FR 2820045 A1 20020802 FR 0101133 A 20010129 Dispositif de StéréoRadiothérapie par accélération et collision des particules associé à un dispositif de contrôle permanent et de vérification instantanée de la délivrance des radiations Domaine technique Dispositif inspiré du principe des collisiorineurs linéaires, caractérisé en ce que son double faisceau synchrone d'irradiation produit dans un milieu tissulaire, déterminé par un volume cible de thérapie aux radiations des collisions des particules (photoniques, électrons et positrons, etc. ) avec potentialisation des interactions électromagnétiques desdites particules, dans le domaine précis de la Radiothérapie conformationnelle. Le dispositif comporte un imageur CT embarqué et peut, selon la modalité de sa réalisation, lui associer deux bombes à Cobalt, deux accélérateurs linéaires (microtron p. ex. ), etc., émettant des rayonnements synchrones des particules (photoniques, 1 électroniques, etc. ) de même énergie ou d'énergies différentes, avec contrôle instantané et permanent d'excellence de la balistique et assurance de qualité (QA) du traitement. Etat de la technique antérieure Les progrès de la Radiothérapie sont, ces dernières années, tributaires en grande partie des innovations dans la réalisation des accélérateurs linéaires ayant une précision et une capacité de dépôt d'énergie dans les tissus de plus en plus élevée. C'est pourquoi, par simplification de l'exposé, la description ci-après concerne essentiellement l'accélérateur linéaire, d'une part, et le dépôt d'énergie dans les tissus irradiés du milieu tissulaire organique d'autre part. Ce dernier résulterait essentiellement en des interactions électromagnétiques des deux faisceaux liées dans ce cas aux phénomènes de freinage ou bremsstrahlung, sous la forme d'une perte d'énergie cinétique que l'on désigne par le vocable absorption par, en l'occurrence les tissus biologiques du volume cible et des tissus environnants. Cette dernière met en jeu des effets photo- électriques, ceux de Raleight ainsi que des mécanismes de diffusion de Compton. Nous présentons ici l'état de l'art des techniques actuelles des accélérateurs linéaires (linac) en vue d'actes de Radiothérapie, en donnant un éclairage particulier sur la radiothérapie conformationnelle et l'imagerie de contrôle des divers actes de la pratique quotidienne. Utilisant le travail initié en Angleterre par les expérimentations en Physique de Fry, en 1920, William Hansen et les frères Varian développèrent, à Stanford, les appareils proto-linac initial. Le premier linac médical (8 MV) a été installé, en juin 1952, au . Hospital de Londres, avec déjà le tout premier patient traité en août 1953. Le temps moderne des accélérateurs linéaires devenait alors les chevaux de bataille de la Radio-oncologie. Le projet de l'accélérateur klystron des Varian fut en effet concrétisé par les membres de l'équipe de recherche pour le développement de l'accélérateur linéaire de haute énergie : Russell Varian, Sigurd Varian, Professor David . Webster, William Hansen et John Woodyard (qui suggéra l'usage d'une onde guide). Hansen avait construit un prototype, l'accélérateur Mark I, Ca 1946, qui incorporait les idées des frères Varian pour la technologie des micro-ondes. Mais, il faudra attendre 1956 pour voir avec Henry Kaplan les premières applications humaines du Linac. Avec son premier linac médical de 6 MV, installé à la fin de 1955, il traitait en janvier 1956 . un premier patient, un garçon atteint de rétinoblastome. 40 ans après, le garçon demeura indemne et garda sa vision. L'oeuvre de Kaplan comprend, eu égard aux normes exactes établies par l'usage, une recherche minutieuse de nouvelles technologies en thérapie du cancer. Les résultats cliniques acquis depuis lors ont contribué aux raffinements dans les . les accélérateurs linéaires et autres machines générant des radiations. Dans les accélérateurs à micro-ondes, par exemple, quatre composants ont continué à être améliorés : les modulateurs, les klystrons/magnétrons, les canons à électrons, et les guides de l'accélérateur. Les constructeurs avaient par la suite répondu aux résultats cliniques par une recherche additionnelle, et les compagnies elles-mêmes ont, tout le . temps, apporté le développement de différentes modifications. L'unité 8 MV de Metro Metropolitan Vickers fut vendue par Varian, tandis que le Mullard, installé d'abord en 1953 à l'Hôpital de Newcastle, était une unité conçue et profilée comme une montagne avec un guide d'onde voyageant sur un mètre ; avec un magnéton de 2 MV et un faux plancher. Ce dernier était commercialisé par le groupe Phllips, alors que le Klystron de 25 MV de CGR était vendu par GE-CGR Sagittaire, et l'Applied Research Corporation (ARC) était commercialisé par Siemens. Ce dernier outil de travail de pionnier, le Mevatron III de Siemens (Applied Radiation Co), ayant un double faisceau de photon, a après son apparition en 1966 subi des ajouts. En plus de ces systèmes de base, les éléments des appareils de traitement évoluèrent continuellement pour améliorer le ratio thérapeutique. Quelques-uns de ces éléments comprennent la délivrance de dose contrôlée par ordinateur, le faisceau d'électrons, l'image portale en temps réel, les cales dynamiques, et autres. La recherche de base et celle appliquée ont ainsi été couronnées par d'autres innovations médicalement utiles avec la RBE (équivalence radiobiologique) et le transfert linéaire d'énergie, LET (Linear energy transfert). Dans le siècle qui va s'ouvrir bientôt, chaque entité spécifique (ion lourd, proton, alpha, bêta, neutron, etc. ) verra ses propriétés guérissantes exploitées en clinique. Le linac médical intégré d'aujourd'hui le Varian Clinac, en tant qu'unité de traitement des années 1990, a par exemple été majoré des systèmes de contrôle informatique et des opérations plus aisées, ceci dans la quête d'un traitement optimal du cancer. Le principe est de réaliser une accélération par étapes, dont chacune ne met en jeu qu'une différence de potentiel relativement faible : les particules se déplacent par paquets, en suivant l'axe d'une série de cylindres coaxiaux, dont le montage est tel qu'il existe une différence de potentiel V entre deux cylindres successifs. Au sortir d'un cylindre, les particules de charge q sont, dans l'intervalle, soumises au champ électrique qui y règne et acquiert, en arrivant au cylindre suivant, une énergie q. V. En donnant des longueurs croissantes à chaque cylindre pour tenir compte de l'accélération des particules, on peut ainsi accélérer autant de fois les particules qu'il y a d'intervalles entre les cylindres. Le principe d'accélération linéaire pour les particules lourdes est basé sur ces mêmes considérations. Tandis que dans le cas des électrons qui atteignent rapidement une vitesse voisine de celle de la lumière, le principe est différent. Les électrons se déplacent dans la même direction et à la même vitesse que l'onde d'un champ électrique oscillant. Ils sont dans un tel cas soumis à un champ électrique constant. Pour que ce mode d'accélération soit utilisable, il faut que la vitesse de progression de l'onde électrique augmente parallèlement à celle de l'électron accéléré. Dans un accélérateur