 1,8 Gy a été délivrée. Une surimpression de 15 Gy a ). été appliquée avec les faisceaux d'électrons ou la curiethérapie. Les faisceaux laser sagittal et latéral ont été utilisés pour positionner les champs. Les clichés de simulation ont été pris et les clichés portaux de localisation ont été quotidiennement exposés dans l'objectif de vérifier la précision du traitement. La méthode de mesure employée par O. Pradier et coll. (1999) était dérivée du travail de van Tienhoven et 5. coll.(1991). Cinq mesures linéaires ont été prises pour chaque simulation et cliché de vérification. Dans cette dernière, la distance centrale du poumon (CLD central lung distance) représente la distance du bord du faisceau dorsomédian à la paroi thoracique interne dans le plan central du faisceau. La distance pulmonaire crâniale (CrLD = Cranial lung distance) représente la distance du bord du faisceau dorsomédian à la paroi thoracique interne dans le plan du faisceau à 4 cm au-dessus du plan central. Cette valeur de 4 cm est fixée et mesurée pour chaque porte d'entrée. Le bord du faisceau central à la distance de la peau (CBESD = central beam edge to skin distance) est, dans le plan central du faisceau. la distance de la peau au bord du faisceau ventrola- . téral. La largeur centrale irradiée (CIW = Central irradiated width) est définie comme la distance du bord dorsomédian du faisceau à la peau. La distance crânio- caudale (CCD = çranioçaudal distance) est définie comme la distance d'un repère particulier à la périphérie caudale du champ. Tout ceci semble très fastidieux à mettre en route. . Déterminer l'exactitude du positionnement du patient en radiothérapie du cancer du sein n'est pas dans ces conditions une sine cure, Pour ce faire des images portiques ont été obtenues en utilisant un système rapide d'imagerie électronique de mégavol- tage dans 30 cas de cancer du sein. L'analyse quantitative de 530 images portiques de mégavoltage et la comparaison avec 30 clichés digitalisées de simulation a été . réalisée. Cinq mesures linéaires proposées par O. Pradier et coll (1999) ont été prises pour chaque cliché de simulation et de vérification. La distance centrale du poumon (CLD = Central Lung distance) représente, dans le plan central du faisceau, la distance du bord dorsomédial du faisceau à la paroi thoracique interne. La distance pulmonaire crâniale (CrLD = Cranial lung distance) est, dans le plan du faisceau à 4 cm du plan central, la distance du bord dorsomédial du faisceau à la paroi thoracique interne. La distance du bord central du faisceau à la peau (CBESD = Central beam edge to skin distance) est, dans le plan central du faisceau, la distan- ce de la peau au bord ventrolateral du faisceau. La largeur centrale irradiée (CIW = Central irradiated width) est définie comme la distance du bord dorsomédial du . faisceau à la peau. La distance crânio-caudale (CCD = craniocaudal distance) est enfin définie comme la distance à partir d'un repère particulier au bord caudal du champ. En ce qui concerne la position du patient dans le champ, les déviations standards moyennes de la différence entre les images de simulation et de traitement étaient estimées à 3,9 mm pour le CLD ; à 3,2 mm à + 4 cm ;à 3,6 mm pour le CIW ; à 3,3 mm pour le CBESD ; à 3,8 mm pour le CCD. Dans 90 % des erreurs de toutes les mises en place pour le traitement étaient jugées inférieures à 1 cm. La variation du CLD était considérée comme l'erreur la plus grande de la mise en place. Ce dernier paramètre semble être cliniquement le plus significatif. Au total la délivrance de traitement future devrait être améliorée, en introduisant des appareils de positionnement du patient tel que les coquilles thermoplastiques, L'appareil d'imagerie portique électronique (EPID) semble être un outil adéquate pour étudier la précision des mises en place de traitement comme celle-ci. Il y a comme une grande part d'arbitraire dans toutes ces considérations, L'irradiation du sein joue un rôle important dans le traitement du cancer du sein après la chirurgie, il est donc urgent à adapter la technique et la technologie à cette attente. Les inhomogénéités de dose qui résulte en surdosage à certaines régions pouvant survenir dans le sein et des sous-dosage dans d'autres régions puisque la mise en place du traitement diffère de celle prescrite dans le plan de traitement (J. Das et al, 1993 ; J. R. Gray et al, 1991). Il a été démontré que l'effet cosmétique doit être plus vraisemblablement pauvre et la fibrose pulmonaire est plus fréquemment observée chez des grands patients (J.R. Gray et al, 1991). Ceci peut être causé par une inhomogénéité plus grande de la dose (L. M. Chin et al, 1989) dans le tissu mammaire et un volume pulmonaire irradié plus large (O. Pradier et al, 1999). Il faut donc plus de délicatesse que ce qui est aujourd'hui admise. Si le site irradié est bien immobilisé, nous pouvons observer une très bonne exactitude du traitement, le meilleur exemple étant l'immobilisation de la tête et du cou avec les appareils de contention, Orfit. Hess et coll.(1995) ont rapporté une erreur moindre que 5 mm pour plus de 80 % des champs. Des résultats comparables ont été observés pour l'irradiation du cerveau et des méninges crâniennes, lorsque la tête était immobilisée avec un appareil de contention Orfit (R.D. Kortmann et al, 1995, cité par O. Pradier et al, 1999), mais les répères instantanées manquent à ces différentes mesures. Dans le travail courant, les erreurs de placement du champ ont été quantitativement évaluées pour un grand groupe homogène des patients recevant un traitement standardisé. L'exactitude de l'alignement du champ était analysé séparément, jour après jour, pour la transmission du simulateur vers la machine de traitement et les variations au cours de l'évolution du traitement. La distribution de la fréquence cumulative de nos données montrait que dans 90 % des cas les erreurs de mise en place ont été inférieures à 1 cm. Les différences moyennes, la déviation standard moyenne et la déviation maximum ont été analysées et comparées aux résultats des autres études (tableau 3). La valeur moyenne de la différence entre la simulation et les clichés portaux quotidiens est de 1,88 mm pour le CLD avec une déviation standard de 3,95. La différence moyenne est de - 1,94 et - 0,63 pour les paramètres CBESD et le CCD (tableau 2). Les déviations standards sont respectivement de 3,31 et 3,8. Pour le paramètre CIW, la déviation de nos résultats est moindre que celle de C.L. Creutzberg et coll.(1993) ou de A. Lirette et çoll,(1995). Les erreurs de transfert inhérentes à la mise en place basées sur les données de la scanographie CT et de la simulation peuvent affecter considérablement l'exactitude globale du traitement, comme le montre la figure la. L'exactitude des alignements des champs est influencée par divers facteurs tels que l'immobilisation du patient ou . l'organe traité, qu'il s'agit d'évaluer exactement à l'aide d'un outil approprié. Ceci, dans la mesure où le sein est un organe mobile, et même quand l'isocentre est marqué sur la peau du sein, ce dernier est régulièrement soulevé par l'ampliance respiratoire de la paroi thoracique. La mobilité du sein pourrait influencer l'exac- titude de la mise en place de la radiothérapie. A ce propos une étude prospective a . été entreprise par O. Pradier et coll. (il n'y a nullement besoin d'une étude pour le comprendre) pour mesurer l'exactitude de positionnement du champs dans leur établissement. Les désaccords dans la mise en place y sont jugés légèrement plus élevés que ceux décrits par G. van Thienhoven et coll. (1991) ou A. Lirette et coll.(1995). La subjectivité est ici de rigueur. Les désaccords inter-fractions y étaient . inférieurs à la différence entre la simulation et les clichés portaux quotidiens. Malgré tout, la seconde découverte importante dans l'étude de O. Pradier et coll. (1999) était que le CLD, représentant le volume du poumon irradié, montrait un degré plus élevé de variabilité. Ce déplacement est, puisque le volume du tissu pulmonaire irradié est corrélé à la pneumonie radique fait de façon particulière, . selon S. L. Kwa et coll. (1998). Les raisons en faveur des déplacements du champ en radiothérapie conservatrice pourrait être soit le positionnement instable de la patiente soit la difficulté de marquer l'isocentre sur le sein. Les deux problèmes pourraient être abordés en créant un appareil de fixation du sein, comme proposé par C.L. Creutzberg et coll.(1993). Les patientes n'étaient pas immobilisées avec un . cache hemicorporel modifié (cradle hemibody customized) de variation, une variation du CLD de 3-5 mm dans 26 %, 5-10 mm dans 25 %, et > 10 mm dans 6 %. Les résultats très pauvres, obtenus comparé pour la même localisation de traitement à l'étude avec la variation du CLD étant au cours de l'étalement du traitement de radiothérapie de 5 mm dans 35 %, 5-10 mm dans 25 %, et > 10 mm dans 10 %. Les données de O. Pradier et coll. (1999) sont en accord avec les observations rapportées antérieurement. La variation la plus élevée de la mise en place du traitement avait lieu à la transmission du simulateur vers l'accélérateur. Subséquemment, des variations durant la délivrance du traitement ont été plus faibles. La variation de la distance pulmonaire centrale était la plus grande erreur de la mise en place. Ce paramètres est considéré comme cliniqu.ement le plus significatif. La délivrance future du traitement devra être améliorée en introduisant des appareils de positionnement du patient tels que les appareils de contention thermoplastique en vue de garder la reproductibilité du. positionnement. (Derrière un tel dispositif il peut encore y avoir recul du volume par fonte musculaire ou expansion par gain de poids. . La question ne peut donc pas être définitivement clos de cette façon-là). # 5.5. 3.3. 4. - Irradiation de la Prostate L'objectif de la présente invention est d'irradier quelle que soit la localisation dans des conditions proches de l'irradiation interstitielle des implats locaux sans les inconvénients de ces derniers, à savoir les débits de dose non uniforme sont inévita- . blés dans les traitements prostatiques impliquant, comme cela se fait dans l'art, des sources internes ;débits provenant, selon M.A, Ebert et S.F. Zavgorodni (Modeling dose response in the présence of spatial variations in dose rate. Med Phys 2000 Feb ; 27 [2] : 393-400. ) des effets du déséquilibre électronique aussi bien que de la non uniformité de la distribution de l'activité, L Dans le but d'évaluer, en utilisant chez des patients subissant la radiothérapie pour le carcinome de la prostate l'imagerie portique électronique, l'exactitude des mises en place quotidiennes. J.A. Stryker et coll. (1999) ont utilisé une chambre à ion liquide pour évaluer l'exactitude des mises en place chez 25 patients consécutifs subissant une évolution de 6 semaines de radiothérapie de la prostate. Des images électroniques (EPIs) ont été collectées, au cours des 33 traitements à chacun des quatre portes d'entrée. Les positions des structures anatomiques sur les EPIs ont été comparées avec les mêmes structures observées sur les radiographies digitalement reconstruites (DRRs) faites après la simulation scanographique (CT) avant de commencer la radiothérapie. Les déplacements des EPIs comparés aux DRRs ont été i. calculés par ordinateur en millimètres dans les directions latérales, longitudinales et rotationnelles pour chaque porte d'entrée. 11 patients avaient des portes d'entrée déplacées à cause des désaccords entre les EPIs et les DRRs ; nécessitaient des déplacements dans les cinq premiers traitements pour corriger les erreurs systématiques (simulateur). Dans les directions droite-gauche et antéro-postérieur, environ 95 % des EPIs étaient à l'intérieur d'un intervalle de 5 mm de la position du port simulé. Dans la direction supéro-inférieure, 98 % des portes d'entrée étaient dans l'intervalle de 5 mm de la position de la porte simulée. Deux patients avaient des erreurs dans le plan rotationnel sur les portes d'entrée latérales (respectivement 8 degrés et 10 degrés). Il en a été conclu que l'imagerie électronique quotidienne serait une technique effective pour évaluer l'exactitude des mises en place, en radiothérapie de la prostate (J.A. Stryker, J. Shafer, and R.E. Beatty : Assessment of accuracy of daily installations in prostate radiotherapy using electronic imaging. Br J Radiol 1999 Jun ; 72 (858) : 579-83. ). Par ailleurs, un système mobile de ciblage transabdominal (BAT) basé sur l'ultrasonographie a été développé qui peut localiser de manière stéréotaxique la position de la prostate chaque jour de traitement et intégrer directement cette information dans le système de planification de traitement. La vérification quotidienne de la cible facilite une réduction marquée des marges de planification de traitement en corrigeant le mouvement d'organe potentiel et les erreurs de mise en place. Des études préliminaires ont été réalisées pour établir la précision de la localisation ultrasonore. Ce rapport quantifie l'ampleur des paramètres de déplacement de l'isocentre du patient pris en compte au cours de la mise en oeuvre clinique de ce système (J. Lattanzi, S. McNeeley, S. Donnelly, E. Palacio, A. Hanlon, T. E. Schultheiss, G.E. Hanks : Ultrasound-based stereotactic guidance in prostate cancer- quantification of organ motion and installation errors in external beam radiation therapy.). L'uréthrographie rétrograde est communément utilisée pour définir l'apex de la prostate à la simulation. L'étude de S. Malone (2000) a évalué l'hypothèse que l'uréthrographie provoque le déplacement de la prostate, résultant en une erreur dans le planification de traitement. Quarante-cinq patients atteints de carcinome de la prostate ont évalués. Des grains d'or ont été placés dans l'apex, la paroi postérieure, et la base de la glande. Dans les 20 premiers patients, la position de l'apex définie par des grains a été comparée à la simulation (avec uréthrogramme) et au Jour 1 du traitement ( sans uréthrogramme). Dans la seconde cohorte de 25 patients, les effets d'uréthrographie sur la position de la prostate ont été évalués directement à la simulation en comparant la position de l'apex pré- et post-uréthrographie. Une analyse a été réalisée pour estimer l'impact possible du mouvement de la prostate uréthrogramme-induit sur le couverture de la cible. Le déplacement (displacement) supérieur moyen dans la première et la seconde cohorte était respectivement de 5,2 mm et 6,8 mm (combiné au shift moyen de 6,1 mm. Avec une marge de champ de 10 mm en dessous de la pointe du cône de l'uréthrogramme, 56 % des patients dans cette étude pourraient avoir une couverture inadéquate de volume cible de planification (PTV). L'uréthrographie rétrograde provoque cause une ascension supérieure significative de la prostate. Une confiance stricte sur l'urethrographie en déterminant la marge inférieur du champ pourrait résulter en traitement inadéquate (S. Malone, R. Donker, M. Broader, S. Dahrouge, J. Szanto, L. Gerig, G. Bociek, and J. Crook : Effects of urethrography on prostate position : considérations for radiotherapy treatment planning of prostate carcinoma. Int J Radial Oncol Biol Phys 2000 Jan 1 ; 46 (1): 89-93.) La Radiothérapie conformationnelle devrait servir plutôt à cerner cette réalité mou- vante de la cible y compris au niveau de la prostate enclavée dans le pelvis non seulement du point de vue des contours mais également du point de vue des aspects histobiologiques de la tumeur. Des études récentes ont démontré que l'imagerie spectroscopique par résonance magnétique (MRSI) de la prostate peut effectivement distinguer entre les régions d'épithélium prostatique cancéreux et normal. Cet outil d'imagerie diagnostique prend l'avantage sur la choline plus la créatine augmentées versus le ratio des citrates trouvés dans le tissu prostatique malin par rapport au tissu prostatique normal. On peut parvenir au même résultat avec la cinéscanographie de perfusion tissulaire de la présente invention. Pour décrire un nouveau module d'optimisation de la planification de traitement de curiethérapie, utilisant une techni- que de programmation de nombre entier qui utilise l'optimisation basée sur la biologie, une méthode, qui enregistre le MRSI aux images US obtenues en intraopératoire et incorpore cette information dans un système de planification de traitement, est décrite pour réaliser l'escalade de dose aux dépôts intra-prostatiques de la tumeur. Le MRSI a été obtenu pour un patient ayant un cancer de la prostate de Gleason 7 cliniquement localisé. Les ratios de choline plus créatine par rapport à la citrate était analysé pour la prostate et pour les cellules malignes des régions à risque élevé ont été identifiées. Les pics des ratios représentatifs sur le spectres RMN ont été calculés sur une grille spatiale couvrant le tissu prostatique. Une procédure pour cartographier les points des images est décrite. Une technique de nombre entier programmant est décrite comme un module d'optimisation pour déterminer la distribution optimale de grains pour une implantation interstitielle permanente. Les données du MRSI sont incorporés dans le système de planification du traitement pour tester la faisabilité de l'escalade e dose aux voxels positifs avec une sauvegarde relatif des tissus normaux environnants. La probabilité de contrôle tumoral (TCP) résultante est estimée et comparée au TCP pour l'implantation standard planifié pour la curiethérapie. Le système de planification de traitement de curiethérapie proposé est à même de réaliser une dose minimum de 120 % de la prescription de 144 Gy aux voxels MRS positifs de 100 -150 % à la prostate et de 100 à 120 % à l'urètre ont été maintenue. Lorsque comparé à un plan standard sans optimisation MRS-guidée, le TCP estimé pour le plan MRS-optimisé est supérieur. La TCP rehaussée était plus prononcée pour les volumes plus petits des depôts tumoraux intra-prostatiques comparé aux valeurs estimées de TCP pour des lésions plus grandes. En utilisant ce système d'optimisation de la curiethérapie, nous pouvons démontrer la faisabilité des distributions de dose MRS-optimisées pour les implants prostatiques permanents d'125I. Basés sur les estimées de la probabilité du TCP amélioré anticipé, cette approche peut avoir un impact sur l'aptitude d'escalader sûrement la dose et d'améliorer potentiellement le résultat pour les patients ayant un organe confiné mais des cancers prostatiques agressifs. La grandeur du rehaussement de la TCP et donc les risques d'ignorer les données RMN semblent être plus substantiels, lorsque la tumeur est bien localisée ; toutefois, le gain réalisable en TCP peut dépendre tout à fait considérablement de l'efficience de la détection tumorale par le MRS. L'étude de K. Kitamura et coll. (2000) sur la relation entre les paramètres techniques de la Radiothérapie externe et les complications concernant le traitement de la prostate fut réalisée pour revoir rétrospectivement, en tant que complication de la radiothérapie par faisceau externe pour le cancer localisé de la prostate et pour analyser la relation entre les paramètres techniques de la radiothérapie et les complications, l'évolution clinique du saignement rectal chronique. 71 patients avec le stade A2, B et C étaient traités, entre 1989 et 1998, par radiothérapie à champ local (dose totale 52,2 - 66 Gy, dose quotidienne de 2,0-3,28 Gy, surface du champ 30-81 cm2, nombre des champs 3-15 ports, les simulations de planification basées sur la radiographie ou le CT), dans trois institutions. Les protocoles ont été consistent durant cette même période à ces institutions. L'analyse multivariate révélait que la somme du Psa et du Gleason de pretraitement être, dans une période de suivi moyenne de 42 mois (allant de 12-119 mois), des prédicteurs statistiquement signifi- catifs des taux de 5 années sans récidive des antigènes spécifiques prostatiques (Psa). Les facteurs significatifs de risque pour le gradmg plus élevé de la morbidité aiguë était une dose biologique équivalente, alpha/bêta = 10 (BED10) > ou = 65 Gy, la dose par fraction > ou = 3,0 Gy, l'aire du champ > ou = 42 cm2, moins de portes (plus rares) et la simulation radiographique de planification. Toutefois, aucun paramètre n'a été associé au grading élevé de morbidité tardive. IIpatient CI 5,4 %) firent l'expérience d'une complication tardive GI : grade 1 (4,2 %), grade 2 (9,8 %), grade 3 (1,4 %). Le temps médian à la survenue du saignement rectal était de 12 mois après la radiothérapie et la durée moyenne de morbidité était de 11mois. La dose et la dose par fraction les plus élevées, la surface de champ la plus large, le port le moindre et la simulation radiographique augmentaient les grades de la morbidité aiguë. Une majorité des saignements rectaux chroniques étaient transitoires et répondaient au traitement conservatoire. (K. Kitamura, H. Shirato, K. Suzuki, N. Shinohara, T. Demura, T. Harabayashi, T. Nishioka, K. Kagei, N. Takayama, Y, Shinno, K. Kawakura, T. Koyanagi, and K. Miyasaka : The relationship between technical parameters of external beam radiation therapy and complications for localized prostate cancer. Jpn J Clin Oncol 2000 May ; 30 (5) : 225-9. ). Mais tout ceci pourrait être éviter par une irradiation dont la visée est irréprochable et donc sans biais, ceci est aussi vrai pour le calcul de la dose délivrée. 5. 5.4. - Modélisation en vue d'une DOSIMETRIE EN TEMPS REEL et EN LIGNE du dispositif Dans la description précédente, la référence particulière est faite aux accélérateurs linéaires à onde voyageant, puisque chacun des accélérateurs linéaires sont en usage commun, dont la simulation et la dosimétrie peuvent être faite à partir des données de l'appareil de stéréoradioradiothérapie et de la présente invention. Cependant, il est évident que les avantages de notre invention s'appliquent également bien à la dosimétrie des sources de télécuriethérapie comme aux sources multiples des photons X d'orthovoltage, moyennant une modélisation intégrée dans le calculateur du dispositif. La dosimétrie de haute résolution est, excepté en Radiothérapie stéréotaxique utili- . sée dans le traitement de petites lésions bien délimitées, une préoccupation dans tous les domaines de la Radiothérapie. La StéréoRadiothérapie dynamique est une technique d'irradiation externe bicéphalique d'une symétrie en miroir. Contraire- ment à la Radiothérapie fractionnée conventionnelle, une dose élevée des radiations en Radiothérapie stéréotaxique est souvent administrée en une séance unique. . Pour éviter les effets secondaires, la sauvegarde de tissus sains réalisée par le fractionnement de la dose, doit être compensée par une dose correspondante plus faible au tissu normal adjacent à la cible de Radiothérapie. Cette exigence basique peut être complètement remplie par une technique d'irradiation soigneusement élaborée, permettant une délivrance sélective notamment par faisceaux simultanés multiples et exactement reproductible de la dose au volume cible. La planification exacte du traitement nécessite une connaissance détaillée dans le faisceau individuel de la distribution de la dose afin de déterminer la distribution de la dose à l'intérieur . du patient. Les données physiques requises par le système de planification de traitement doivent souvent être expérimentalement déterminée. Plusieurs études sur les caractéristiques spécifiques des faisceaux photoniques et électroniques ainsi que sur les méthodes d'exécuter les mesures de dosimétrie du faisceau photonique étroit, ont été conduites par différentes équipes (Rice et al, 1987 ; Heyderian et al, 1996 ; Rustzi and Frye, 1995 ; McLaughlin et al, 1994 ; et al, 1998, Francescon et al, 1998 ; McKerracher and Twaites, 1999). Elles peuvent être en plus de la méthode des kernels d'énergies adaptées à des sources multiples d'irradiation photonique simultanée et la présente invention peut servir d'outil de calcul de telles procédures pour d'autres appareils thérapeutiques plus conventionnels. 5.5.4.1. - Procédures dosimétriques de Mon te-Carlo susceptibles d'être appliquées en ligne et en temps réel Dans le début des années 1990, la technologie de console d'ordinateur s'est améliorée, à tel point que la taille et le coût des ordinateurs requis pour les applications du transport de Monte-Carlo les a rendus réalisables pour un usage plus répandu. Cette technologie, couplée aux progrès des méthodes de transport de MonteCarlo de LLNL, a fourni une opportunité unique d'appliquer à la Radio-Oncologie la technologie avancée de modélisation par ordinateur. C'est ainsi que Chandler et coll. ont proposé le calcul de la dose dans le corps, en utilisant le transport tridimensionnel de Monte-Carlo. Les neutrons, les protons, les deutérons, les tritons, l'hélium-3, les particules alpha, les photons, les électrons, et les positrons sont transportés de façon entièrement couplée, en utilisant la Monte-Carlo All- Particle Method (MCAPM) développée au LLNL. Les éléments majeurs du système de Chandler et coll. exposé ci-après comprennent un ordinateur, un fichier des données digitalisées contenant la description du patient (un scan CT), une description de la source des radiations, un logiciel de transport de Monte-Carlo, et des fichiers digitalisés de sortie contenant les distributions de la dose. L'utilisateur peut définir, soit manuellement soit à partir d'une seule coupe de tomographie calculée (CT) du patient, une maille cartésienne de transport. Si la maille de transport est obtenue à partir d'une coupe scanographique, les dimensions x et y de la zone sont définies comme les dimensions de chaque pixel sur la coupe scanographique, pendant que la dimension z~ représentée par l'espace entre les coupes scanographiques. Chaque zone à l'intérieur de ladite maille est, d'après Chandler et coll. (WO 97/32630) affectée d'un nombre matériel associé à une composition et à une densité atomique spécifiques. Les matériaux sont attribués en utilisant un algorithme de seuillage du logiciel basé sur les gammes de nombres tomodensitométriques (CT) ou peuvent être attribués manuellement. La source des radiations peut être définie comme un ensemble des faisceaux externes (ou des sources radioactives internes), chaque élément de la source des radiations (faisceau ou source interne) est caractérisé par sa forme et sa position dans l'espace, aussi bien que par la distribution de l'énergie et la direction des particules qu'elle émet. Pour les faisceaux externes, la source de radiation est définie comme un faisceau complexe ou un ensemble de faisceaux dans une portique isocentrique et une géométrie standard de la table. L'utilisateur spécifie la portique de l'accélérateur, le collimateur et les angles de la table, aussi bien que l'emplacement (x,y,z) du centre (isocentre), dans la maille de transport, de rotation table / accélérateur. L'énergie et la direction de chaque particule sont décrites dans l'espace (le plan de définition du faisceau) par rapport à un plan qui est défini comme étant perpendiculaire au rayon connectant la source des radiations à l'isocentre portique/table. Les particules sont transportées à partir de la source ponctuelle vers le plan de définition du faisceau. Le plan de définition du faisceau est divisé en une série d'anneaux concentriques. Chaque anneau concentrique peut avoir une énergie et une distribution angulaire différente associée à ce dernier. Selon l'endroit territorialement situé sur le plan de définition du faisceau où la particule débarque, une énergie nouvelle et un angle nouveau lui sont donnés en échantillonnant à partir de l'énergie et des distributions angulaires choisies des bibliothèques numérisées qui comprennent des options monoénergétiques, monodirectionnelles, de l'ordinateur aussi bien que des énergies et des distributions angulaires dérivées des simulations de Monte-Carlo des systèmes réels de délivrance du faisceau. Les distributions angulaires choisis par l'utilisateur modifient, au plan de la définition du faisceau, la trajectoire de la particule. La forme du champ est définie, lorsque les particules passent au travers des mâchoires du collimateurs ainsi au travers d'un compensateur optionnel et / ou un bloc modelant le champ. Le transport des particules à travers les mâchoires du collimateur est réalisé par un rayon traçant, alors que les méthodes de Monte-Carlo sont plutôt utilisées pour transporter, au travers du compensateur et du bloc. Une fois que chaque particule émergeante sort du système de collimation du faisceau (mâchoires, compensateurs, et bloc) elle est, d'après Chandler et coll (WO 97/32630) transportée vers la maille du patient. Chandler et coll. réalisent ainsi les calculs du transport de Monte-Carlo, en un système des coordonnées du patient sans les moyens dans l'art