linéaire, les électrons sont émis avec une énergie initiale de l'ordre de 50.000 eV (soit une vitesse d'environ 0,2 c) en paquets . Ils traversent ensuite un long tube, dans lequel règne un vide très poussé, qui sert de guide-onde à un champ électrique émis en même temps que les électrons, dont la fréquence est d'au moins 3.000 MHz, et qui se déplace également le long du tube d'accélération. Des diaphragmes sont disposés sur le guide-onde à intervalles tels que les vitesses de progression de l'onde et du paquet d'électrons soient identiques (on emploie classiquement une comparaison imagée : l'électron progresse avec l'onde comme un ballon avec la vague qui l'entraîne). Le couplage magnétique et électrique schématisée à la figure 3 illustre bien ce synchronisme, à partir duquel 100 à 500 paquets d'électrons sont ainsi accélérés par seconde. L'énergie des électrons à la sortie est d'autant plus grande que le tube est plus long. Avec des champs électriques de l'ordre de 10.000 V/cm, les électrons peuvent acquérir une énergie de 1 MeV par mètre. Les accélérateurs linéaires médicaux permettent d'obtenir des énergies de 4 à 40 MeV avec des longueurs de quelques mètres, mais des énergies beaucoup plus élevées ont été obtenues sur d'autres appareils. Au début des années 1970, aux États-Unis, les inspections traditionnelles réalisées par les États sur des machines diagnostiques aux rayons X, ont été augmentées d'une paire sophistiquée de programmes conjoints entre le Public Health Service et les Agences d'État du contrôle des radiations. Le premier programme, Dental Exposure Normalization Technique (DENT), était destiné aux dentistes, et le second, Breast Exposure Nationwide Trends (BENT), fut pour les médecins conduisant des examens mammographiques. Quoique la participation ait été volontaire, presque tous les médecins et les dentistes impliqués acceptèrent volontiers de participer une fois que le programme avaient été avalisés par leurs sociétés professionnelles locales. L'efficacité remarquable de ces programmes était, dans plusieurs États, illustrée par les tests pilotes du programme DENT, qui a noté une réduction globale de 40 % dans l'exposition à partir des radiographies dentaires du patient. Il a fallu attendre la fin des années 1970, lorsque l'American College ofradiology et le gouvernement se joignirent dans un effort à long terme, pour voir se développer et se propager les critères de référence ( re/erral criteria ) en vue des certaines procédures d'images aux rayons X. Ces critères étaient formulés par des panels d'experts, radiologistes et cliniciens, et furent destinés à fournir un guidage (une conduite, une attitude) volontaire aux cliniciens sur les indications des divers procédés des rayons X. Les critères étaient alors publiés et largement diffusés notamment sur la pelvimétrie aux rayons X, le dépistage radiographique de routine du thorax, la radiographie préchirurgicale de thorax, la radiographie du crâne après traumatisme, et la radiographie dentaire. L'élan vers le développement effectif des critères de références fut affecté, aux Etats-Unis, par deux tendances de la société la requête pour l'effectivité du coût par le gouvernement d'abord et les organismes sociaux et enfin le besoin d'un consensus concernant la pratique médicale acceptable durant un âge d'accélération des litiges de mauvaise pratique médicale. De nouvelles exigences pour les accélérateurs à faisceaux brillants et des paquets d'électrons courts. On distingue deux types d'injecteurs : Les injecteurs traditionnels Il existe aujourd'hui dans le monde des milliers d'accélérateurs linéaires utilisés soit pour des applications scientifiques, soit pour des applications industrielles ou médicales. Ces accélérateurs sont généralement équipés d'un injecteur dit traditionnel. Celui-ci est constitué de deux types d'éléments principaux : le canon à tension continue et les groupeurs. La cathode thermoionique émet des électrons lorsqu'elle est portée à une t élevée ( > : 10000 C). Ces électrons sont ensuite accélérés par une haute tension continue créée entre les électrodes du canon. Dans le cas le plus simple d'un canon diode de deux électrodes seulement, la durée de l'impulsion est contrôlée en modulant la tension de l'anode. Pour obtenir des impulsions courtes, cette technique n'est pas suffisante et il est nécessaire d'utiliser un canon triode. Outre la cathode et l'anode, ce dernier comporte une troisième électrode, appelée grille qui est très proche de la cathode (quelques dizaines de microns). Dans un tel canon, la tension est maintenue constante entre la cathode et l'anode, et la grille qui est polarisée avec une tension assez faible (une centaine de volts) permet de bloquer l'émission des électrons. La grille étant très proche de la cathode, la capacité de l'ensemble cathode-grille est grande et il est donc possible d'appliquer à la grille des impulsions relativement brèves, sous formes de micro-impulsions et finalement de macro-impulsions. Il faut noter ici que dans un canon à tension continue, on peut aussi utiliser une photocathode au lieu d'une cathode thermoionique. Ceci permet d'obtenir des densités de courant plus importantes et de produire, le cas échéant, des faisceaux polarisés, au prix d'une plus grande complexité du système. Groupeurs harmoniques et sous-harmoniques Comme un canon à tension continue ne peut fournir des impulsions intenses de durée très inférieure à la nanoseconde, il est nécessaire de comprimer ces impulsions pour pouvoir les accélérer efficacement dans une structure accélératrice d'hyperfréquence, fonctionnant en bande L ou S (1 à 3 GHz). Ceci est réalisé par une cavité HF particulière, appelée groupeur. Cette cavité peut fonctionner soit à la fréquence de l'accélérateur (groupeur harmonique), soit à un sous-multiple de cette fréquence (groupeur sous-harmonique). Dans le cas ou plusieurs groupeurs sont utilisés, les premiers sont appelés pré-groupeurs. La durée de l'impulsion du canon étant de l'ordre de la demi-période HF du groupeur, les électrons voient des champs accélérateurs différents et il se crée ainsi une modulation en énergie le long de l'impulsion. Comme ces électrons ne sont pas encore relativistes, cette modulation en énergie se traduit, au bout d'une distance de dérive, en un groupement des électrons, et donc en une réduction de la durée d'impulsion et une augmentation du courant crête. La distance de dérive dépend de l'énergie des électrons à la sortie du canon, de la tension dans le groupeur et de la phase d'entrée des électrons dans le groupeur. Un seul groupeur conduit à une compression par un facteur 10. Si l'on part d'une impulsion relativement longue, et que l'on souhaite produire un faisceau intense, on est conduit à utiliser deux, voire trois ou quatre groupeurs opérant à des fréquences différentes. Si ces fréquences sont choisies de telle façon que la durée de l'impulsion entrant dans chaque groupeur est un peu inférieure à la demi-période, il est possible de comprimer une impulsion du canon sans perdre trop de particules. Si par contre, la durée de l'impulsion entrant dans le groupeur est très largement supérieure à la demi-période, on obtient un train de micro-impulsions espacées