actuel de l'établir instantanément, sachant qu'une particule est d'abord sélectionnée à partir de la source des radiations. Elle est, selon le type, passée vers le neutron, le photon, l'électron / le positron, appropriée ou vers le conditionnement du transport de la particule, où elle est suivie à la trace jusqu'à ce qu'elle subisse une collision. Pour les particules chargées (électrons, positrons, et particules chargées lourdes), l'énergie est déposée, en combinant la distance parcourue à l'information de la chute (slowing down) de l'énergie stoppante prédéterminée. Chaque réaction nucléaire et chaque interaction de photon est manipulée en faisant appel au Monte-Carlo AllParticle Method (MCAPM). Ce passage d'une particule incidente donnée retourne les énergies et les angles de toutes les particules secondaires résultantes de la collision. Ces dernières particules sont stockées dans une banque secondaire. Le contrôle est ensuite retournée au traqueur de Monte-Carlo qui sélectionne à partir de la source des radiations une particule provenant de la banque secondaire ou quand la banque est épuisée. Ce processus se poursuit jusqu'à ce que toutes les particules de la source et de la banque secondaire soient suivies (Chandler et al :WO 97/32630). Le conditionnement du logiciel PCAPM est un système des données et d'algorithmes qui réalise la physique de collision des particules en vue de la simulation de nombreux types des particules. Les bibliothèques des données nucléaires et atomiques mentionnées ci-dessus décrivent avec la matière l'interaction des neutrons, des photons, des électrons, et des particules chargées lourdes. Chaque interaction peut aboutir à la production de n'importe laquelle de ces particules. Les données additionnelles décrivant les interactions de Coulomb des électrons sont incluses dans le système de Chandler et coll. (WO 97/32630). Bien que les sections transversales des faisceaux des neutrons et des particules lourdes chargées soient en moyenne, dans le système de Chandler et coll., au-dessus des groupes d'énergies ou des coffres, chaque particule possède une valeur d'énergie discrète autorisant une cinétique de collision de s'exécuter sur une base de la métho- de d'énergie continue pure (stockant autant d'information que nécessaire pour décrire complètement la dépendance de chaque paramètre de collision à l'énergie) et la méthode multi-groupe pure (stockant tous les paramètres de collision sur un groupe d'énergie ou sur la base de coffre), en autorisant une base des données de section plus petite, tout en en retenant la cinématique exacte. Les sections de photon sont interpolées entre les points d'énergie discrète. Les neutrons et les photons sont transportés, en utilisant les méthodes standardes analogues de Monte-Carlo. L'énergie transférée aux particules qui ne sont pas en train d'être suivies à la trace est déposée avec le dépôt d'énergie localement attendue fournissant la réduction de la variance. Pour les particules chargées lourdes, les réactions nucléaires et la diffusion de Coulomb à grand angle sont traités sur une base d'événement par événement, pendant que toutes les autres interactions de Coulomb sont prises en compte avec la méthode de l'histoire condensée. La méthode d'histoire condensée utilise les idées de la Physique du transport pour combiner les effets des interactions multiples, lorsque celle-ci parcourt une distance spécifiée. Pour prendre en compte les collisions multiples de Coulomb qui surviennent à l'intérieur d'une étape d'histoire condensée de la particule chargée, Chandler et coll. (WO 97/32630) proposent de modifier, quant à eux, l'énergie de la particule et sa trajectoire en utilisant des distributions pseudo-Gaussiennes avec des variances déterminées à partir de la section de diffusion de Rutherford (energy straggling) de l'approximation d'Highland à une distribution (diffusion multiple) de Molière. *Sachant qu'électrons et positrons sont transportés, en utilisant une méthode d'histoire condensée de Classe II, la diffusion à grand angle de Coulomb et la production de bremsstrahlung sont modélisées sur une base d'événement par événement, pendant que toutes les autres interactions de Coulomb sont prises en compte avec la méthode d'histoire condensée. Après chaque étape de l'histoire condensée, la trajectoire de l'électron (ou positron) est modifiée en échantillonnant à partir d'une distribution de Molière. Ce système, Macro Response Monte-Carlo Method, peut, en tant qu'une alternative à l'histoire condensée être utilisée dans l'avenir. Le conditionnement du transport de Monte-Carlo calcule l'énergie déposée à partir de la source des radiations, en créant une cartographie cartésienne tridimensionnelle de l'énergie déposée à l'intérieur du patient. Quand les calculs de Monte-Carlo sont complets, la cartographie du dépôt d'énergie est convertie en une cartographie de la dose absorbée, et elle est, selon Chandler et coll. (WO 97/32630), rappelée en arrière vers l'utilisateur (client treatmentplanning code). L'entrée (description du patient et celle des sources des radiations et les options utilisateur du code de contrôle) ainsi que celui de la sortie (cartographie tridimensionnelle de la dose) sont lues et écrites dans un ensemble des fichiers, qui se conforment aux spécifications du TapelNetwork Format for Exchange of Treatment Planning Information, Version 3.00 [01/10/94], dont la maintenance est couramment faite par le Centre NCI Prostate Collaborative Working Group RTOG 3D QA Center, de Washington University, à St. Louis (USA). On se réfère à ces fichiers comme à des fichiers AAPM standards. La forme des données d'entrée et de sortie peut, selon Chandler et coll. (WO 97/32630), changer à l'avenir en vue de l'accommoder aux normes de la nouvelle industrie ou de permettre le lien plus direct avec le système commercial de planification de traitement du patient. On passe donc son temps à calculer ! Calculer le volume cible, les marges de sécurité autour dudit volume cible, calculer les diverses incertitudes, les images de synthèse pour vérifier l'alignement balistique, etc. et il reste très peu de temps à consacrer effectivement à la radiothérapie. C'est ainsi que l'on s'éloigne toujours un peu plus de l'objectif: faire mieux, moins cher et plus rapidement, sans compter le nombre du personnel qu'il faut impliquer dans tous ces divers processus. 5.5.4.2. - Procédures dosimétriques de Monte-Carlo pour les faisceaux d'électrons Une approche hybride a été faite par Jiang et coll. et mise au point pour déléguer à la planification de traitement de Monte-Carlo les systèmes des faisceaux d'électrons. L'approche est basée sur l'assertion selon laquelle les accélérateurs de même type ont des caractéristiques du faisceau d'électrons très similaires et une différence majeure à partir d'un réglage fin à la fenêtre de sortie de l'énergie incidente des électrons sur site unique. Pour un type d'accélérateur, une machine de référence peut être sélectionnée et simulée avec la méthode de Monte-Carlo. Un modèle de source multiple peut être construit pour la simulation complète de Monte-Carlo du faisceau de référence. En proposant les faisceaux d'électrons provenant d'autres accélérateurs du même type, le spectre d'énergie était, dans le modèle de la source, réglées pour harmoniser les distributions mesurées de la dose. Un accélérateur Variait Clinac 2100C a par exemple été choisi comme une machine de référence et un modèle, établi sur la base des simulations de Monte-Carlo, de faisceau à quatre sources. Ce modèle de faisceau simplifié peut être utilisé pour générer, de façon exacte (dans l'intervalle de 2 % / 2 mm comparé à celles calculées avec les données de l'espace des diverses phases), les distributions de Monte-Carlo de la dose des faisceaux d'électrons à partir d'une machine de référence ayant des énergies nominales différentes, des dimensions d'applicateurs (différentes) et des SSDs différentes. Trois faisceaux d'électrons ont été proposés, en ajustant le spectre d'énergie dans le modèle de la source. Les distributions calculées de la dose avec le modèle de la source ajustée ont été comparées aux distributions de la dose calculée, en utilisant les données spatiales de phase de ces faisceaux. L'accord est dans la plupart des cas réalisé dans l'intervalle de 1 % et de celui de 2 % dans toutes les autres situations. Cette étude préliminaire a montré une capacité d'approche proposant de manipuler de large variation d'énergie incidente des électrons. La possibilité de réaliser cette approche de façon plus souple est également discutée par Jiang et coll. (2000). La simulation du transport de Monte-Carlo des radiations est considérée par ces différents auteurs comme étant une des méthodes les plus exactes de calcul de la dose de radiothérapie. Avec le développement rapide de la technologie informatique, le Monte-Carlo basé sur la planification de traitement de radiothérapie est devenue pratique. Une exigence basique de la planification de Monte-Carlo du traitement est une connaissance détaillée des faisceaux de radiation des accélérateurs médicaux. Une approche pratique pour obtenir ceci est de réaliser la simulation du transport de radiation de Monte-Carlo dans l'accélérateur médical, Et qui plus est, la modélisa- tion de Monte-Carlo de la tête de la machine de traitement peut également améliorer la compréhension des caractéristiques cliniques du faisceau, en fournissant plus des 5, données réalistes du faisceau. Ma et coll, (1999) résument dans leur article le travail des deux décades passées sur la simulation de Monte-Carlo des faisceaux d'électrons des accélérateurs médicaux. Il faut sinon être conscient que des facteurs existent pour contredire systématiquement cette prévision dosimétrique. L'introduction en radiothérapie de la modulation dynamique d'intensité, utilisant les '. faisceaux conventionnels de photon dans lesquels le balayage des faisceaux des particules, requiert des méthodes additionnelles et efficientes de vérification de la dose. Les mesures de la dose générées de façon dynamique dans les distributions de la dose au moyen d'une chambre d'ionisation unique requièrent une application complète du champ de traitement pour chaque mesure unique. Les mesures sont 5. donc réalisées par l'usage simultané des chambres d'ionisation multiples. La mesure est réalisée par un système contrôlé par ordinateur et se compose des étapes suivan- tes : (a) positionnement automatisé des chambres d'ionisation, (b) mesure à ces différents points, (c) comparaison avec la dose calculée à partir du système de planification de traitement, et (d) documentation de la mesure. Les chambres d'ioni- 1. sation sont lues à haute voix par un électromètre multi-canal et sont densément conditionnées dans un montage de polyméthylmétacrylate, qui est attaché au bras d'un fantôme tridimensionnel aqueux piloté par un moteur. Les valeurs mesurées et planifiées de la dose sont aussi bien numériquement que graphiquement affichées. La déviation moyenne entre les doses mesurées et planifiées aussi bien que leurs déviations standards sont calculées et affichées. Grâce à la documentation complète imprimée, la mesure est obtenue et une décision rapide peut être prise lorsque la distribution de la dose est acceptable pour le patient- Le système est maintenant utilisé en routine par Karger et coll. (1999) pour la vérification de la dose du projet de thérapie aux ions lourds au Gesellschafifur Schwerionenforschung, à Darmstadt. Jusqu'à la date de la publication de l'article par ces auteurs, 242 mesures ont été réalisées pour le traitement aux ions lourds de 30 patients. Ce dernier système autorise une vérification et une documentation efficientes des champs des ions carbone et il est en principe également applicable aux faisceaux de photon à intensité modulée. Par ailleurs, des petits champs où l'équilibre électronique n'est pas réalisée sont de façon croissante en train de devenir importants en pratique clinique. Ces situations complexes donne une élévation aux problèmes et aux inexactitudes dans les dosimétries et le calcul analytique/empirique de dose ensemble, et requièrent donc d'autres méthodes que celles conventionnelles. C'est pourquoi un détecteur en . diamant naturel et une chambre d'ionisation plate parallèle ont été sélectionnés par H. de Vlamynek et coll. pour la dosimétrie clinique dans les faisceaux de 6 MV. Les résultats et les simulations utilisant le système BEAM/EGS4 de Monte-Carlo, pour modéliser la géométrie du faisceau, ont ainsi été comparées avec les mesures de la dose. Une modification du module de la composante existante des collimateurs . multi-lames (MLCs) permettraient la modélisation d'un accélérateur linéaire SL 25 (Elektra Oncology Systems) équipé d'un MLC ayant des lames à extrémités incur- vées. Une méthode mécanique de mesure avec des plaques espaceuses et une tech- nique de détection du bord lumineux du champ sont décrites comme des méthodes pour obtenir, en vue d'une application dans le système de Monte-Carlo, les données . géométriques des ouvertures du collimateur. Généralement un bon accord est trouvé entre les mesures et les calculs des distributions de la dose en profondeur et les déviations restent de façon typique inférieures à 1 %. Les profils calculés pour un champ de 10 x 2 cm2 de la dose latérale excèdent légèrement les distributions mesurées près du niveau le plus élevé des pénombres, mais elles s'accordent bien . dans tous les autres cas avec les mesures des profils. Les simulations sont également aptes à prédire les variations des facteurs de sortie ainsi que les rapports, en tant que fonction de la largeur du champ et du champ d'offset, des facteurs de sortie. Les résultats de Monte-Carlo publiés par H. de Vlamynck et coll. (1999) démontrent que les modifications qualitatives dans les spectres d'énergie sont trop petites pour expli- . quer ces variations et que les facteurs géométriques affectent spécialement les fac- teurs de sortie ainsi que les courbes et les profils de dose en profondeur . La technique consistant à extraire les spectres d'énergie des électrons à partir des distributions mesurées de la dose le long de l'axe central des faisceaux cliniques d'électrons est exploré en détail. Les spectres cliniques mesurés avec cet outil de spectroscopie simple sont démontrés comme étant suffisants en exactitude et en résolution pour l'usage dans la