d'une période HF. Entre ces micro-impulsions subsistent de nombreuses particules qui constituent ce que l'on appelle des queues . Celles-ci sont gênantes, car n'ayant pas la bonne phase, elles ne sont pas par conséquent proprement accélérées et constituent un halo autour du faisceau utile. Pour s'affranchir de ces queues ou pour sélectionner une impulsion dans le train, on utilise parfois un hacheur . Celui-ci est constitué d'une cavité HF opérant sur un mode transverse, qui défléchit les particules indésirables vers un arrêtoir. Tandis que pour améliorer la qualité des faisceaux, produits par un injecteur conventionnel, on peut rajouter certains éléments comme par exemple : un système de compression magnétique ; un filtre d'émittance ; et un flat- topping . Mais, il y a mieux ! Les canons hyperfréquences (HF) : Générer des faisceaux d'électrons de grande . brillance , c'est-à-dire de forte intensité et de faible émittance est un besoin qu'a engendré des développements des sources d'électrons qui ont conduit à l'invention du canon hyperfréquence (HF), dont la forme la plus répandue aujourd'hui est le photo- injecteur. Outre l'émittance et la brillance, d'autres paramètres ont été pris en compte dans les accélérateurs linéaires hyperfréquence HF, celui-ci est en général composé de trains de micro-impulsions ou paquets d'électrons . Chaque train ou macro- impulsion est donc constitué d'un nombre fini de micro-impulsions régulièrement espacées. Cette macro-impulsion est elle-même répétée à une certaine fréquence. Le canon hyperfréquence ou canon HF est constitué d'une cavité hyperfréquence (éventuellement composée de plusieurs cellules) dans laquelle on place une cathode. On peut distinguer, suivant qu'on utilise une cathode thermoionique ou une photocathode, deux types de canons HF. Ce dernier permet de remédier, au moins sur le papier, de façon presque parfaite aux limitations inhérentes aux injecteurs traditionnels. Depuis plusieurs décennies déjà, les microtrons utilisent comme source d'électrons une cathode placée dans une cavité hyperfréquence. Tandis que pour les accélérateurs linéaires (linac), la première mention concernant la possibilité de loger une cathode dans une cavité HF remonte au rapport de 1953 de R. B. Neal décrivant une expérience faite à Stanford. Pourtant c'est seulement en 1974 que Y. Minowa de la compagnie japonaise Mitsubishi dépose un brevet sur l'idée même du canon HF, mais ceci ne sera concrétisé que bien plus tard encore. La construction du canon HF sera l'oeuvre de G. A. Westenskow et J. M. J. Madey, qui ont, en 1985 à Stanford, fait fonctionner pour la première fois un canon HF thermoionique. J. S. Fraser et R. L. Sheffield ont à la même époque, en 1985, fait fonctionner pour la première fois à Stanford un canon HF thermoionique. A la suite des travaux de C. H. Lee et coll., qui avaient démontré que des photocathodes pouvaient émettre des densités de courant supérieures à 200 Acm2, J. S. Fraser et R. L. Sheffield ont en effet développé, à Los Alamos, le premier canon HF à photocathode ou photo-injecteur et, depuis lors, les choses se sont accéléré. Un tel choix ne va pas, quelle que soit la nouveauté du dispositif sans soulever de questions nombreuses d'intelligibilité. En 1984 et 1985, les champs électriques d'hyper- fréquence ont été étudiés, aux Etats-Unis, sur les petites surfaces de différentes natures dans des cavités résonantes et des essais réalisés dans des sections accélératrices à ondes progressives, en présence ou non d'un faisceau d'électrons. C'est ainsi qu'après avoir fait fonctionner, à Stanford, le premier laser à électrons libres ayant pour injecteur un canon HF thermoionique, l'équipe de J. M. J. Madley récidivait en faisant marcher le premier laser à électrons libres sur un linac, dont la source d'électrons n'était autre qu'un photo-injecteur. Le principe du canon HF thermoionique est simple puisqu'il s'agit de placer une cathode thermoionique dans une cavité HF. La cathode étant portée à haute température, les électrons sont émis en permanence. Cependant, ils ne peuvent être accélérés que pendant l'alternance négative du champ électrique. Le champ accélérateur étant sinusoïdal, les électrons émis vont, avant de pouvoir traverser la . cavité, rencontrer l'alternance décélératrice du champ, qui va les renvoyer vers la cathode. Ce phénomène est appelé rétrobombardement de la cathode. L'impulsion qui parvient à sortir de la cavité a donc une durée un peu supérieure au quart de la période HF et présente une très large dispersion en énergie (pratiquement 100 %). Si l'on veut utiliser efficacement le faisceau, il est donc nécessaire de placer un compres- seur magnétique muni d'un collimateur à la sortie du canon. Les avantages principaux des canons HF thermoioniques, munis d'un système de compression magnétique, par rapport aux injecteurs conventionnels sont essentiellement la possibilité de générer des impulsions très brèves (quelques picosecondes, voire quelques dizaines de fentosecondes), de très faible émittance. Quelle que soit la source des particules d'irradiation (photons, électrons, neutrons, positrons, protons, etc. ) et la modalité de délivrance du (es) faisceau (x), le préalable à la bonne thérapie aux radiations ionisantes est la définition précise de la dose thérapeutique ou Dose à la tumeur etlou dose au volume cible . La signification de la dose à la tumeur peut prêter à certaines ambiguïtés et sa signification doit, pensaient déjà en 1961 F. Ellis et R. Oliver (Specification of tumor dose. Brlt J Radiol, 34 : 258 ; 1961.) être précisée. C'est la dose au centre géométrique du volume-cible correspondant à l'entrecroisement des axes des faisceaux, mais aussi la dose maximale dans le volume-cible. D'autres valeurs, plus difficiles à déterminer, comme la dose à la limite du volume-cible et la dose modale ou valeur de la dose la plus fréquemment rencontrée à l'intérieur du volume-cible, sont moins usitées. Les 4 valeurs précédentes ne sont égales que si la dose est uniforme dans tout le volume cible. Cette condition est rarement satisfaite et il est nécessaire de préciser le défaut d'uniformité de la dose, soit par un chiffre (par ex. : 5 %) soit par l'indication de la dose dans les points où elle présente les plus grandes variations. Il faut également maîtriser la distribution de la dose en dehors du volume-cible. La meilleure représentation de cette distribution est fournie par les isodoses. Dans la conduite générale du traitement, la fiche de traitement doit contenir les données relatives à l'étalement (durée totale du traitement), au fractionnement (rythme des séances, rotation des champs et dose à la tumeur délivrée par séance ou par semaine) et à la dose totale à la tumeur . Les applications à la radiothérapie clinique des données issues, au cours des années, des recherches en radiobiologie fondamentale ont porté principalement sur les modifications du fractionnement, la prédiction de la réponse au rayonnement, sur l'oxygénation tumorale, sur la radiosensibilité intrinsèque et sur les gènes de radiosensibilité, ainsi que sur les mécanismes des interactions déterminant l'issue des associations chimioradiothérapiques. De nouvelles tentatives, reposant sur des bases plus élaborées et la découverte de nouvelles cibles, se font jour. Entre-temps, lorsque l'irradiation n'est pas unique mais fractionnée et répétée, l'organisme peut tolérer des doses beaucoup plus importantes. C'est pourquoi le fractionnement s'est imposé en pratique courante de la Radiothérapie. La dose tolérable dépend alors du rythme des séances et des doses délivrées, au cours de chaque séance. L'importance du fractionnement est apparue en clinique dès les premières tentatives de radiothérapie, et la réparation cellulaire ainsi que la repopulation des tissus sains ou tumoraux ont, dès l'aube du siècle dernier, fait l'objet de nombreux travaux de laboratoire. Le débat n'est donc pas d'actualité. Au point de vue radiobiologique, un traitement doit nécessairement satisfaire à deux conditions : stériliser le tissu cancéreux et ne pas provoquer de lésions graves, dans les tissus sains voisins, susceptibles de mettre la vie du malade en danger. Dans les années 1950, les premiers modèles mathématiques essayant de corréler étalement et dose par fraction ont été déjà conçus et ont débouché sur la classique formulation dans les années 1970 de la nominal standard dose (NSD). Les expériences cliniques fondées sur ce modèle ont rapidement montré leurs limites. C'est pourquoi de nouvelles recherches ont permis de formuler le modèle linéaire quadratique. Celui-ci a fait l'objet des très nombreux travaux visant à confirmer sa validité en clinique. Après20 ans et des milliers de patients inclus dans des essais contrôlés concernant la modification du fractionnement, on peut raisonnablement penser que, dans l'échelle des doses couramment utilisées, le modèle linéaire quadratique est transposable au quotidien et permet pour l'instant d'adapter le fractionnement à la situation clinique. Deux modes de modifications du fractionnement ont, en pratique, été mis en oeuvre, en premier lieu, l'hyperfractionnement où la baisse de la dose par fraction permettait d'une part d'envisager l'augmentation de la dose totale, donc de l'efficacité globale, sans pour autant augmentation de la toxicité aux tissus sains ;-et les traitements accélérés, conçus pour réprimer la repopulation tumorale en cours d'irradiation, ont d'autre part démontré leur potentiel dans un certain nombre de situations cliniques ; mais ceci au prix d'une toxicité aiguë voire même tardive plus importante. Avec la réponse apportée par la Radiothérapie de conformation et, surtout avec ce nouveau dispositif inventé ici, cette donne va être complètement modifiée et les protocoles cliniques s'en trouvent complètement modifiés. C'est justement le but poursuivi par cette nouvelle invention. Il faut désormais s'attendre à un développement considérable des traitements accélérés et à l'émergence des étalements très courts avec réduction importante du nombre total des fractions. Par ailleurs, stériliser une tumeur c'est inhiber la reproduction de toutes les cellules composant cette tumeur. Les variations de la sensibilité aux traitements d'une tumeur à l'autre sont une observation classique. Il en est de même de l'existence de variations interindividuelles de la radiosensibilité des tissus sains. La possibilité de détecter les patients et/ou les tumeurs les plus sensibles ou résistants, pour adapter les paramètres thérapeutiques sur une base individuelle, fut le grand espoir suscité par les travaux des années 1980. Cet espoir était jusqu'à ce jour loin d'être comblé. Effet différentiel et facteur temps : lorsque la tumeur est superficielle et qu'il est possible de l'irradier sélectivement la tâche du radiothérapeute est relativement aisée ; mais lorsqu'il s'agit d'une tumeur profonde, il est impossible d'éviter que les tissus sains avoisinant la tumeur, ne reçoivent des doses importantes. L'expérience montre qu'il est même possible, dans ces cas, de stériliser la tumeur sans détruire les tissus sains. En étalant une même dose de radiation sur un temps plus long ou en la divisant en plusieurs séances d'irradiation, on diminue effectivement la majorité des effets biologiques ; mais, tous les phénomènes ne sont pas influencés de la même façon et, d'un tissu à l'autre, le résultat d'une modification de rythme n'a pas toujours les mêmes conséquences. C'est pourquoi on ne peut pas avoir sur cette question un esprit de système et qu'on a tenté plus d'une fois de jouer sur ce facteur pour accroître ou diminuer les différences de radiosensibilité entre deux tissus juxtaposés, dont les rythmes de multiplications sont souvent différents. Dès 1927 déjà, C. Regaud trouva, en étudiant comparativement les effets d'une irradiation sur les testicules et la peau, que le fractionnement et l'étalement diminuent l'effet sur la peau et la muqueuse rectale sans amoindrir celui sur les testicules. Cette seule possibilité de léser plus sélectivement les tissus en croissance rapide, est à l'origine de l'étalement en radiothérapie. Ensuite, l'expérience clinique (H. Coutard, C. Regaud, et F. Baclesse) a en effet montré que les méthodes d'irradiation fractionnée par séances de 150 à 250 r, étalées sur 4 à 6 1 semaines, donnent des résultats plus favorables que les méthodes d'irradiation plus brutales qui avaient été précédemment utilisées (Wintz, Seitz). On obtient avec ces techniques, des stérilisations tumorales plus fréquentes, tout en provoquant des réactions moins brutales dans les tissus sains voisins et l'ensemble de l'organisme. La diminution de l'effet avec l'étalement, semble essentiellement liée aux phénomènes de restauration survenant dans le matériel irradié. C'est pourquoi des tests de repopulation ont été mis en place. Il est important de déterminer quelles sont les tumeurs à vitesse de croissance élevée, car pour ces tumeurs un traitement accéléré paraît à l'évidence constituer une bonne indication. Le concept de temps de doublement potentiel (Tpot), c'est-à-dire le laps de temps nécessaire au doublement du nombre de cellules tumorales en l'absence de pertes cellulaires, fut créé dans ce but à la fin des années 1980. Une grande étude multicentrique reprenant l'ensemble des données publiées sur le sujet, n'a malheureusement pas permis de mettre en évidence une corrélation entre les paramètres cinétiques tumoraux et le contrôle local après radiothérapie. Il est impératif de comprendre aujourd'hui la question logistique et éliminer ce facteur dans l'interpréta- tion la meilleur de ces données historiques. La restauration a sinon été, en dehors de toute hypothèse sur sa nature, très étudiée (P. Lamarque) chez l'animal et chez l'homme. On peut obtenir, en comparant la dose qu'il est nécessaire de délivrer pour obtenir un même effet, selon que l'irradiation est effectuée en une seule séance ou en plusieurs, des données quantitatives sur ce . processus. Des courbes exprimant la dose maximale tolérable en fonction du nombre de séances, ont pu ainsi être établies pour la peau (pour une surface de champ et une qualité de radiations données ainsi que pour d'autres tissus (cartilage, tissus nerveux, testicules, cornée), dont la restauration est en général beaucoup plus lente que pour la peau. . En coordonnées logarithmiques ces courbes sont des droites et Magnus Strandquist a proposé l'équation