planification de traitement de Monte-Carlo. Une série des courbes mono-énergétiques de la dose en profondeur d'énergie espaçante appropriée, précalculée pour un modèle de faisceau simple, avec le procédé de Monte-Carlo sont déployées à partir de la courbe en profondeur de la dose mesurée. Le modèle du faisceau qui comprenait un électron en point et une source de photon placés dans une enceinte vide avec une distance de la source à la surface de 100 cm. L'erreur systématique introduite par ce modèle affecte la courbe de dose en profondeur calculée à environ 2 % / 2 mm. La composante, d'abord soustraite au déploiement, de la dose due au bremsstrahlung de la tête de traitement est estimée à partir du spectre de Schiff de la cible mince dans 0,3 % de la dose totale maximum (à partir des électrons et des photons) sur l'axe du faisceau. Les paramètres de déploiement optimal sont choisis, sur la base des principes physiques. Le déploiement est fait avec le code FERDO du domaine publique. Les comparaisons ont été faites avec les spectres publiés, antérieurement mesurés avec la spectroscopie magnétique et avec les spectres calculés avec la simulation de la tête de traitement. L'approche donne des spectres lisses avec une résolution moyenne des 27 faisceaux étudiés de 16 3 % d'énergie moyenne de pic. L'énergie de pic moyenne des spectres du spectromètre magnétique a été calculée à l'intérieur de 2 % pour les accélérateurs de faisceau de balayage AECL T20, 3 % pour la machine Philips SL25, basée sur la feuille diffusante. Le nombre d'électrons de faible énergie dans les spectres de Monte-Carlo est estimé par déploiement avec une exactitude de 2 %, par rapport au nombre total des électrons dans le faisceau. Les courbes de la dose en profondeur de l'axe central calculées à partir des spectres de déploiement sont à l'intérieur de 0,5 % / 0,5 mm des courbes de dose en profondeur mesurées et simulées, excepté à proximité de la fourchette pratique, où les erreurs de 1 % /11 mm sont évidentes (B.A. Faddegon and I. Blevis : Electron spectra derived from depth dose distributions ; Med Phys 2000 Mar ; 27 (3) : 514-26). REFERENCES - AAPM : A protocol for the determination of absorbed dose from high-energy photons and électrons. Med Phys 10 ; 1983 : 741. - AAPM : Clinical électron beam dosimetry : reportof AAPM Radiation Therapy Committee Task Group N 25. Med Phys 18 ; 1991 : 73-109. - A. Ahnesjo : Analytic modeling of photon from applatissants filters in photon therapy beams, Med Phys 21 ; 1994 : 1227-1235. - A. A. al-Beteri and D.E. Raeside : Optimal electron-beam treatment planning for retinoblastoma using a new three-dimensional Monte Carlo-based treatment planning system. Med Phys19 ; 1992 : 125-135. - M. M. Ali and C. Storey : Topographical multilevel single linkage ; J Global Optimization 5 ; 1994 : 349-358. - M. M. Ali and C. Storey : A new topographical algorithm for global optimization. J Faculty Sci 7, 1995 :132-138. - M. M. Ali, C. Storey and A. Torn: Application of some stochastic global optimization algorithms to practical problems. J Optimization Theory Appl 95 ; 1997 : 545-563. - P. Andreo : Monte Carlo simulation and électron transport in water. Absorbed dose and fluence distributions. Report FANZ/80/3 (University of Zagora, Spain : Department of Nuclear Physics) ; 1980. - P. Andreo : Monte Carlo techniques in medical radiation physics. Phys Med Biol 36; 1991 : 861-920. - P. Andreo and A. Brahme : Restricted energy loss straggling and multiple scattering of électrons in mixed Monte Carlo procedures. Radiat Res. 100 ; 1984: 16-29. - P. Andreo, A. Brahme, A. Nahum, and O. Mattsson : Influence of energy and angular spread on stopping-power ratios for électron beams. Phys Med Biol 34 ; 1989 :751-768. - P. Andreo and A. Fransson : ratios and their uncertainties for clinical électron beam dosimetry. Phys Med Biol 34 ; 1989 : 1847-1861. - K. M. Ayyangar and S.B. Jiang : Do we need Monte Carlo treatment planning for Linac based stereotactic radiosurgery ? - A case study. Med Dosim 23 ; 1998 : 161-167. - J.P. Balog, T. R. Mackie, D. L. Wenman, M. Glass, G. Fang and D. Pearson : Multileaf collimator interleaf transmission. Med Phys 26 ; 1999 : 176-186. - J.M. Balter, R.K. Ten Haken, S. L. Lawrence, et al : Uncertainties in CT-based radiation therapy treatment planning associated with patient breathing. Int J Radial Oncol Biol Phys 36 ; 1996 : 167-174. - J. Barkhof, G. Schut, J.B. Flanz, M. Goitein, and J.M. Schippers : Vérification of the alignment of a therapeutic radiation beam relative to its patient positioner. MedPhys 26[11] ; 1999 : 2429-2437. . - G. Baroni, G. Ferrigno, R. Orecchia, and A. Pedotti : Real-time three-dimensional motion analysis for patient positioning vérification. Radiother Oncol 54 [Il 2000 : 21-7. - G. Baroni, R. Orecchia, F. Torretta, G. Ferrigno, and A. Pedotti : Automatic opto-electronic control of patient position in radiotherapy for breast carcinoma [abstract]. Radiol Med (Torino) 98 [1-2] ; 1999 : 78-84. - A. Bel, M. van Herk, and J.M. Lebesque : Target margins for random geometrical treatment uncertainties in conformai radiotherapy. Med Phys 23 ; 1996 : 1537- 1545. - A. Bel, H. Bartelink, R.E. Vijlbrief, et al : Transfer errors planning CT to simu- lator : A possible source of setup inaccurancies ? Radiother Oncol 31 ; 1994 : 176-180. - G.C. Bentel, L. B. Marks, R. Krishnamurthy : Impact of cradle immobilization on setup reproducibility during external beam radiation therapy for lung cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys 38 ; 1997 : 527-531. S.M. Bentzen and S. Dische : Late morbidity : the Damocles Sword of radiotherapy ? Radiotherapy and Oncology, 2001, vol 61, n 3 : pp. 223-232 - M.J. Berger and S.M. Sletzer : The influence of scattering foils on absorbed dose distributions from électron beams. Report NBSIR 78-1552 (Gaitherburg : NBS) ; 1978. . - A. F. Bielajew : Monte Carlo Modeling in external electron-beam radiotherapy - why leave it to chance? Proc 11th Int Conf on the Use of Computers in Radiation Therapy ed A.R. Hounsell, J.M. Wilkinson and P.C. Williams (Manchester : North Western Medical Physics Department, Christie Hospital NHS Trust) ; 1994 :pp 2-5. - A.F. Bielajew, H. Hirayama, W. R. Nelson and D.W.O. Rogers : History, overview and récent improvements of EGS4 Report PIRS-0436 (Ottawa :NRCC) ; 1994. A.F. Bielajew and D.W.O. Rogers : PRESTA : the parameter reduced electron- step transport algorithm for électron Monte Carlo transport. Nucl Instrum Methods B ; 1987: 165-181. A. F. Bielajew and D.W.O. Rogers : Variance-reduction techniques Monte Carlo Transport of Electrons and Photons ed T.M. Jenkins et al (New York : Plénum) ; 1988 pp 407-419. - A.F. Bielajew and D.W.O. Rogers : A stardard timing benchmark for EGS4 Monte Carlo calculations. Med Phys 19 ; 1992 : 303-304. - A.F. Bielajew and P.E. Weibe : EGS-Windows - a graphics interface to EGS Report PIRS-0274 (Ottawa : NRCC) ; 1991. - R. Boellaard, M. van Herk, H. Uiterwaal, B. Mijnheer : First clinical tests using a liquid-filled electronic portal imaging device and a convolution model for the verification of the midplane dose. Radiother Oncol 47 ; 1998 : 303-312. - R. Boellaard, M. van Herk, H. Uiterwaal, and B.J. Mijnheer : A convolution model to convert transmission dose images to exit dose distributions. Med Phys 24 ; 1997 : 189-199. - C. G.E. Boender, A.H.G. Rinnooy and G.T. Timmer : A stochastic method for global optimization. Math Program 22 ; 1982 : 125-140. - Hans J. de Boer, John R. van Sômsen de Koste at al : Analysis and Reduction of 3-D Systematic and Random Setup Errors During the Simulation and Treatment of Lung Cancer Patients with CT-based External Beam Radiotherapy Dose Planning. Int J Radiat Oncol Biol Phys 49 [3] ; 2001 :857-868. - R. Bogaerts, D. Huyskens, C. Weltens, and A. Dutreix : Variation of relative transit dose profiles with patient-detector distance. Radiother Oncol 54 ; 2000 : 2937. - R. Bogaerts, A. van Esch, R. Reyman, and D. Huyskens : A method to estimate the transit dose on the beam axis for verification of dose delivery with portique images. Radiother Oncol 54 ; 2000 : 39-46. - S. N. Boon, H. Meertens, P. van Luijk, J.M. Schippers, S. Vinckier, J.M. Denis, J. Medin, and E. Grusell :A fast 2D phantom dosimetry system for scanning proton beams. Med Phys 25 ; 1998 : 464-475. - S. N. Boon, P. Luijk, T. Bôhringer, A. Coray, A. Lomax, E. Pedroni, B. Schaffner, and J.M. Schippers : Performance of a fluorescent screen and CCD camera as a two-dimensional dosimetry system for dynamic treatment techniques. Med Phys 27 (10) ; 2000 :2198-2208. - Borrell-Carbonell, J. P. Patau, M. Terrissol and D. Tronc :Comparison between expérimental measurements and calculated transport simulations for électron dose distributions inside homogeneous phantoms. Strahlentherapie 156 ; 1980 : 186-191. - T. Bortfeld, A.L. Boyer, W. Schlegel, D. L. Kahler, and T.J. Waldron : Realization and verification ofthree-dimensional conformai radiotherapy with modulated fields. Int J Radiat Oncol Biol Phys 30 (4) ; 1994 : 899-908. - A.L. Boyer, T.G. Ochran, C.E. Nyerick, and T.J. Waldrom : Clinical dosimetry for implementation ofa multileaf collimator. Med Phys 19 ; 1992 : 1255-1261. - A. Brahme, B. Lind, and Nafstadius : Radiotherapeutic computed tomography with scanned photon beams. Int J Radiat Oncol Biol Phys 13 ; 1987 : 95-101. - J.F. Briesmeister : MCNP - a general Monte Carlo N-particle transport code, version 4A Report la-12625 (Los Alamos, NM: Los Alamos National Laboratory) ; 1993. - C. Brusasco, A. Cattai, R. Cirio, G. Dellascasa, M. Donetti, P. Isoards, F. Marchetto, C. Peroni, V. Rolando, M. Ruspa, A. Solano, and C. Zambernardi : Strip ionization chambers as 3-D detector for hadron therapy. Nucl Instrum Methods Phys Res A 389 ; 1997 : 499-512. - 25. J.M. Buatti, S. L. Meeks, W.A. Friedman, and F.J. Bova: Stereotectic radiosurgery : techniques and clinical applications. Surg Oncol Clin N Am 2000 Jul ; 9 [3] : 469-87, viii. - T.E. Burlin, J.M. Sidwell and B.M. Wheatley : Applications of Monte Carlo methods in medical radiology. Br J Radiol 46 ; 1973 : 398-399. - D. Burns, S. Duane, and M.R. McEwen : A new method to détermine ratios of électron stopping powers to an improved accuracy. Phys Med Biol 40 ; 1995 : 733-739. - R.W. Byhardt, J.D. Cox, A. Hornburg, G. Liermann : Weekly localization films and detection of field placement errors. Int J Radiat Oncol Biol Phys 4 ; 1978 : 881-887. - R.W. Byhardt, C. Scott, W. T. Sause, et al : Response, toxicity, failure patterns, and survival in five Radiation Therapy Oncology Group [RTOG] trials of sequential and/or concurrent chemotherapy and radiotherapy for locally advanced non-small cell carcinoma of the lung. Int J Radial Oncol Biol Phys 42 ; 1998 : 469-478. M. F. Chan, K.M. Ayyangar : Confirmation of target localization and dosimetry for 3D conformai radiotherapy treatment planning by MR imaging of a ferrous sulfate gel head phantom. Med Phys 22 (7) ; 1995 : 1171-5. - R. Corvo, F. Foppiano, M. Orsatti, F. Bisi, G. Ghiso, R. Martinelli, L. Valanzola, V. Vitale : The application of the multileaf collimator in radiotherapy : the dosimetric problems and the technical implications for its clinical use (abstract) Radiol Med (Torino) 94 (5) : 512-9. -1. Daftari, C. Castenadas, P. L. Petti, R. P. Singh, and L.J. Verhey : An Application of GafChromic MD-55 film for 67,5 MeV clinical proton beam dosimetry. Phys Med Biol 44 ; 1999 : 2735-2745. - M. Essers, J.W. Lanson, G. Leunens, T. Schnabel, and B.J. Mijnheer : The accuracy of CT-based inhomogeneity corrections and in vivo dosimetry for the treatment of lung cancer. Radiother Oncol 37 ; 1995 : 199-208. - M. Essers, B. R. Hoogervorst, M. van Herk, H. Lanson, and B.J. Mijnheer : Dosimetric characteristics of a liquid-filled electronic portique imaging device. Int J Radiat Oncol Biol Phys 33 ; 1995 :1265-72. - M. Essers, and B.J. Mijnheer : In vivo dosimetry during external photon beam radiotherapy. Int J. Radiat Oncol Biol Phys 43 ; 1999 : 245-59. - C. Fiorino, C. Uleri, G. M. Cattaneo, and R. Calandrino : On-line exit dose profile measurements by a diode linear array. Phys Med Biol 41 ; 1996 : 1291-304. - J.B. Flanz, S. Durlacher, M. Goitein, A. Levine, P. Reardon, and A. Smith : Overview of the MGH-Northeast Proton Therapy Center plans and progress, Nucl Instrum Methods Phys Res B 99 ; 1995 : 830-834. - J. B. Flanz et al : approach for a highly accurate patient positioning system for NPTC, in Advances in Hadrontherapy, Excerpta Medica, edited by U. Amaldi, B. Larssen, and Y. Lemoine ; Elsevier, Amsterdam, 1997 : pp 260-268. - R.M. Cardinale, S. H. Benedict, Q. Wu, R.D. Zwicker, H.E. Gaballa, and R. Mohan : A comparison of three stereotactic techniques ; ARC vs noncoplanar fixed fields vs intensity modulation. Int J Radiat Oncol Biol Phys 42 ; 1998 : 431-6. - William P. Chandler, Christine L. Hartamann-Siantar, and James A. Rathkopf : Calculation of Radiation therapy Dose using All Particle Monte Carlo Transport. PCT/US 97/03328. Calcul de dosimétrie en Radiothérapie par utilisation du transport toutes particules selon le procédé de Monte Carlo. E. P. 0 956 099 Al (n de publ internationale WO 97/32630 - 12.09.1997 ; Gazette 1997/39). - E.L. Chaney, T.J. Cullip and T.A. Gabriel : A Monte Carlo study of accelerator head scatter. Med Phys 21 ; 1994 : 1383-1390. - L.M. Chin, C. W. Cheng, R.L. Siddon, R. K. Rice, B.J. Mijnheer, J.R. Harris : Three dimensional photon dose distribution with and without lung corrections for tangential breast intact treatments. Int J Radiat Oncol Biol Phys 17 ; 1989 : 1327-1335. - J.C. Chu, B. Ni, R. Kriz, and V. Amod Saxena : Applicationsof simulator com- puted tomography number for photon dose calculations during radiotherapy treatment planning. Radiother Oncol 55 [1] ; 2000 : 65-73. - C. S. Chui, G. Kutcher, and T. LoSasso : A convolution method for incorporating incertainties in dose calculations. Med Phys 19 ; 1992 : 814. - T. Craig, J. Battista, V. Moisenko, J. van Dyk : Considérations for the impleme- ntation of target volume protocols in radiation therapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 49 [Il; 2001 : 241-250. C.L. Creutzberg, V.G. Althof, H. Huizenga, A. G. Visser, P.C. Levendag : Quality assurance using portal imaging : the accuracy of patient positioning in irradiation of breast cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys 25 ; 1993 : 529-239. - T. Csendes : Interval methods for bounding level sets : revisited and tested with global optimization problems. BIT 30 ; 1990 : 650-657. - I.J. Das, G. E. Desorby, S. W. McNeeley, E.C. Cheng, and T.E. Schultheiss : Beam characteristics of a retrofitted double-focused multileaf collimator, Med Phys 25 ; 1998 : 1676-1884. - I.J. Das, C. W. Cheng, D. A. Fein, L. R. Coia, W.J. Curran, B. Fowble : Dose estimation to critical organs from vertex field treatment of brain tumours. Int J Radiat Oncol Biol Phys 37 ; 1997 : 1023-9. - I.J. Das, C. W. Cheng, H. Fosmire, K. Kase, T. Fitzgerald : Tolerances in set-up and dosimetric errors in the radiation treatment of breast cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys 26 ; 883-890. - J. Debus, E. B. Hug, Liebsch, D. O'Farrel, D. Finkelstein, J Efird, et al : Brainstern tolerance to conformai therapy of skull base tumours Int J Radiat Oncol Biol Phys 39 ; 1997 : 967-975. - S. D'haese, V. Vinh-Hung, P. Bijderke, M. Spinnoy, M. De Beukeleer, N. Lochie, P. De Roover and G. Storme : The effect of timing of the provision of information on anxiety and satisfaction of cancer patients receiving radiotherapy. J. Cancer Educ 2000 Winter ; 15 (4) : 223-7. - J.O. Deasy, P.R. Alamond and M.T. McEllistrem : Measured électron energy and angular distributions from clinical accelerators. Med Phys 23 ; 1996 : 675-684. - W. R. de Gersem, S. Derycke, C. O. Colle, C. de Wagter, and W. J. De Neve : Inhomogeneous target-dose distributions : a dimension more for optimization ? Int J Radiat Oncol Biol Phys 44 [2] ; 1999 . 