suivante pour les décrire : D = kTn, où b est la dose totale ; k est une constante dépendant des conditions d'irradiation égale, en cas de séance unique, à la dose nécessaire ; T est le nombre de jours sur lesquels a été étalé le traitement (à raison d'une séance par jour) et n la pente de la courbe en coordonnées log-log ; n est . proportionnelle à la vitesse de restauration, puisque plus rapide est la restauration, plus élevée est la dose nécessaire pour une irradiation étalée pendant un temps long et plus grande est la pente de la droite. En analysant les résultats obtenus, en 1944, lors du traitement d'un très grand nombre d'épithéliomas cutanés (de 5 à 30 cm2 de surface), Magnus Strandquist a pu établir en fonction de l'étalement la courbe de la dose optimale (à mi-chemin entre la nécrose et l'absence de stérilisation). Des résultats analogues ont par la suite été observés, lors des études effectuées dans les cas des cancers du col de l'utérus (Garcia), des cancers du larynx (F. Baclesse, Friedman), des cancers épidennoïdes de la peau (R. Paterson), et des résultats voisins ont été obtenus dans les cancers du sein (Cohen). Tandis que la dose est en revanche plus faible dans les mycosis fongoodes et la restauration plus rapide. Dans la majorité des tumeurs cependant la restauration est plus lente que dans la peau, il y avait donc avantage à étaler l'irradiation puisqu'il y a alors augmentation de l'effet relatif sur la tumeur par rapport à la peau ; théoriquement cet avantage est d'autant plus grand que l'irradiation est plus étalée. Mais, des considérations pratiques sur la durée de traitement limitent le nombre possible de séances. De plus le bénéfice n'est pas identique pour toutes les tumeurs ; certaines, telles les tumeurs du sein, paraissent avoir des vitesses de restauration comparables à celles de la peau, il n'y aurait donc pour elles, pas d'avantages à étaler le traitement. En réalité, ces études n'ont été effectuées que pour un nombre limité de tumeurs et parmi les tissus sains ayant été étudié, de façon détaillée, le seul pour lequel l'avantage est certain est la peau, la vitesse de restauration des autres paraît plus lente et il n'est pas certain qu'il y ait pour eux d'intérêt à un étalement du traitement. Le rôle du débit semble faible par rapport à celui joué par le nombre de séances et paraît pouvoir, pour les débits usuels, être généralement négligé. Ces courbes se bornent à exprimer des observations humaines, elles n'expliquent pas . pourquoi le fractionnement permet une action plus sélective sur le tissu néoplasique, or il serait très important de le comprendre pour exploiter à fond l'effet différentiel, en fonction de la biologie de chaque type de tumeur. Tant que l'on n'y parviendra pas, l'étalement restera du domaine de l'empirisme, apparemment limité par les moyens techniques disponibles à ce jour dans l'état de l'art. Malheureusement, aucune des . explications qui ont été jusqu'alors proposées n'est pleinement satisfaisante. La notion de restauration peut correspondre à des phénomènes très différents liés soit à la réparation des lésions cellulaires, soit à des modifications des facteurs tissulaires, telles par exemple, la multiplication des cellules souches, mais on peut par ailleurs, faire appel à d'autres hypothèses pour interpréter le rôle dans l'étalement de cet effet différentiel. Cependant deux faits demeurent, trois facteurs suffiraient en premier lieu à l'expliquer les meilleurs résultats des traitements étalés : la moindre réaction locale et générale surtout (sans doute parce que l'effet toxique dû à la destruction des tissus irradiés est étalé sur un temps plus long), le repeuplement constant des tissus sains irradiés par ces cellules venues de zones non irradiées, enfin la diminution progressive du volume de la tumeur qui explique peut-être que les régions centrales de la tumeur, initialement mal vascularisées, car plus proches du stroma et de ce fait plus radiosensibles. La relation entre la durée d'irradiation et l'effet obtenu, déterminée par trois facteurs sont en deuxième lieu indissociables, quand on spécifie les conditions d'un traitement : la dose totale, la dose par séance, le rythme des séances et la durée totale du traitement. Le rôle du débit est ici vraisemblablement moindre. Nous avons déjà vu le rôle que joue l'oxygène dans l'importance d'un effet radio- chimique ou radiobiologique. Des expériences déjà anciennes (Ferroux, Jolly et Lacassagne 1924), ont prouvé qu'une altération de la vascularisation, due par exemple à la ligature du pédicule artériel, augmente la radiorésistance d'un testicule ou d'un ovaire. Ce fait a été maintes fois confirmé en radiothérapie expérimentale. L'expérience clinique confirme que les meilleurs résultats ont été obtenus sur des cancers bien vascularisés (des cicatrices de brûlure sont par exemple moins radiosensibles) (fibrose cicatricielle). Le mécanisme par lequel l'infection et l'oedème sont des facteurs de radiorésistance paraît lié à l'anoxie tumorale. C'est sans doute également l'anoxie tumorale qui explique les moins bons résultats obtenus chez les cancéreux anémiques. La radiorésistance relative des tissus antérieurement irradiés a été attribuée à la perturbation de la vascularisation (fibrose post-radique). Or, les tissus tumoraux sont souvent moins bien irrigués que les tissus sains voisins, ce qui a pour effet de diminuer la radiosensibilité relative de la tumeur, car il suffit d'un petit nombre de cellules mal vascularisées pour augmenter considérablement la résistance de la tumeur. On sait depuis fort longtemps que l'hypoxie protège les tissus contre les effets létaux des radiations ionisantes. Plusieurs études ont montré une étroite corrélation, après radiothérapie, entre la pression partielle médiane en oxygène (pOz) et le contrôle tumoral, dans les cancers de la tête et du cou et dans les cancers du col utérin. La construction de microélectrodes de Clarke, implantables in situ, a permis de confirmer ces données classiques. M. Hôckel et coll. ont mis en évidence une corrélation significative entre la pOl mesurée chez 44 patientes, avant tout traitement, et la survie sans récidive dans les cancers du col utérin (stades EB-IIIB). Dans une analyse multifactorielle prenant en compte l'ensemble des autres facteurs pronostiques connus, cette corrélation persistait. Dans une étude similaire chez 74 patients, A. W. Fyles et coll. ont également trouvé, indépendamment de la taille tumorale, une corrélation significative entre survie sans récidive et oxygénation tumorale. Dans les cancers otorhinolaryngologiques (ORL), l'étude de Nordsmark et collaborateurs réalisée chez 35 patients (34 adénopathies cervicales et une tumeur primitive), a également montré une corrélation entre hypoxie et contrôle tumoral. En classant les patients, selon le pourcentage de valeurs de la pOz inférieures à 2,5 mm Hg, les courbes de contrôle local apparaissaient significativement différentes (p = 0,013). Tandis qu'en analyse multifactorielle, le degré d'hypoxie paraît donc associé au contrôle local. Il reste cependant à déterminer si l'hypoxie est un facteur pronostique (qui définit des populations ayant un pronostic différent) ou un facteur prédictif de l'efficacité du traitement. La mise au point des techniques non-invasives de mesures de l'oxygénation tissulaire pourrait permettre de généraliser la connaissance de cette donnée en pratique clinique. Cependant, on ignore encore quels ajustements thérapeutiques pourront être proposés pour les tumeurs hypoxiques. Mais, dorès et déjà, un rapport Volume tumoral/Volume cible tenant compte de la quantité d'inclusion du tissu sain dans le volume cible vaut la peine d'être défini et quantifié. Les variations de radiosensibilité d'une lignée cellulaire à l'autre sont une donnée également classique de la radiobiologie, qui apprécie l'influence du type histologique de la tumeur. Elles peuvent expliquer les variations interindividuelles de réponse et de contrôle local alors même que les caractéristiques techniques de l'irradiation (dose, volume, fractionnement) sont identiques. Sachant que les radiations agissent essentiellement par l'intermédiaire de radicaux libres issus de la radiolyse de l'eau. Très réactifs, ces radicaux libres altèrent l'ADN, la réaction étant favorisée par la présence d'oxygène. La balistique de l'irradiation fait appel à la combinaison multiple de faisceaux. L'irradiation d'une lésion située à quelque profondeur dans les tissus ne peut pas être correctement réalisée avec un seul faisceau, car la dose que celui-ci délivre aux tissus sains est du même ordre que celle délivrée à la tumeur, sinon très supérieure. La balistique de l'irradiation vise donc à réaliser une sélectivité maximale telle que le rapport entre la dose au volume-cible et la dose aux tissus sains soit aussi élevée que possible. Ceci conduit à irradier la lésion par plusieurs faisceaux s'entrecroisant à son niveau (technique des feux croisés conventionnels) ou à faire effectuer au faisceau un déplacement continu (techniques cinétiques). On distingue à ce propos : Les Feux croisés conventionnels : Croiser veut, du point de vue sémantique, dire exactement disposer en croix ou en X ; disposer (deux choses) l'une sur l'autre. Croiser les jambes, les mains. Couper (une route, un chemin) ; Croiser qqn : passer à côté de lui en allant dans la direction opposée. Et se croiser c'est être disposé en croix ou en X. Par conséquent les feux croisés ont des trajectoires sont non seulement inverses mais simultanés ; et ne peut pas signifier alterner dans le temps ou se succéder à tour de rôle. L'usage a, depuis très longtemps, consacré ici un abus de langage et un contresens. C'est pourquoi nous introduisons pour le besoin d'intelligibilité le concept de collision des particules au sein du volume cible, dont la simultanéité d'au moins deux faisceaux ne fait l'ombre d'aucun doute. Restitué ainsi sur l'arrière-fond philosophique et scientifique, ce concept est comme un tout dans sa nature (particules), dans son fonctionnement (collisionneur), et aux rapports possibles entre ces deux ensembles de savoir, que l'on juge pertinent de reconsidérer tant du point de vue clinique que dosimétrique. La distribution de la dose réalisée par une combinaison de faisceaux successifs croisés s'obtient en superposant les isodoses successives de base des faisceaux combinés, éventuellement corrigés pour l'obliquité ou l'irrégularité de la surface. L'addition des doses est immédiate aux points correspondants à l'intersection de 2 isodoses, avec leur rendement en profondeur respectif. Lorsque le plan d'irradiation comporte plus de 2 faisceaux, cette interpolation est nécessaire pour la quasi-totalité des points étudiés. Ce travail apparemment long et fastidieux, peut être abrégé, et il est possible de construire d'un trait continu l'isodose globale résultant de la superposition des isodoses de base et ceci avec une précision acceptable pour la réalisation du plan de traitement. Les isodoses de chaque faisceau étant indiquées en % de la dose à l'entrée, la dose maximale résultant de leur association prend une valeur instantanée différente de 100 %. Lorsque les axes des faisceaux sont situés dans un même plan, on se limite souvent à l'étude de la distribution de dose dans ce plan, car elle suffit en général à représenter la distribution dans le volume irradié, lorsque le segment du corps peut être considéré comme un cylindre dont l'axe est perpendiculaire au plan considéré ; en effet, la distribution de la dose varie relativement peu aux différents niveaux. Mais sa variation éventuelle dans le temps est tout simplement négligée. Il n'en est plus ainsi lorsque le contour du malade varie avec le niveau, ce qui est par exemple le cas lorsque les faisceaux traversent à la fois le cou et la tête ou le cou et le thorax ou même seulement la partie supérieure de celui-ci ; il est alors indispensable de construire les isodoses à différents niveaux ou dans des plans perpendiculaires. Il en est de même lorsque les axes des faisceaux ne sont pas coplanaires. Les combinaisons au cours du temps de faisceaux successifs réalisés dans les applications pratiques des rayons sont, selon M. Tubiana et coll. : D'abord, les faisceaux successifs opposés : la combinaison la plus simple est réalisée par 2 faisceaux alternés de même dimension, coaxiaux et opposés. La distribution de la dose au long de l'axe dépend de l'atténuation (qui est liée à l'énergie du rayonnement, à la D. S. P. et à la surface du champ) et de l'épaisseur séparant les 2 portes d'entrée. Les isodoses dans le plan diamétral (passant par l'axe des 2 faisceaux) présentent des symétries évidentes. A 20 MV, elles sont pratiquement rectangulaires. Pour le 60 Co elles présentent, dans leur partie médiane, une diminution de largeur due à la concavité des isodoses de base et il existe au voisinage des deux surfaces, deux noyaux où la dose est plus élevée. En résumé, deux champs opposés permettent de délivrer une dose approximativement constante à la quasi-totalité du volume compris entre eux, avec un sous-dosage au voisinage des surfaces pour les hautes énergies et dans la région centrale pour les énergies classiques ; le sous-dosage étant dans ce dernier cas plus marqué dans la partie périphérique qu'au voisinage de l'axe. Il serait intéressant d'envisager une situation de simultanéité des faisceaux ayant des trajectoires de sens opposé avec collisions des particules respectives au sein des tissus irradiés. Le dépôt d'énergie augmente forcément ! Ensuite, deux faisceaux faisant un angle quelconque : Une lésion relativement superficielle peut en effet être irradiée par deux faisceaux successifs formant un certain angle. La dose dans l'entrecroisement des 2 champs n'est pas uniforme : elle est maximale dans l'angle le plus voisin des 2 portes d'entrée et minimale dans l'angle diamétralement opposé. La différence est d'autant plus grande que l'énergie du rayonnement est plus faible et que l'angle des 2 faisceaux est plus petit. Elle dépend également du contour du sujet ; elle est d'autant plus grande que la courbure est plus faible car les faisceaux sont plus obliques sur la surface d'entrée. On peut supprimer cette obliquité par l'utilisation de bolus ce qui en outre simplifie la dosimétrie ; mais pour égaliser la dose dans le volume-cible, il est nécessaire d'utiliser des coins compensateurs, comme nous le verrons