461-468. - W. R. de Gersem, S. Derycke, C. de Wagter, and W. C. de Neve : Optimization of beam weights in conformai radiotherapy planning of stage III non-small cell lung cancer : effects on therapeutic ratio. Int J Radiat Oncol Biol Phys 47 [1] ; 2000 :255-60. - J.J. De Marco, T. D. Solberg, and J.B. Smathers : A CT-based Monte Carlo simulation tool for dosimetry planning and analysis. Med Phys 25 ; 1998 : 1-11. - J. E. Dennis Jr and J.J. More : Quasi-Newton methods, motivation and theory. SIAMRev 19 ; 1977 : 46-89. - C. DesRosiers, V. Moskvin, A. F. Bielajew, and L. Papiez : 150-250 MeV électron beams in radiation therapy. Phys Med Biol 45 [7] ; 2000 : 1781-805. - K. de Vlamynck, H. Palmans, F. Verhaegen, C. de Wagter, W. de Neve, and H. Thierens : Dose measurements compared with Monte Carlo simulations of narrow 6 MV multileaf collimator shaped photon beams. Med Phys 26 [9] ; 1999:1874-82. - G. E. Desorby and A.L. Boyer : An analytic calculation of the energy fluence spectrum of a linear accelerator. Med Phys 21 ; 1994 : 1943-1952. - G.X. Ding and D.W.O. Rogers : Energy spectra, angular spread, and dose distributions of électron beam from various accelerators used in radiotherapy. Report PIRS-0439 (Ottawa : NRCC) ; 1995. - G.X. Ding, D. W.O. Rogers and T.R. Mackie : calculation of backscatter into beam monitor chamber for électron beams [abstract]. Med Phys 21 ; 1994 : 923- 924. - G.X. Ding, D.W.O. Rogers and T.R. Mackie : Calculation stopping power using realistic clinical électron beams. Med Phys 22 ; 1995 :489-501. - G.X. Ding, D.W.O. Rogers and T R. Mackie Mean energy, energy-range relationship and depth-scalling factors for clinical électron beams. MedPhys 23 ; 1996 : 361-376. - G.X. Ding, D. W.O. Rogers and T.R. Mackie : Electron fluence correction factors used in conversion of dose measured in plastic to dose in water. Med Phys 24 ; 1997: 161-176. - C. Duzenli, B. McClean, and C. Field : Backscatter into the beam monitor chamber : Implications for dosimetry of asymmetric collimators, Med Phys 20 ; 1993 :363-367. - M. A. Ebert and P.W. Hoban : A model for electron-beam applicator scatter. Med Phys 22 ;1995a: 1419-1429. - M. A. Ebert and P.W. Hoban : A Monte Carlo investigation of electron-beam applicator scatter. Med Phys 22 ; 1995b : 1431-5. - M. A. Ebert, P.W. Hoban, and P.J. Keall : Modeling clinical accelerator beams : a review. Australas Phys Eng Sci Med 19 ; 1996 : 131-150. - L. Ekberg, O. Holmberg, L. Wittgren, et al : margins should be added to the clinical target volume in radiotherapy treatment planning for lung cancer ? Radiother Oncol 481998 : 71-77. O. Esik, T. Bortfeld, R. Bendl, G. Nemeth, and W. Schlegel: Inverse radiotherapy planning for a concave-convex PTV in cervical and upper medias- tinal regions. Simulation of radiotherapy using an Alderson-Rando phantom. Planning target volume. Strahlenther Onkol 173 [4] ; 1997 : 193-200. # L. Eyges : Multiple scattering with energy loss. Phys Rev 74 ; 1948 : 1534-5. - B.A. Faddegon : Speçtroscopy for advanced treatment planning in électron therapy [abstract]. Med Phys 22 ; 1995 :666. - B. A. Faddegon, J. Balogh, R. Mackenzie and D. Scora : Clinical considérations of Monte Carlo for électron radiotherapy treatment planning. Radiat Phys Chem 53 ; 1998 : 217-227. - B.A. Faddegon, P. O'Brien and D.L.D. Mason : The flatness of Siemens linear accelerator x-ray field. Med Phys 26 ; 1999 : 220-8. - B.A. Faddegon and I. Blevis : Electron spectra derived from depth dose distributions ; Med Phys 27 [3] ; 2000 : 514-26. - A. Fein, K. McGee, T. Schultheiss, B. Fowble, G. Hanks : Intra- and interfractional reproducibility of tangential breast fields : a prospective on-line portal imaging study. Int J Radiat Oncol Biol Phys 34 ; 1996 : 733-740. E. Fermi : in B. Rossi and K. Greisen : Cosmic-ray theory. Rev Mod Phys 13 ; 1941 : 265-268. E.M. Fernândez, G.S. Shentall, W. P.M. Mayles, and D.P. Dearnaley : The acceptability of a multileaf collimator as a replacement for conventional blocks, Radiother Oncol 36 ; 1995 : 65-74. C. Fiorino, S. Broggi, D. Corletto, G.M. Caettaneo, and R. Calandrino : Conformai irradiation of concave-shaped PTVs in the treatment of prostate cancer by simple 1-D intensity-modulated beams. Radiother Oncol 55 [1] ; 2000 : 49-58. J.B. Flanz, S. Durlacher, M. Goitein, A. Levine, P. Reardon, and A. Smith : Overview of the MGH-Northeast Proton Therapy Center plans and progress. Nucl Instrum Methods Phys Res B99 ; 1995 : 830-834. A. Floudas and Pardalos : Recent Advances in Global Optimization (Princeton University Press) ; 1992.R.L. Ford and W.R. Nelson : The ECG code system : computer programs for the Monte Carlo simulation of electromagnetic cascade showers (version 3) Report SLAC-210 (Stanford, CA : SLAC) ; 1978. A. Frazier, D. Yan, M. Du, J. Wong, F. Vicini, R. Matter, M. Joyce, and A. Martinez : Effects of treatment setup variation on beams eye view dosimetry for radiation therapy using the multileaf collimator vs the cerrobend block. Int J Radiat Oncol Biol Phys 33 ; 1995 : 1247-1256. N. Fukunaga-Johnson, H. M. Sandler, R. Marsh, and M.K. Martel : The use of 3-D conformai radiotherapy (3D CRT) to spare the cochlea in patients with medulloblastoma. Int J Radiat Oncol Biol Phys 41 ; 77-82. N. Fukunaga-Johson, J. H. Lee, H.M. Sandler, P. Robertson, E. McNeil, and J. W. Goldwein : Patterns of failure following treatment for medulloblastoma : is it necessary to treat the entire posterior fossa ? Int J Radiat Oncol Biol Phys 42 ; 1998b : 143-6. A.S. Garden, M. H. Maior, W.K. Yung : Outcome and patterns of failure following limited-volume irradiation for malignant astrocytomas. Radiother Oncol 20 ; 1991 : 99-110. L.E. Gaspar, B. J. Fisher, D. R. Mac Donald : Supratentorial malignant glioma : patterns of recurrence and implications for external beam local treatment. Int J Radiat Oncol Biol Phys 24 ; 1992 : 55-57. D. Georg and A. Dutreix : A formalism to calculate the output ratio in a mini phantoms for a GE multileaf collimator. Phys Med Biol 42 ; 1997 : 521-536. - D.E. Goldberg : Genetic Algorithms in Search, Optimization and Machine Learning (Reading, MA : Addison-Wesley) ; 1989. - R. Gordon : A tutorial on ART. IEEE Trans Nucl Sci 29 ; 1974 : 78-93. - J.C. Gore and S. Leeman : The reconstruction of objects from incomplete projections. Phys Med Biol 25 ; 1980 : 129-136. # J.R. Gray, B. McCormick, L. Cox, J. Yahalom : Primary breast irradiation in large breasted or heavy women : analysis of cosmetic outcome. Int J Radiat Oncol Biol Phys 21 ; 347-354. S. Gripp, R. Doeker, M. Glag, P. Vogelsang, and H. Pape : Conventional and virtual simulation in retrobulbar irradiation. [Abstract] Strahlenther Onkol 2000 Mar; 176 [3] : 131-4. - Huaiqun Guan, Fang-Fang Yin, Yunping Zhu, and Jae Ho Kim : Adaptative portique CT reconstruction : A simulation study. Med Phys 27 [10], 2000 : 2209- 2214. - Huaiqun Guan, Fang-Fang Yin, Yunping Zhu, and Jae Ho Kim : Adaptative portique CT reconstruction : A simulation study. Med Phys 27 [10], 2000 : 2209-2214. H. Guan and Y. Zhu : Feasibility of megavoltage portique CT using an electronic portique imaging device (EPID) and a multilevel scheme algebraic reconstruction technique (MLS-ART). Phys MedBiol 43 1998 :2925-2937. - H. Guan and R. Gordon : A projection access order for speedy convergence of algebraic reconstruction techniques (ART) : A multilevel scheme (MLS) for computed tomography. Phys Med Biol 39 ; 1994 : 2005-2022. - O.C.L. Haas : Radiotherapy Treatment Planning: New System Approaches London, Springer) ; 1999 : pp 135-176. - Th Habarer, W. Becher, D. Schardt, and G. Kraft : Magnetic scanning system for heavy ion therapy, Nucl Instrum Methods Phys Res A.330 ; 1993 : 296. - C. Haie-Meder, A. Beadré, C. Breton, B. Biron et coll : La radiothérapie conformationnelle des tumeurs cérébrales. Cancer Radiother 3 ; 1999 : 407-413. - John W. Haller, PhD, Timothy C. Ryken, MD, Michael W. Vannier, MD : Image- guided Therapy : for Practical Applications. Acta Radiol 2001 ; 8 : 888-897. - R. Halperin, W. Roa, M. Field, et al : Setup reproducibility in radiation therapy for lung cancer : A comparison between T-bar and expanded foam immobilization devices. Int J Radial Oncol Biol Phys 43 ; 1999 : 211-216. - K. Han, D. Ballon, C. S. Chui and R. Mohan : Monte Carlo simulation of a cobalt- 60 beam. MedPhys 14 ; 1987 : 414-419. C.L. Hartmann-Siantar et al : LawrenceLivermore National Laboratory's PEREGRINE project. Proc 12th Int Conf on the Use of Computers in Radiation Therapy ed D. D. Leavitt and G. Starkschall (Madison : Medical Physics Publishing) ; 1997 : pp 19-22. J.A. Hayman, M. K. Martel, R.K. Ten Haken, et al : Dose escalation in nonsmall cell lung cancer using conformai 3-dimensional radiation therapy : Update of a Phase 1 trial [abstract]. J Clin Oncol 18 ;1999 : 459a. - J.A. Heilbeib and T.A. Mehlhorn : ITS : the Integrated Tiger Series of coupled électron photon Monte Carlo transport codes. Report SAND84-0573 (Albuquerque, NM : SandiaNational Laboratories) ; 1984. J.S. Hendricks and J.F. Briesmeister : Recent MCNP developments. Report LA- UR-91-3456 (Los Alamos, NM : Alamos National Laboratory) ; 1992.- G.T. Herman : Image Reconstruction from Projections : The Fundamentals of Computerized Tomograph. Academic, New York ; 1980. C.F. Hess, R.D. Kortmann, R. Jany, A. Hamberger, M. Bamberg : Accuracy of field alignment in radiotherapy of head and neck cancer utilizing individualized face mask immobilization : a retrospective analysis of clinical practice. Radiother Oncol 34 ; 1995 : 69-72. B.M. Hesse, L. Spies, and B.A. Groh : Tomotherapeutic portique imaging for radiation treatment verification. Phys Med Biol 43 ; 1998 : 3607-3616. K.R. Hogstrom, M. D. Mills and P.R. Almond : Electron beam dose calculations. Phys Med 26 ; 1981 : 445-459. - M.A. Holmes, T.R. Mackie, W. Sohn, P. J. Reckwerdt, T.J. Kinsella, A.F. Bielajew, and D.W.O. Rogers : The application of correlated sampling to the computation of électron beam dose distributions in heterogeneous phantoms using the Monte Carlo method Phys Med Biol 38 ; 1993 : 675-688. # T. Holmes and T.R. Mackie : A comparison of three inverse treatment planning algorithms. Phys Med Biol 39 ; 1994 : 91-106. - A.R. Hounsell and J.M. Wilkinson : Head scatter modeling for irregular field shaping and beam intensity modulation, Phys Med Biol 42 ; 1997 : 1737-1749. # A.R. Hounsell : Monitor chamber backscatter for intensity modulated radiation therapy using multileaf collimators, Phys Med Biol 43 ; 1998 : 445-454. M.A. Hunt, T.E. Schulttheiss, G. Desorby, and G. E. Hanks : Convolving setup uncertainties with dose distributions. Med Phys 20 ; 1993 : 929. C.W. Hurkmans, A.E. Saarnak, B.R. Pieters, J.H. Borger, and LA. Bruinvis : An improved technique for breast cancer irradiation including the locoregional lymph nodes. Int JRadiat Oncol Biol Phys 47 [5] ; 2000 : 1421-9. D.P. Huyskens : Le contrôle dosimétrique par imagerie portique a-t-il un avenir ? Cancer Radiother 4 Suppl ; 2000 : 36s-43s IAEA: An International Code of Practice IAEA Technical Report Series 277 (Vienna: IAEA) ; 1987. - D.A. Jaffray and J.H. Siewerdsen : Cone-beam computed tomography with a flet- panel imager : Initial performance characterization. American Association of physicists in Medicine 2000 ; S0094-2405(00)0 1306-7. In Revue bibliographique du/, Radiol 881 ; 2000: 1774. - T.M. Jenkins, W.R. Nelson, A. Rindi, A. E. Nahum, and D.W.O. Rogers : Monte Carlo Transport of Electrons and Photons (New York : Plénum) ; 1988. - S.B. Jiang and K.M. Ayyangar : On compensator design for photon beam intensity modulated radiation therapy. Med Phys 25 ; 1998 : 668-675. S. B. Jiang, A. Kapur and C-M. Ma : Electron beam modelling and commissio- ning for Monte Carlo treatment planning. Med Phys ; 1999. - S.B. Jiang, Z. M. Luo and K.M. Ayyangar : Incorporation of the électron energy - loss straggling into the Fermi-Eyges equation. Radiat Phys Chem 53 ; 1998 : 477-482. S. B. Jiang, A. Kapur, and C.M. Ma : Electron beam modelling and commissio- ning for Monte Carlo treatment planning. Med Phys 27 [1] ; 2000 : 180-91. - B. Jones and R.G. Dale : Radiobiological modelling and clinical trials. Int J Radial Oncol Biol Phys 48 [1] ; 2000 : 259-65. - T.J. Jordan and P.C. Williams : The design and performance characteristics of a multileaf collimator. Phys Med Biol39 ; 1994 : 231-251. - P.A. Jursinic : Clinical implementation of a two-component x-ray source model for calculation of head-scatter factors, Med Phys 24 ; 1997 : 2001-2006. - K. Kagei, H. Shirato, T. Nishioka, T. Arimoto, S. Hashimoto, M. Kaneko, K. Ohmori, A. Honma, Y. Inuyama, and K. Miyasaka : Ipsilateral irradiation for carcinomas of tonsillar région and soft palate based on computed tomographic simulation. Radiother Oncol 2000 Feb ; 54 (2) : 117-21. - A.H.G. Kan Rinnooy and G.T. Timmer: Stochastic methods for global optimization. Am