plus loin. En cas de simultanéité des faisceaux, il y a bien collision à angle inférieur à 900 entre les deux axes coplanaires des faisceaux d'irradiation. Tandis que l'association de 4 faisceaux coplanaires à angle droit aboutit à une distribution de dose qui se déduit immédiatement de celles que nous venons de voir. Si le volume-cible par l'intersection des 4 faisceaux est profondément situé dans l'organisme, il se trouve pour chaque couple de faisceaux opposés dans une région de dose constante et au total la dose y est pratiquement uniforme. Au voisinage de ce volume-cible elle est réduite à 50 % et elle présente dans chaque paire de faisceaux la variation vue précédemment-Si le volume est très excentré, on constate aux énergies classiques un surdosage relatif du côté le plus proche de la surface. Une distribution plus homogène de la dose peut être obtenue en délivrant une dose plus élevée par le champ opposé, etc. Enfin, pour irradier un volume-cible ayant la forme d'un prisme à section losangique, ce qui se présente lorsque la tumeur est plus développée dans une direction ou lorsque la présence d'organes sensibles interdit son abord par 4 champs à angle droit, on peut modifier l'angle entre les 2 couples de faisceaux. Les axes centraux coplanaires des faisceaux réalisent entre eux un angle inférieur à 1800 maisupérieur à 900 avec collision quasi frontale des particules. Malgré la souplesse de l'utilisation des feux croisés , il est parfois difficile de réaliser une distribution de dose homogène dans le volume-cible, en particulier lorsque les faisceaux ne sont pas perpendiculaires à la surface cutanée ou lorsque le malade n'est irradié que par une seule face. Les filtres en coins permettent, dans ces cas, de déformer les isodoses pour rétablir une distribution plus homogène. Ils sont réalisés en considérant la réduction de la dose que l'on désire introduire dans une partie d'un champ. Alors que dans la radiothérapie à champs fixes, la direction du faisceau pendant la durée de l'irradiation demeure fixe par rapport à l'organisme, la radiothérapie cinétique met en jeu un déplacement continu de cette direction qui est réalisé par le mouvement du malade ou de la source. De mouvements multiples peuvent être utilisés, mais en pratique courante l'axe du faisceau décrit, en convergeant vers un point également fixe 0 ou isocentre, un plan fixe dans le sujet irradié ; le faisceau reste perpendiculaire à une droite passant par le point 0, qui est l'axe de rotation. Le déplacement relatif est obtenu par rotation de la source autour du malade en position fixe ou par rotation du malade dans un faisceau fixe ; on réserve le terme de cyclothérapie, à la rotation comportant un nombre entier de révolutions et de pendulaire à une rotation limitée à un angle fixe par rapport au malade La vitesse de rotation est habituellement uniforme Les méthodes utilisées en cyclothérapie complète, sont applicables à la rotation incomplète de la radiothérapie pendulaire, tant en ce qui concerne le calcul de la dose sur l'axe de rotation que pour la construction des isodoses. On assimile le déplacement continu du faisceau sur un arc 0 à une succession de faisceaux fixes, formant entre eux un angle a. L'angle a est égal à 0/n, n étant un entier choisi de façon à ce que la valeur de a soit de l'ordre de 20 à 30 o. Cependant, comme nous le verrons, la distribution de la dose ne dépend pas, de façon très critique, de l'arc û et il est aussi simple d'adopter pour cet arc un multiple de 20 ou 30 . Un faisceau fixe étant considéré équivalent à la rotation sur un arc a, les isodoses de base doivent être présentées sur le schéma de telle sorte que leur axe soit placé sur la bissectrice de l'angle a considéré. On utilise ainsi un nombre de faisceaux fixes égal au nombre des angles a. On peut également présenter les isodoses de base de telle sorte que leur axe coïncide avec les côtés de l'angle a mais il faut alors diviser par 2 les mesures correspondant aux extrémités de l'arc 8. C'est un des mouvements possibles que font de façon indépendante les deux bras du dispositif d'irradiation de notre invention. Ici, les isodoses de valeur élevée sont en pratique circulaire tandis que les isodoses de faible valeur s'ouvrent du côté de l lare de rotation. Le point correspondant à la dose maximale ne se trouve pas sur l'axe de rotation mais est à quelque distance de celui-ci du côté où se déplace la source. Cette distancé est d'autant plus importante que l'arc de rotation est plus petit et que les champs sont plus grands. Ainsi au 60Co elle est égale à Y4 de la largeur du champ pour un arc de 1800 eut à la moitié de la largeur du champ pour un arc de 1000. La valeur de l'arc intervient surtout sur la position des isodoses de valeur élevée mais relativement peu sur leur forme qui reste circulaire. Pour le 60Co, le diamètre de l'isodose 90 % est réduit de 20 % à 180'et 30 % à 1000 par rapport à la valeur correspondant à 360 (rotation complète), il y a plus de retentissement sur les isodoses de faible valeur. L'influence des autres paramètres est comparable à celle qui a été constaté pour la cyclothérapie et les remarques générales qui ont été énoncées pour celle-ci s'appliquent également à la radiothérapie pendulaire. La méthode du RTA permet de calculer la dose sur l'axe de rotation, mais celle-ci est souvent différente de la dose maximale et peut même dans certains cas extrêmes correspondre à un point en dehors du volume cible. La détermination de la dose maximale nécessite l'étude de la distribution de la dose dans la totalité du volume irradié ; la construction des isodoses est donc particulièrement importante, tant pour le choix de la position de l'axe de rotation par rapport à la tumeur, que pour le calcul de la dose tumorale elle-mêmes Certains faits suggèrent que des doses trop fortes entraînant la mort rapide d'un grand nombre de cellules, puissent être nuisibles ; des expériences récentes démontrent que la présence de cellules mortes stimule la croissance et la division des cellules vivantes sans doute en leur apportant des matériaux métaboliques utiles. Il est également possible que des doses trop élevées détruisent les cellules saines bordant la tumeur ce qui a pour effet de diminuer la résistance de la barrière que constituent les tissus sains voisins et d'autre part altèrent les conditions de vascularisation provoquant une anoxie des tissus tumoraux qui accroît leur radiorésistance. Les réactions biologiques d'un tissu sont différentes selon l'importance du volume irradié. Si par exemple, au lieu d'irradier une grande surface cutanée on irradie une toute petite surface de l'ordre du centimètre carré ou de la fraction de centimètre carré, on peut faire supporter à la peau des doses beaucoup plus considérables. Irradier un faible volume a l'avantage de permettre au tissu sain de tolérer une dose beaucoup plus grande de radiations, avec l'inconvénient de risquer de laisser une petite fraction de la tumeur en dehors des champs d'irradiation. Nous avons opter pour le dispositif de l'invention un rapport volume tumoral/volume cible à l'avantage du premier. Irradier un très large volume supprime ce dernier inconvénient et simplifie la technique, mais a