JMath Management Sci 4 ; 1984 : 7-40. A.H.G. Kan Rinnooy and G.T. Timmer : Stochastic global optimization methods ; Part 1: Clustering methods Math Program 39 ; 1987a : 27-56. - A.H.G. Kan Rinnooy and G.T. Timmer : Stochastic global optimization methods ; Part II : Clustering methods Math Program 39 ; 1987b : 57-78. - A. Kapur and C-M. Ma : Stopping power ratios for clinical électron beams from a scatter-foil linear accelerator. Phys Med Biol 44 ; 1999 : 2321-2341. - A. Kapur, C-M. Ma, E.C. Mok, D.O. Findley : Characterization of small field électron beams for radiotherapy using Monte Carlo simulations Proc 12th Int Conf on the Use of Computers in Radiation Therapy ed D.D. Leavitt and G. Starkschall (Madison : Medical Physics Publishing) ; 1997 : pp 157-8. - A. Kapur, C-M. Ma, E.C. Mok, D.O. Findley and A.L. Boyer : Monte Carlo calculations of électron beam output factors for a medical linear accelerator. Phys Med Biol 43 ; 1998 : 3479-3494. C. P. Karger, O. Jakel, and G.H. Hartmann :A system for three--dimensional dosimetric verification of treatment plans in intensity-modulated radiotherapy with heavy ions. Med Phys 26 [10] ; 1999 : 2125-32. - A.B. Karim, B. Maat, R. Haltevoll, J. Menten, E.H. Rutten, D. G. Thomas, et al. : A randomized trial on dose-response in radiation therapy of low-grade glioma : European Organization for Research and Treatment of Cancer (EORTC) Study 22844. Int J Radiat Oncol Biol Phys 36 ; 1996 : 549-556. M.G. Karlsson, M. K. Karlsson, and C-M. Ma : Treatment head design for multileaf collimated high-energy electrons. Med Phys 26 ; 2161-2167. - Kassae M. D. Altschuler, S. Ayyalsomayajula and P. Bloch : Influence of cone design on the électron beam characteristics on clinical accelerators. Med Phys 21 ; 1994 : 1671-1676. - Kawrakow, M. Fippel and K. Friedrich : 3-D électron dose calculation using a voxel based Monte Carlo algorithm (VMC). Med Phys 23 ; 1996 : 445-457. - P.J. Keall and P.W. Hoban : The angular and energy distribution of the primary électron beam. Australas Phys Eng Sci Med 17 ; 1994 :116-123. - P.J. Keall and P. W. Hoban : Calculating the angular standard déviation of électron beams using Fermi-Eyges theory. Phys Med Biol 41 ; 1996 : 1511-1515. P. J. Kelly, C. Daumas-Duport, D. B. Kispert, B.A. Kall, B.W. Scheithauer, J. J. Illig : Imaged-based stereotaxic serial biopsies in untreated intracranial neoplasms. J Neurosurg 66 ; 1987 : 865-74. H. Kestelman : Lebesgue measure, in Modern Theories of Integration 2ndrevisited edn (New York : Dover) ; 1960 : pp 67-91. F. M. Khan : The Physics of Radiation Therapy (Baltimore, MD : Williams and Wilkins) ; 1994. B. Kihlen, B.I. Ruden : Reproductibility of field alignment in radiation therapy : a large scale clinical experience. Acta Oncol 28 ; 1989 : 689-692. Y. Kinoshita, K. Kohshi, N. Kunungita, T. Tosaki and A. Yokota : Préservation of tumora oxygen after hyperbaric oxygénation monitored by magnetic resonance imaging. British Journal ofCancer 82[1] ; 2000 : 88-92. M. Kirby, P. Williams : Portai imaging for the verification of breast treatments. Radiother Oncol 22 ; 1991 : 314-316. K. Kitamura, H. Shirato, K. Suzuki, N. Shinohara, T. Demura, T. Harabayashi, T. Nishioka, K. Kagei, N. Takayama, Y. Shinno, K. Kawakura, T. Koyanagi, and K. Miyasaka : The relationship between technical parameters of external beam radiation therapy and complications for localized prostate cancer. Jpn J Clin Oncol 30 [5] ; 2000:225-9. E. E. Klein, W.B. Harms, D.A. low, V. Willcut, and J.A. Purdy : Clinical implementation of a commerce multileaf collimator : Dosimetry, networking, simulation, and quality assurance. Int J Radiat Oncol Biol Phys 33 ; 1995 : 1195- 1208. - M. Kocher, H. Treuer, J. Voges, M. Hoevels, V. Sturm, and R.P. Muller : Computer simulation of cytotoxic and vascular effects of radiosurgery in solid and necrotic brain métastases. Radiother Oncol 54 [2] ; 2000149-56. L. Kocis and W. Whiten : Computational investigations of low-discrepancy séquences ACMTrans Math Software 23 ;1997 : 266-294. - R.D. Kortmann, C.F. Hess, W. Hoffmann, R. Jany, M. Bamberg: Is the standardized helmet technique adéquate for irradiation of the brain and the cranial meninges ? Int J Radiat Oncol Biol Phys 32 ; 1995 : 241-244 H. D. Kubo, P.M. Len, S. Minohara, and H. Mostafavi : Breathing-synchronized radiotherapy program at the University of California Davis Cancer Center. Med Phys 27 [2] ; 2000 :346-53. J. Kurhanewicz, D. B. Vigneron, S.J. Nelson : Three-dimensional magnetic resonance spectroscopic imaging of brain and prostate cancer. Neoplasm 2[ 1-2] ; 2000 : 166-189. G. J. Kutcher, C. S. Chui, and T. LoSasso : Incorporation of installation uncertainties in treatment planning calculations. Int J Radiat Oncol Biol Phys 21 ; 1991 : 123. - S.L. Kwa, J.V. Lebesque, C.M. Theuws, L.B. Marks, M. T. Munley, G. Bentel, et al : Radiation pneumonitis as a function of mean lung dose : an analysis of pooled data of 540 patients. Int J Radiat Oncol biol Phys 42 ; 1998 : 1-9. D.A. Jaffray, D. G. Drake, M. Moreau, A.A. Martinez, and J.W. Wong:A radiographie and tomographic imaging system integrated into a medical linear accelerator for localization of bone and soft-tissue targets. Int J Radiat Oncol Biol Phys 45 (3) ; oct 1999 : 773-89. C.P. Karger, O. Jâkel, G. Hartmann, and Heeg : A system for three-dimensional dosimeters verification of treatment plans in intensity-modulated radiotherapy with heavy ions. Med Phys 26 ; 1999 : 2125-2132. - A.I. Katsevitch : Novel techniques for image computation and a concomitant réduction of the x-ray dose in transmission tomography. Proc SPIE 2074 ; 1966 :405-416. H. D. Kubo, B.C. Hill : Respiration gated radiotherapy treatment : a technical study. Phys MedBiol 41 (1) ; 1996 : 83-91. - K.J. Kuchala, G. H. Olivera, E.A. Schloesser, and T.R. Mackie : Megavoltage CT on a tomotherapy system. Phys Med Biol 44 ; 1999 : 2597-2621. J.H. Kung, G. T.Y. Chen, and F.K. Kuchnir : A monitor unit vérification calculation in intensity modulated radiotherapy as a dosimetry quality assurance. Med Phys 27 (10); 2000 : 2226-2230. - K.L. Lam, M.S. Muthuswamy, and R.K. Ten Haken : Applatissants-filter-based empirical methods to parametrize the head scatter factor. Med Phys 23 ; 1996 : 343-352. M. Langer, R. Brown, S. Morrill, R. Lane, and O. Lee : A generic genetic algorithm for generating beam weight. MedPhys 23 ; 1996 : 965-971. J. Lattanzi, S. McNeeley, A. Hanlon, T.E. Schutheiss, and G.E. Hanks : Ultrasound-based stereotactic guidance of précision conformai external beam radiation therapy in clinically localized prostate cancer. Urology 55 [1] ; 2000 : 73-8. Voir aussi J. Lattanzi, S. McNeeley, S. Donnelly, E. Palacio, A. Hanlon, T.E. Schultheiss, G. E. Hanks :Ultrasound-based stereotactic guidance in prostate cancer-quantification of organ motion and installation errors in external beam radiation therapy. T. S. Lawrence, R.J. Tesser, and R.K. Ten Haken : An application of dose volume histograms to the treatment of intrahepatic malignancies with radiation therapy. Int J Radial Oncol Biol Phys 19 ; 1990 : 1041-1047. - T.S. Lawrence, R.K. Ten Haken, M.L. Kessler, J. M. Robertson, J.T Lyman, M.L. Lavigne, M.B. Brown, D.J. DuRoss, J.C. Andrews, W. D. Ensminger, and A.S. Lichter : The use of 3-D dose volume analysis to predict radiation hepatitis. Int J Radiat Oncol Biol Phys 23 , 1992 : 781-788. # T. Le Chevalier, R. Arriagada, Tarayre, et al : Significant effect of adjuvant chemotherapy on survival in locally advanced nonsmall cell lung carcinoma. J Natl Cancer Inst 184 ; 1992 : 158. M.C. Lee, S.B. Jiang and C.M. Ma : Monte Carlo and expérimental investiga- tions ofmultileaf collimated electron beams for modulated electron radiation therapy. Med Phys 27 [12] ; 2000 : 2708-18. - P.C. Lee : Monte Carlo simulations of the differential beam hardening effect of a flattening filter on a therapeutic x-ray beam. Med Phys 24 ; 1997 : 1485-1489. - S. W. Lee, B.A. Fraass, L. H. Marsh, K. Herbort, S.S. Gebarski, M. K. Martel, et al : Patterns of failure following high-dose 3-D conformai radiotherapy for high- grade astrocytomas : quantitative dosimetric study. Int J Radiat Oncol Biol Phys 43 ; 1999 : 79-88. - J. Leong : Implementation of random positioning error in computenzed radiation treatment planning systems as a result of fractionation. Phys Med Biol 32 ; 1987 : 327-334. - R.D. Lewis, S. J.S. Ryde, D. A. Hancock and C.J. Evans : An MCNP-based model of a linear accelerator x-ray beam. Phys Med Biol 44 ; 1999 : 1219-1230. - D.G. Lewis, W. Swindell, E.J. Morton, P. M. Evans, and Z R. Xiao : A Megavoltage CT scanner for radiotherapy verification. Phys Med Biol 37 ; 1992: 1985-1999. - R.M. Lewitt : Processing of incomplete measurement data in computed tomography. Med Phys 6 ; 1979 :412-417. - J.G. Li, A.L. Boyer, and L. Xing : Clinical implementation of wedge filter optimization in three-dimensional radiotherapy treatment planning. Radiother Oncol 53 [3] ; 1999 : 257-64. - J.G. Li, L. Xing, A.L. Boyer, R.J. Hamilton, D.R. Spelbring, and J.V. Turian : Matching photon and électron fields with dynamic intensity modulation. Med Phys 26 [11] ;1999 : 2379-84. - A. Lirette, J. Pouliot, M. Aubin, M. Larochelle : The role of electronic portal imaging in tangential breast irradiation : a prospective study. Radiother Oncol 37 ; 1995 : 241-245. - H.H. Liu, T.R. Mackie and E.C. McCullough : A dual source photon beam model used in convolution/superposition dose calculations for clinical megavoltage x- ray beams. Med Phys 24 ; 1997 : 1960-1974. - H.H. Liu, E. P. Lief, and E.C. McCullough : Measuring dose distribution for enhanced dynamic wedges using a multichamber detector array. Med Phys 24 ; 1997 : 1515-1524. - S. Liu, P. Andreo, A. Satherberg, I. Gudowska and A. Brahme : Monte Carlo simulation of therapy accelerators : application to a MM50 Racetrack microtron [abstract]. Radiother Oncol 37 [suppl] ; 1995 : 119. * - F. Lohr, 0. Schramm, P. Schraube, et al : Simulation of 3D-treatment plans in head and neck tumours aided by matching of digitally reconstructed radiographs (DRR) and on-line distorsion corrected simulator images. Radiother Oncol 45 ; 1997: 199-207. D. M.J. Lovelock, C.S. Chui, J. Kutcher and R. Mohan : Analysis of the photon beam treatment planning data for a scanning beam machine. Med Phys 21 ; 1994 : 1969-1977. - D. M.J. Lovelock, C. S. Chui, and R. Mohan: A Monte Carlo model of photon beams used in radiation therapy. Med Phys 22 ; 1995 : 1387-1394. - H. M. Lu, E. Cash, M. H. Chen, L. Chin, W. J. Manning, J. Harris, and B. Borns- tein : Reduction of cardiac volume in left-breast treatment fields by respiratory maneuvers : a CT study. Int J Radial Oncol Biol Phys 2000 Jul ; [4] : 895- 904. - A.E. Lujan, R. K. Ten Haken, E.W. Larsen, and J.M. Balter 'Quantification of setup uncertainties in 3-D dose calculations. Med Phys 26[11] ; 1999 : 2397- 2405. A.E. Lujan, E.W. Larsen, J.M. Balter, and R. K. Ten Haken : A Method for incorporating organ motion due to breathing into 3-D dose calculations. Med Phys 26 ; 1999 : 715-720. W. Lutz, K. R. Winston, and N. Maleki : A system for stereotactic radiosurgery with a linear accelerator. Int J Radiat Oncol Biol Phys 14 ; 1988 : 373-381. - C-M. Ma, S.B. Jiang : Monte Carlo modelling of électron beams from medical accelerators. Phys Med Biol 44 [12] ; 1999 : R157-89. - C-M. Ma : Monte Carlo simulation of dosimeter response using transputers. PhD Thesis University of London (Report ICR-PHY-1/92 (Sutton, UK : ICR)) ; 1992. - C-M. Ma : Characterization of computer simulated radiotherapy beams for Monte Carlo treatment planning. Radiat Phys Chem 53 ; 1998 : 329-344. - C-M. Ma, B.A. Faddegon, D. W.O. Rogers and T.R. Mackie : Accurate characterization ofMonte Carlo calculated électron beams for radiotherapy. Med Phys 24 ;1997a : 401-416. - C-M. Ma, A. Kapur, E.C. Mok, and D. Findley :Monte Carlo treatment planning : procedures for commissioning computer simulated clinical beams (abstract). J Int Fed Med Biol Eng 35 ; 1997c : 995. - C-M. Ma, E.C. Mok, A. Kapur, T. Pawlicki, D.O. Findley, S. Brain, K. Forster and A.L. Boyer : Clinical implementation of a Monte Carlo treatment planning system. Med Phys 26 ; 1999 : 2133-2143. - C-M. Ma and A.E. Nahum : Calculation of absorbed dose ratios using correlated Monte Carlo sampling. MedPhys 20 ;1993 : 1189-1199. - C-M. Ma, P. Reckwerdt, M. Holmes, D. W.O. Geiser Rogers and B. Walters : DOSXYZ users manual. Report PIRS-0509(b) (Ottawa : NRCC) ; 1995. - C-M. Ma and D.W.O. Rogers : BEAMDP users manual. Report PIRS-0509(C) (Ottawa : NRCC) ; 1995a. - C-M. Ma and D.W.O. Rogers : Beam characterization : a multiple source model Report PIRS-0509 (C) (Ottawa : NRCC) ; 1995b. - C-M. Ma and D.W.O. Rogers :BEAMDP - as a general-purpose utility. Report PIRS-0509 (C) (Ottawa : NRCC) ; 1995c. - C-M. Ma, D. W.O. Rogers, G.X. Ding and T.R Mackie : Electron beam characterization : reconstruction models and dose distributions In a homogeneous phantom [abstract] Med Phys 21 ; 895. - C-M. Ma, D.W.O. Rogers, B.A. Faddegon, G.X. Ding, J. S. Wei, A F. Bielajew and T.R. Mackie : Simplified models of électron beams from a 2100C accelerator [abstract]. Med Phys 20 ; 1993a: 1295. C-M. Ma, D.W.O. Rogers, K. Shortt, K. Ross, A.E. Nahum, and A.F. Bielajew : Wall correction and absorbed dose conversion factors for Fricke dosimetry : Monte Carlo calculations and measurements. Med Phys 20 ; 1993b : 1507-1513. - C-M. Ma and J.P. Seuntjens : Correction factors for waterproofing sleeves in kilovoltage x-ray beams. Med Phys 24 ; 1997 : 1507-1513. - Chang-Ming Ma and Steve B. Jiang : Monte Carlo modelling of electron beams from medical accelerators. Phys Med Biol 44 ;1999 : R157-R189. - L. Ma, P. B. Geis and A.L. Boyer : Quality assurance for dynamic multileaf collimator modulated fields using a fast beam imaging system. Med Phys 24 (8) ; 1997 :1213-20. - R.I. MacKay, P.A. Graham, C.J. Moore, J.P. Loque, and P.J. Sharrock : Anima- tion and radiobiological analysis of 3-D motion in conforma! radiotherapy. Radiother Oncol 52 [1] ; 1999 : 43-9. - T.R. Mackie : Applications of the Monte Carlo method in radiotherapy Dosimetry of Ionizing Radiation vol 3, ed K. Kase, B. Bjamgard and F.H. Attix (San Diego, CA : Academic) ; 1990 : pp 541-620. - T.R. Mackie, T.W. Holmes, P. J. Reckwerdt and J. Yang : Tomotherapy : optimi- zed planning and delivery of radiation therapy. Int J Imaging Syst Technol 6 ; 1995 :43-55. - T.R. Mackie, T. W. Holmes, S. Swerdloff, P. J. Reckwerdt, J. Deasy, J. Yang, B. Paliwal and T. Kinsella : Tomotherapy : a new concept for the delivery of conformai therapy MedPhys 20 ; 1993 :1709-1719. - T.R. Mackie, S. S. Kubsad, D. W.O. Rogers and A.F. Bielajew : The OMEGA project ; électron dose planning using Monte Carlo simulation [abstract]. Med Phys 17 ; 1990 : 730. - T.R. Mackie et al : The OMEGA project : comparison among EGS4 électron beam simulations, 3-D Fermi-Eyges calculations, and dose measurements. Proc XIth ICCR (Manchester, UK) (Christie Hospital NHS Trust) ; 1994 : pp 152-3. - T. R. Mackie, J. W. Scrimger and J.J. Battista : A convolution method of calculating dose for 15-MV x-rays. Med Phys 12 ; 1985 : 188-196. - S. Malone, R. Donker, M. Broader, S. Dahrouge, J. Szanto, L. Gerig, G. Bociek, and J. Crook : Effects of urethrography on prostate position : considérations for radiotherapy treatment planning of prostate carcinoma. Int J Radiat Oncol Biol Phys 46 [ 1 ] ; 2000 : 89-93. Manfredotti, U. Nastasi, R. Marchisio, C. Ongaro, G. Gervino, R. Ragona, S. Anglesio and G. Sannazzari : Carlo simulation of dose distribution in électron beam radiotherapy treatment planning. Nucl Instrum Methods ; 1990 : A 291 646-54. - Manfredotti, U. Nastasi, R. Ragona and S. Anglesio : Comparison of three- dimensional Monte Carlo simulation and the pencil beam algorithm for an électron beam from a linear accelerator. Nucl Instrum Methodsl987: A 255 355. - L.B. Marks, G.W. Sherouse, S. Das, G. C. Bentel, D. P. Spencer, and D. Turner : Conformai radiation therapy with fixed shaped coplanar or non-coplanar radiation beam bouquets : a possible alternative to radiosurgery. Int J Radiat Oncol Biol Phys 33 ; 1995 : 1209-1219. - J. Mazurier, F. Salvat, B. Chauvenet and J. Barthe : Simulation of photon beams from a Saturne 43 accelerator using the code PENELOPE. Phys Med 15 ; 1999 : 101-110. - R.C. McCall, R.D. McIntyre, and W.G. Turnbull :Improvement of linear accelerator depth-dose curves. Med Phys 5 ; 1978 : 518-524. - C.J. McGinn, R.K. Ten Haken, W. D. Ensminger, S. Walker, S. Wang, and T.S. Lawrence : The treatment of intrahepatic cancer with radiation doses based on a normal tissue complication probability model. J Clin Oncol 16 ; 1998 : 2246- 2252. - M. J. Maryansky et al. : relaxation enhancement in gels polymerized and cross-linked by ionizing radiation : A new approach to 3 D dosimetry by MRI. Magn Reson Imaging 11 ;1993 : 253. - W.L. McLaughlin, J.C. Humphrey, B. B. Radak, A. Miller, and T.A. Olejnik : The response of plastic dosimeters to gamma rays and électrons at high absorbed dose rates. Radial Phys Chem 14 ; 1979 : 535-550. - S.L. Meeks, J.M. Buatti, F.J. Bova, W. A. Frieman, W.M. Mendenhall, R.A. Zlotecki : Potential clinical effïcacy of intensity-modulated conforma! therapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 40 ; 1998 :483-495. - V. K. Mehta and D.R. Goffinet : Unsuspected abnormalities noted on CT treatment-planning scans obtained for breast and chest wall irradiation. Int J. Radiat Oncol Biol Phys 49 [3] ; 2001 : 723-725. - Thomas Mertelmeier und Bernhard Scholz : Vorrichtung zur Untersuchung von lebendem Gewebe. (Dispositif pour examen de tissu vivant). EP 0 945 103 A1. Publ 29. 09.1999, Bulletin 1999/39 - n de dépôt 99104920. 6, date de dépôt 11.03.1999 (SIEMENS AKTIENGESELLSCHAFT, 80333 München [DE]) - J.M. Michalski, J.W. Wong, R.L. Gerber, D. Yan, A. Cheng, M. V. Graham, M.A. Renna, P. J. Sawyer, and C.A. Perez : The use of on-line image vérification to estimate the variation in radiation therapy dose delivery. Int J Radial Oncol Biol Phys 27; 1993 :701-716. - S. Midgley, R.M. Millar, and J. Dudson : A feasability study for megavoltage cone beam CT using a commercial EPID. Phys Med Biol 43 ; 1998 : 155-169. - C. Mitine, M.T. Hoornaert, A. Dutreix, and M. Beauduin : Radiotherapy of pelvic malignancies : impact of two types of rigid immobilisation devices on localisation errors. Radiother Oncol 52 [1] ;1999 : 19-27. - U. Mock, K. Diekmann, U. Wolff, T.H. Knocke, and R. Potter : Portique ima- ging based définition of the planning target volume during pelvic irradiation for gynecological malignancies. IntJ Radiat Oncol Biol 45 [ 1 ] ; 1999 : 227-32. - R. Mohan : Monte Carlo dose calculations for radiation treatment machine heads Monte Carlo Transport of Electrons and Photons. Ed T.M. Jenkins et al (New York : Plénum) ; 1988 : pp 453-468. - R. Mohan : Why Monte Carlo ? Proc 12th Int Conf on the Use of Computers in Radiation Therapy ; ed D.D. Leavitt and G. Starkschall (Madison : Medical Physical Publishing) ; 1997a : pp 16-18. - R. Mohan : Monte Carlo dose calculations for radiation treatment planning [abstract]. Med Phys 24 ; 1997b : 987. - R. Mohan, C. S. Chui and L. Lidofsky : Energy and angular distributions of photons from medical linear accelerators. Med Phys 12 ; 1985 : 592-597. - E.C. Mok, C-M. Ma, A. Kapur, D. Findley and A.L. Boyer : Predicting air gap factors for électron fields at extended treatment distances [abstract]. J Int Fed Med Biol Eng 35 ; 1997 : 1026. - V. Mongioj, A. Brusa, G. Loi, E. Pignoli, A. Gramaglia, M. Scorsetti, et al : Accuracy evaluation of fusion of CT, MR, and SPECT images using commercially available software conditionnements (SRS PLATO and IFS). Int J Radiat Oncol Biol Phys 43 ; 1998 : 227-234. - V. Mongioj, A. Brusa, G. Loi, E. Pignoli, A. Gramaglia, M. Scorsetti, et al. : Accuracy evaluation of fusion of CT, MR, and SPECT images using commercially available software conditionnements (SRS PLATO and IFS). Int J Radiat Oncol Biol Phys 43 ; 1998 :227-34. - M.A. Mosleh-Shirazi, P.M. Evans, W. Swindell, S. Webb, and M. Pertridge : A cone-beam megavoltage CT scanner for treatment vérification in conformai radiotherapy. Radiather Oncol 48 ; 1998 : 319-328. - D. Murray : Using EGS4 Monte Carlo in medical radiation physics. Australas Phys Eng Sci Med 13 ; 1990 : 132-147. - C. Mwanza Chabunda : Approche clinique iconographique et thérapeutique physique en Médecine radiologique : Fondements conceptuels de la représenta- tion par le moyen de l'image médicale du milieu intérieur, à travers l'histoire des Sciences radiologiques. PhD Thesis, ULP, 2000. - A.E. Nahum : Monte Carlo électron transport simulation II : Application to dose planning The Computation of Dose Distributions in Electron Beam Radio- therapy ; ed A.E. Nahum (Umea, Sweden : Umea University) ; 1985 : p 319. - A.E. Nahum : Overview of électron and photon Monte, in Carlo Monte Carlo Transport of Electrons and Photons, ed T.M. Jenkins et al (New York : Plénum) ; 1988 : pp 3-20. - A.E. Nahum : Condensed-history Monte-Carlo simulation for charged particles : what can it do for us ? Radiat Environ Biophys 38 [3] ; 1999 : 163-73. - K. Nakagawa, Y. Aoki, T. Fujimaki, A. Terahara, K. Karasawa, K. Sakata, et al : High-dose conformai radiotherapy influenced the pattern of failure but did not improve survival in glioblastoma multiforme. Int J Radiat Oncol Biol Phys 40 ; 1998 : 1141-1149. - W. R. Nelson, H. Hirayama and D.W.O. Rogers : The EGS4 code system, in Report SLAC-265 (Stanford, CA : SLAC). ; 1985. - W. R. Nelson and T.M. Jenkins : Computer Techniques in Radiation Transport and Dosimetry (New York : Plenum) ; 1980. - H. Neuenscwander, T.R. Mackie and P.J. Reckwerdt : MMC - a high- performance Monte Carlo code for électron beam treatment planning. Phys Med Biol 40 - 1995 : 543-574. - M. Nevinny-Stickel, S. Ennemoser, R. Sweeney, I. Bangerl, D. Zur Nedden, and P. Lukas : Comparison of standard and individually planned infradiaphragmatic fields in irradiation of retroperitone l lymph nodes. Int J Radiat Oncol Biol Phys 48 [1]; 2000: 147-51. - H. Niederreiter : Random Number Generation and Quasi-Monte Carlo Methods (CBNS-NSF Regional Conf Ser in Applied Mathematics 63), Philadelphia, PA : SIAM ; 1992. - Nilsson and A. Brahme : Contamination of high-energy photon beams by scattered photon. Strahlentherapie 157 ; 1981 : 181-186. - J. Nocedal and J.S. Wright : Numencal Optimization, New York, Springer ; 1999. - C.M. Nutting, V. S. Khoo, V. Walker, H. McNair, C. Beardmore, A. Norman, and D.P. Dearnaley : A randomized study of the use of a customized immobilization system in the treatment of prostate cancer with conformai radiotherapie. Radiother Oncol 54 [1] ; 2000 : 1-9. - K. Ogawa, N. Nakajima, and S. Yuta : A reconstruction algorithm from truncated projections. IEEE Trans Med Imaging 3 ; 1984 : 34-40. - L.E. Olsson et al. : MR imaging of absorbed dose distributions for radiotherapy using ferrous sulphate gels. Phys Med Biol 35 , 1990 : 1623. - I. Orion, A.B. Rosenfeld, F.A. Dilmanian, F. Telang, B. Ren, and Y. Namito : Monte Carlo simulation of dose distributions from a synchrotron-produced microplanar beam array using the EGS4 code system. Phys Med Biol ; 45 [9] ; 2000 : 2497-508. - J. B. Owen and L.R. Coia : The changing Structure of Radiation Oncology : Implications for the Era of Managed Care. Semin Radiat Oncol 7 [2] ; 1997 : 108-113. - J.R. Palta, D. K. Yeung, and V. Frouhar : Dosimetric considérations for a multileaf collimator system. Med Phys 23 ; 1996 : 1219-1224. - W. Pan : A two-sample test with internai censored data via multiple imputation. Stat Med 19 [1] ; 2000: 1-11. - J.P. Patau, C.E. Vernes, M. Terrisol and M. Malbert : Calcul des caractéristiques qualitatives (TEL, FQ, équivalent dose) d'un faisceau de photons de freinage à usage médical, par simulation de sa création et de son transport. Proc 6th Symp Microdosimetry (1978), Brussels, Belgium (EUR 6064), ed J. Booz and H.G. Ebert (London : Hardwood Academic) ; 1978 : pp 579-588. - A.C. Paulino, A. Narayana, M. N. Mohideen, and S. Jeswani : Posteriorfossa boost in medulloblastoma : an analysis of dose to surrounding structures using 3- dimensional (conformai) radiotherapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2000 Jan 15 ; 46 [2] : 281-6 Commentaire dans : Int J Radial Oncol Biol Phys 2000 Jan 15 ;46 [2] : 265-6 - T. Pawlicki : Application of a new mixed-simulation Monte Carlo code system to électron beam radiotherapy treatment planning with computed data, PhD Thesis, Medical College of Ohio ; 1998. - E. Pedroni et al : The 200-MeV proton therapy project at the Paul Scherrer Insti- tute : conceptual design and practical realization. Med Phys 22 ;1995 : 37-53. - E. Pedroni, R. Bacher, H. Blattmann, A. Coray, A. Lomax, S. Lin, G. Munkel, S. Schreib, U. Schneider, and A. Tourovsky : The 200-MeV proton therapy project at the Paul Scherrer Institute : design and practical realization. Med Phys 22 ; 1995 : 37-53. - E. Penitsa, J.C. Rosenwald, and C. Kappas : Quality control of dose volume histogram computation characteristics of 3-D treatment planning systems. Phys Med Biol 43 ;1998 : 2807-2816. - C.A. Pelizzari and G.T. Chen : Volume visualization in radiation treatment planning. Crit Rev Diagn Imaging 2000 Dec ; 41[6] : 376-401. P. L. Petti, M.S. Goodman, T. Gabriel and R. Mohan : Investigation of buildup dose from électron contamination of clinical photon beams. Med Phys 10 ; 1983a: 18-24. P. L. Petti, M. S. Goodman, J.M. Sisterson, P. J. Biggs, T.A. Gabriel and R. Mohan : Sources of électron contamination for the Clinac-3525-MV photon beam. Med Phys 10 ; 1983b : 856-861. - M.H. Phillips, K. Singer, E. Miller, K. Stelzer : Commissioning an image-guided localization system for radiotherapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 48 [Il ; 2000 : 267-76. O. Pradier, H. Schmidberger, E. Weiss, H. Bouscayrol, A. Daban, and CF. Hess : Accuracy of alignment in breast irradiation : a retrospective analysis of clinical practice. BJR 72 ; 1999 : 685-690. - W. L. Price: Global optimization by controlled random search. J Optimization Theory Appl 40 ; 1983 : 333-348. - I. Rabinowitz, J. Broomberg, M. Goitein, K. McCarthy, J. Leong : Accuracy of radiation field alignment in clinical practice. Int J Radiat Oncol Biol Phys 11 ; 1985 : 1857-67. - D.E. Raeside :Monte Carlo principles and applications. Phys Med Biol 21 ; 1976 . 181-197. C. R. Ramsey, D. Arwood, D. Scaperouth, and A.L. Oliver : Clinical application of digitally-reconstructed radiographs generated from magnetic resonance imaging for intracranial lésions. Int J Radiat Oncol Biol Phys 1999 Oct 1 ; [3] : 797- 802. M.J. Richards, D.A. Buchler : errors in reproducing pelvic radiation portais. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2 ; 1977 : 1017-9 A. Rizzoti, R. Compri, and G. F. Garusi : Doseevaluation to patients irradiated by 60Co beams, by means of direct measurements on the incident and on the exit surfaces. Radiother Oncol 3 ; 1985 : 279-83. - J.M. Robertson, R.K. Ten Haken, M.B. Hazuba, et al : Dose escalation for non- small cell lung cancer using conformai radiation therapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 37 ; 1997: 1079-1085. D. W.O. Rogers : The role of Monte Carlo simulation of électron transport in radiation dosimetry. Int J Appl Radiat Isot 42 ; 1991 : 965-974. D.W.O. Rogers and A.F. Bielajew : The use of EGS for Monte Carlo calculations in medical physics. Report PXNR-2692 (Ottawa : NRCC) ; 1984. D. W.O. Rogers and A.F. Bielajew : Difference in électron depthdose curves calculated with EGS and ETRAN and improved energy-range relationships. Med Phys 13 ; 1986 : 687-694. - D.W.O. Rogers and A.F. Bielajew: Monte Carlo techniques of électron and photon transport for radiation dosimetry, in The Dosimetry of Ionizing Radiation vol 3, ed K. Kase, B. Bjamgard and F. Attix (San Diego, CA : Academic); 1990 : pp 427-539.. D. W.O. Rogers, A.F. Bielajew, T.R. Mackie and S.S. Kubsad : The OMEGA project treatment planning for electron-beam radiotherapy using Monte Carlo techniques [abstract]. Phys Med Biol35 ; 1990 : 285. D.W.O. Rogers, G.M. Ewart, A. F. Bielajew and G. Dyk : Calculations of électron contamination in a Co-60 therapy beam. Proc IAEA Int Symp on Dosimetry in Radiotherapy vol I (Vienna : IAEA) ; 1988 : pp 303-312. D.W.O. Rogers, B.A. Faddegon, G.X. Ding, C-M. Ma, J. We and T R. Mackie : BEAM : a Monte Carlo code to simulate radiotherapy treatment units. Med Phys 22 ; 1995a : 503-524. D.W.O. Rogers, C-M. Ma, G.X. Ding and B. Walters: BEAM users manual. Report PIRS-0509 (A) (Ottawa : NRCC) ; 1995b - 1.1. Rosen, R. G. Lane, S. Morrill and J.A. Belli : Treatment plan optimization using linear programming. Med Phys 18 ; 1991 : 141-152. C. S. Ross, D. H. Hussey, E.C. Pennington, et al : of movement of intrathoracic neoplasms using ultrafast computerized tomography. Int J Radiat Oncol Biol Phys 18 ; 1990: 671-677. # S.N. Rustgi, A. K. Rustgi, S. B. Jiang and K.M. Ayyangar : Dose perturbation caused by high density inhomogeneities in small beams in stereotactic radiosurgery. Phys Med Biol 43 ; 1998 : 3509-3518. F. Salvat, J.M. Fernandez-Vera, J. Baro and J. Sempau : PENELOPE, an Algorithm and Computer Code for Monte Carlo Simulation of Electron-Photon Showers (Madrid : Informes Tecnicos Ciemat) ; 1996.- M.J. Samson, J.R. van Sôrnsen de Koste, J.C. de Boer, et al : An analysis of anatomic landmark mobility and setup déviations in radiotherapy for lung cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys 43 ; 1999 : 827-832. - P.V. Sankar, O. Nalcioglu, and J. Slansky : Undersampling errors in region-of- interest tomography. IEEE Trans Med Imaging 1 ; 1982 : 168-173. - O.A. Sauer, D. M. Shepard, and T.R. Mackie : Application of constrained optimization to radiotherapy planning. Med Phys 1999 Nov ; 26 [11] : 2359-66. - J.E. Schewe, J.M. Balter, K. L. Lam, et al : Measurement of patient setup errors using port films and a computer-aided graphical alignment tool. Med Dosim 21 ; 1996 : 97-104. - M. Schiebe, und W. Hoffmann : CT-based virtual simulation using the AdvantageSim system Description of reliability and accuracy Strahlenther Onkol 2000 Aug ; 176 (8). - S. Shaley : Treatment verification using digital imaging. In : A.R. Smith, ed. Radiation therapy physics, Berlin : Springer ; 1995 : pp 155-173. - M.B. Sharpe, D.A. Jaffray, J.J. Battista, and P. Munro : Extrafocal radiation : A unified approach to the prediction of beam penumbra and output factors for megavoltage x-ray beams. Med Phys 22 ; 1995 : 2065-2074. J.E.H. Shaw : A quasirandom approach to integration in Beyasian statistics. Ann Statist 16 ; 1988 : 895-914. - Sheikh-Bagheri : Monte Carlo study of photon beams from medical linear accelerators : optimization, benchmark and spectra, PhD Thesis, Carleton University, Canada. ; 1998. - H. Shirato, S. Shimizu and al. : Four dimensional treatment planning and fluoroscopic real-time tumour tracking radiotherapy for moving tumour. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2000 Sep 1 ; 48(2) : 435-42. - S. Shimizu, H. Shirato, K. Kagel, T. Nishioka, X. Bo, H. Dosaka-Akita, S. Hashimoto, H. Aoyama, K. Tsuchiya and K. Miyasaka : Impact of respiratory movement on the computed tomographic images of small lung tumors in three- dimensional (3D) radiotherapy. Int J Radial Oncol Biol Phys 45 [5] ; 2000 : 1127-1133. - K. R. Shortt, C. K. Ross, A.F. Bielajew and D.W.O. Rogers :Electron beam dose distributions near standard inhomogeneities. Phys Med Biol 31 ; 1986 : 235-249. - K.E. Sixel and B.A. Faddegon :Calculation of x-ray spectra for radiosurgical beams. Med Phys 22 ; 1995 : 1657-1661. - J.M. Slater, J.O. Archambeau, D. W. Miller, M.I. Notarus, W. Preston, and J.D. Slater : The proton treatment centre at Loma Linda University Medical Center : rationale for and description of its development. Int J Radial Oncol Biol Phys 22 ; 1992 : 383-389. - T. D. Solberg, J.J. DeMarco, F.E. Holly, J.B. Smathers and A.F. DeSalles : Monte Carlo treatment planning for stereotactic radiosurgery. Radiother Oncol 49 ; 1998 : 73-84. - W.J.T Spyra, A. Faridani, K. T. Smith, and E.L. Ritman : Computed tomographic imaging of the coronary arterial tree-use of local tomography. IEEE Trans Med Imaging 1 ; 1982 : 168-173. - M. Stasi, B. Baiotto, F. Palamara, P. Gabriele, and G. Scielzo: Dosimetric characterization of a multileaf collimator. (abstract) Radiol Med (Torino) 97 (5) ; 1999 : 382-8. - J.C. Stroom, J.C. de Boer, H. Huizenga, et al: Inclusion of geometrical uncertainties in radiotherapy treatment planning by means of coverage probability. Int J Radiat Oncol Biol Phys 43 ; 1999 : 905-919. - J.A. Stryker, J. Shafer, and R.E. Beatty : Assessment of accuracy of daily installations in prostate radiotherapy using electronic imaging. Br J Radiol 72 [858] ; 1999 : 579-83. - M. Tatcher and B.E. Bjarngard : Head-scatter factors in rectangular photon fields. Med Phys 20 ; 1993 : 205-206. - A. Torn, and S. Vitanen : Topographical global optimization using pre-sampled points. J Global Optimization 5 ; 1994 : 267-276. - A.F. Thornton, T.J. Hegarty, R.K. Ten Haken : Three-dimensional treatment planning of astrocytomas : a dosimetric study of cerebral irradiation. Int J Radial Oncol Biol Phys 20 ; 1991 : 1309-1315. - A. Torn, M. M. Ali and S. Vitanen : Stochastic global optimization : problem classes and solution techniques. J Global Optimization 14 ; 1999 : 437-447. - J.R. Treurniet and D.W.O. Rogers : BEAM and DOSXYZGUI user's manual Report PIRS-0623 (Ottawa : NRCC) - S.T. Treves, K. D. Mitchell, I.H. Habboush : Three-dimensional image alignment, registration and fusion. Q J Nucl Med 42 ; 1998 :83-92. - LA. Tsalafoutas, S. Xenofos, A. Papalexopoulos, S. Nikoletopoulos : Dose calculations for asymétrie fields defined by independent collimators using symétrie field data. Br J Radiol 73 (868) ; 2000 : 403-9. # J.E. Turner, H.A. Wright and R.N. Hamm : Review article : a Monte Carlo primer for health physicists. Health Phys 48 ; 1985 : 717-733. - M. Udale : A Monte Carlo investigation of surface doses for broad électron beams. Phys MedBiol 33 ; 1988 : 939-954. @ M. Udale-Smith : A Monte Carlo investigation of high-energy électron beams used in radiotherapy, PhD Thesis, Leeds University ; 1990. M. Udale-Smith : Carlo calculations of électron beam parameters for three Philips linear accelerators. Phys Med biol 37 ; 1992 : 85-105. # J. van Dam, G. Marinello : Methods for in vivo dosimetry in external radiotherapy. Estro Booklet n 1 on physics for clinical radiotherapy. Garant : Leuven ; 1994. J. van Dam, C. Vaerman, N. Blanckaert, G. Leunens, A. Dutreix, and E. van der Schueren : Are port films reliable for in vivo exit dose measurements ? Radiother Oncol 25 ; 1992 : 67-72. - W. van der Zee : Photon beam radiotherapy planning using Monte Carlo systems, M Sc Thesis, Utrecht University ; 1996. - W. van der Zee, J. Welleweerd : Calculating photon beam characteristics with Monte Carlo techniques. MedPhys 1999 Sep ; 26 [9] : 1883-92. - A. van Esch, R. Bogaerts, G.J. Kutcher, and D. Huyskens : Quality assurance in radiotherapy by identifying standards and interception of emissions treatment préparation. Radiother Oncol 2000 Jul ; 56 [1] : 109-15. - M. van Herk, P. Remeijer, C. Rasch, et al : The probability of correct target dosage-dose population histograms for deriving treatment margins in radiotherapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 47 ; 2000 : 1121-1135. J. van de Steene, F. van den Heuvel, A. Bel, et al : Electronic portai imaging with on-line correction of setup error in thoracic irradiation : Clinical evaluation. Int J Radiat Oncol Biol Phys 40 ; 1998 : 967-976. - G. van Tienhoven, J. Lanson, D. Crabeels, S. Heukelom, B. Mijnheer : Accuracy in tangentialbreast treatment set-up : a portal imaging study. Radiother Oncol 22 ; 1991 :317-322. - A.A. van't Veld, P. van Luijk, F. Praamstra, P.C. van der Hulst : Slit x-ray beam primary dose profiles determined by analytical transport of Compton recoil électrons. Med Phys 27 (5) ; 2000 : 923-34. - S.M. Vatnitsky, R.W.M. Schulte, R. Galindo, H. J. Meinas, and D.W. Miller : Radiochromic film dosimetry for verification of dose distributions delivered with proton-beam radiosurgery. Phys Med Biol 42 ; 1997 : 1887-1898. - D. Verellen, V. Vinh-Hung, P. Bijdekerke, F. Nijs, N. Linthout, A. Bel, G. Storme : Characteristics and clinical application of a treatment simulator with CT-option. Radiother Oncol 50 [3] ; Mar 1999 :355-66. - F. Verhaegen, A.E. Nahum, S. Van de Putte and Y. Namito : Carlo modelling of radiotherapy kV x-ray units. Phys Med Biol 44 ; 1999 : 1767- 1789. - T. Vuong, W. Parker, H.J. Patrocinio, P. Fava, D. Parmar, M. D. Evans, and C.R. Freeman : An alternative mantle irradiation technique using D CT-bases treatment planning for female patients with Hodgkin's disease. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2000 Jun 1 ;47 [3] : 739-48. - W. Wagner, K. Ostkamp, und U. Niewohner-Desbordes : A simple method for transposing MRI information to simulation films. Technical note [abstract]. Strahlenther Onkol 2000 May ; 176 [5] : 235-8. S. Wallace and B.J. Allen : CT based 3D Monte Carlo radiation therapy treat- ment planning. Australas Phys Eng Sci Med 21 ; 1998 : 41-50. - L. Wang, C. S. Chui and M. Lovelock : A patient spécifie Monte Carlo dose calculation method for photon beams. Med Phys 25 , 1998 : 867-878. - S. Webb : Optimization of conformai radiotherapy dose distributions by simulated annealing. Phys Med Biol 34 ; 1989 :1349-1370. - S. Webb : Optimization by simulated annealing of three-dimensional conformai treatment planning for radiation fields defined by a multileaf collimator. Phys MedBiol 36 ;1991 : 1201-1226. - S. Webb : The Physics of Three-dimensional Radiation Therapy (Bristol : Insti- tute of Physics Publishing) ; 1993 : 135-176. - S. Webb : The Physics of Conformal Radiotherapy : Advances Technology (Bristol : Institute of Physics Publishing) ; 1997 : pp 1-95. - C. Weltens, J. Menten, M. Feron, E. Bellon, P. Demaerel, F. Maes, et al : Interoberver variations in Gross Tumor delineation of brain tumors on CT and impact on MRI. Radiother Oncol 48 ; 1998 : 14. - C. Westbrook, J. Gildersleve, J. Yarnold : Quality assurance in daily treatment procédure : patient movement during tangential fields treatment. Radiother Oncol 22 ; 1991 : 299-303. - X. Wu, Y. Zhu, J. Dai and Z. Wang : Selection and determination of beam weights based on genetic algorithms for conformai radiotherapy treatment planning. Phys Med Biol 45 ; 2000 : 2547-2558 - Xingen Wu and Yunping Zhu : A global optimization method for three- dimensional conformai radiotherapy treatment planning. Phys Med Biol46 ; 2001 :107-119. - D. Yan, J. Wong, F. Vicini, et al : Adaptative modification of treatment planning to minimize the deleterious effects of treatment setup errors. Int J Radiat Oncol Biol Phys 38; 1997 : 197-206. - M. K. Yu, R.S. Sloboda, and F. Mansour : Measurement of photon beam backscatter from collimators to the beam monitor chamber using target-current- pulse-counting and télescope techniques. Phys Med Biol 41 ; 1996 : 1107-1117. - Y. Yu, M. C. Schell and J.B. Zhang : Decision theoretic steering and genetic algorithm optimization : application to stereotactic radiosurgery treatment planning. Med Phys 24 ; 1997 : 1742-1750. - C.X. Yu : Intensity-modulated arc therapy with dynamic multileaf collimation : an alternative to tomotherapy. Phys Med Biol 40 (9) ; 1995 : 1435-49. - K. Yuen, M.S. Al-Ghazi, C.L. Swift, and C.A. White : A practical method for the calculation of multileaf collimator shaped fields output factors Med Phys 1999 Nov ; 26 [11] : 2385-9. - M. Zaider, M.J. Zelefsky, E.K. Lee, K. L. Zakian, H.L. Amols, J. Dyke, G. Cohen, Y-C. Hu, A. K. Endi, C-S. Chui and J.A. Koutcher : Treatment planning for prostate implants using magnetic-resonance spectroscopy imaging. Int J. Radiat Oncol Biol Phys 47 [4] ; 2000 : 1085-96. - G. G. Zhang, D. W.O. Rogers, J.E. Cygler and T.R. Mackie : Effects of changes in stopping-power ratios with field size on électron beam relative output factors. Med Phys 25 ; 1998 : 1711-1716. G. G. Zhang, D. W.O. Rogers, J.E. Cygler and T.R. Mackie : Monte Carlo investigation of électron output factors versus size of square cut-out. Med Phys 26 ; 1999 : 743-750. - R. Zielinski : A stochastic estimate of the structure of multi-external problems. Math Program 21 ; 1981 : 348-356. Revendications 1) Dispositif intégré de Radiothérapie pour irradier simultanément un seul et même sujet caractérisé en ce qu'il comprend en combinaison une pluralité de sources synchrones de faisceaux photoniques X d'orthovoltage (1,2, 3,4, 5), montés sur portiques rotatif pour la cyclothérapie isotropique multifaisceaux d'orthovoltage guidée par radioscanographie 4-D et une pluralité de sources de faisceaux photoniques d'orthovoltage (8,9, 10,11, 12, et 13), montées sur des portiques stationnaires, ainsi que des moyens d'imagerie générant des données 4-D multi- couches d'image tout comme de mesure permanente et en temps réel de la dose exacte d'irradiation, destiné à la simulation clinique 3-D de planification, de traitement et de surveillance en ligne de délivrance multifaisceaux des rayons ayant une grande flexibilité balistique pour ajuster séance tenante les erreurs de placement, les mouvements volontaires et involontaires, la rotation sur soi- même par rapport aux repères anatomiques et au mauvais ciblage de l'objectif visé par la radiothérapie à partir des données scanographiques du système d'acquisition des données (DAS) (14) et des moyens de contrôle de la constance des paramètres d'irradiation. 2) Dispositif selon la revendication 1 caractérisé en ce que le portique rotatif pré- sente un nombre d'odd de sources des rayons X, dont une seule est destinée à l'imagerie scanographique, solidarisées au même nombre des réseaux des détec- teurs des rayons X (15,16, 17,18, 19, et 20), de façon diamétralement opposée, et montés pour tourner ensemble, de telle sorte qu'un nombre donné des tubes exécutent ce même nombre des phases simultanées de balayage hélicoïdal, en cours d'examen radioscanographique ou radioscanoscopique instantané, conju- guées à un mouvement simultané de translation continue dans les deux sens de l'axe d'un support patient 24, spécifiquement destiné à l'exploration clinique multiphasique de contrôle et de surveillance. 3) Dispositif selon la revendication 1 caractérisé en ce que les portiques stationnai- res sont sous forme d'hémi-arceaux disposés par paires (15, 16, 17, 18, 19 et 20) avec possibilité de bascule latérale de la paire de part et d'autre de la position centrale, et indépendamment l'un de l'autre, de sorte qu'une paire peut décaler au maximum ses deux hémi-arceaux de 30 et au bout de chaque hémi-arceau est monté un tube à rayons X (8, 9, 10, 11, 12 et 13). 4) Dispositif selon la revendication 3 caractérisé en ce qu'il comprend six hémi- arceaux (15, 16,17, 18,19 et 20) aux extrémités desquels sont disposés six tubes (8,9, 10,11, 12, et 13) stationnaires à anodes de préférences fixes de part et d'autre du plan (x, y) du statif à l'intérieur duquel tournent cinq tubes à anodes tournantes (1, 2,3, 4 et 5), l'ensemble tournant autour d'un seul et même isocentre 1 et du support patient (24).