l'inconvénient d'augmenter la radiosensibilité des tissus sains et le risque d'accidents. Cette dernière précaution a toujours été de rigueur, lorsque l'on ne pouvait pas cerner au plus près le volume tumoral. Ceci suggère que de la même façon qu'il existe une dose optimale, il existe un volume optimal (la dose optimale pouvant d'ailleurs ne pas être la même pour un petit volume que pour un grand), qu'il faut essayer d'apprécier en fonction du type de la lésion et de son extension. L'expérience clinique a montré que, contrairement à ce que l'on aurait pu croire c'est souvent avec les volumes irradiés relativement petits, que l'on obtient les meilleurs résultats. Elle montre également que, comme on pouvait à priori le penser, ce sont les méthodes d'irradiation interstitielles, chaque fois qu'elles sont réalisables dans de bonnes conditions techniques, qui donnent les meilleurs résultats, car elles irradient plus sélectivement la tumeur. Or, l'état des tissus sains immédiatement voisins de la tumeur (le lit de la tumeur) joue peut-être un rôle important car ils interviennent dans la vascularisation de la tumeur qui en dépend entièrement ; dans la limitation du processus tumoral contre lequel ils ''sement de leur résistance n réagissent, leur destruction ou l'amoindrissement de leur résistance risquent de favoriser ou faciliter la dissémination ; et dans les possibilités de guérison locale et de cicatrisation de la tumeur après une destruction partielle. Si l'on veut respecter les tissus sains on ne doit donc pas dépasser des doses trop élevées dans les vastes volumes, dont l'irradiation peut être rendue nécessaire par la propagation seule de la tumeur. Or, nous l'avons vu, la présence d'une faible proportion de cellules anorexiques suffit à accroître la dose tumoricide. Plusieurs méthodes tentent de concilier ces exigences contradictoires : a) commencer l'irradiation sur un grand volume-cible, puis en réduire les proportions en fonction de la régression clinique du volume tumoral (H. Coutard et F-Baclesse). Cette technique nécessite un long étalement de façon à pouvoir observer en cours de traitement l'évolution de la tumeur, elle permet d'atteindre des doses très élevées sur la tumeur résiduelle ; b) Effectuer une surimpression en fin de traitement sur un volume-cible plus petit situé au centre de la tumeur. Cette seconde irradiation peut éventuellement être effectuée par curiethérapie interstitielle ; c) avoir recours à une association radio-chirurgicale. Il est aujourd'hui possible de communiquer des énergies considérables aux électrons sans mettre en jeu les différences de potentiel correspondantes grâce l'accélérateur linéaire à micro-ondes. Sans minimiser le rôle historique de la téléthérapie au Co, le développement singulier le plus influent en radiothérapie fut sans conteste celui de l'accélérateur linéaire, qui nous a fait rentrer dans l'ère de la Radiothérapie de conformation du volume cible. Rendue possible par les moyens d'imagerie et d'informatique actuels, la Radiothérapie conformationnelle tridimensionnelle offre l'avantage d'une meilleure couverture du volume cible, d'une diminution de l'irradiation des organes à risque du voisinage et, dans certain s cas, d'une possible augmentation de la dose au volume cible anatomo-clinique. Ces trois avantages théoriques sont démontrés dans la pratique pour les adénocarcinomes limités à la prostate. Différentes équipes ont montré qu'il pouvait y avoir amélioration du taux de rémission clinique et biologique par une technique conformationnelle par rapport à une technique classique, à dose égale. La diminution des taux de complications est aussi parfaitement démontrée dans les comparaisons historiques et dans quelques études randomisées. Enfin, le point le plus intéressant est la possibilité d'escalader la dose de 10 à 15 % par rapport aux doses données par rapport aux données par les techniques classiques. On observe ainsi une augmentation du taux de rémission clinique et biologique en fonction de la dose et selon la concentration initiale de PSA. Les premières expérimentations ont été faites dès 1987, à Ann Arbor ; dès 1988, au Memorial Sloan Kettering Cancer Center de New York ; en 1989, au Fox Chase Cancer Center de Philadelphie et au MD Anderson de Houston. Le National Cancer Institute a mis sur pied avec le RTOG une étude multicentrique. Enfin, une étude française d'escalade de dose a débuté en 1995. L'analyse de l'essai français d'escalade de dose a montré une probabilité de survie sans évolution clinique et biologique à 36 mois à 50 % pour les patients ayant reçu une dose inférieure ou égale à 70 Gy et à 85 % pour ceux qui ont reçu une dose variant entre 74 et 80 Gy. La radiothérapie confonnationnelle tridimensionnelle prend ainsi une place de plus en plus importante dans le traitement des formes localisées de cancer prostatique. Mais l'outil pour y parvenir manque cruellement à tous ces paradigmes de rupture. La Radiothérapie confonnationnelle se distingue en effet de la radiothérapie conventionnelle par les moyens mis en oeuvre pour satisfaire un objectif commun : i l'éradication de la tumeur associée au respect des tissus sains avoisinants. On trouve, à la base de cette évolution, une volonté d'une meilleure définition du volume tumoral et des organes à protéger grâce à l'utilisation du scanner et de l'IRM. Pour servir cette exigence de précision, de nouveaux outils ont été développés en radiothérapie, tels que la simulation virtuelle, la dosimétrie tridimensionnelle, le collimateur multi-lames, l'imagerie portale et plus récemment, la dosimétrie inverse et la modulation d'intensité, voire le contrôle interfractionnel du volume-cible irradié. L'amélioration des résultats thérapeutiques associée à la radiothérapie confonnationnelle résulte de doses tumorales plus élevées délivrées sans morbidité supplémentaire, voire même avec une morbidité réduite par rapport aux techniques conventionnelles. Un nombre croissant d'études, reprises pour partie ci-après, confirme cette amélioration, en vérifiant ainsi l'hypothèse d'une relation entre le contrôle et la dose reçue. Débutée par exemple en 1991 à l'Institut Curie, la radiothérapie conformationnelle concerne actuellement 20 % des traitements réalisés, soit 450 nouveaux patients par an, principalement dans le contexte des cancers prostatiques et des tumeurs cérébrales. Si les progrès technologiques ont permis une évolution importante des protocoles thérapeutiques, ils nécessitent néanmoins des efforts de précision supplémentaires, notamment dans l'utilisation du scanner et de l'IRM dans la planification des examens de Radiothérapie, au prix parfois d'un bricolage assez compliqué à reproduire sur des sites différents de traitement. Les nouvelles techniques d'irradiation et la Radiothérapie confonnationnelle permettent sans aucun doute d'irradier de façon extrêmement précise et cibler des lésions tumorales tout en préservant les organes critiques. Mais, l'utilisation de cette technique se conjugue avec l'emploi de techniques d'imagerie sophistiquées. Actuellement, le scanner reste la technique de référence, car il permet de repérer les structures anatomiques de la tumeur, de programmer les différents faisceaux d'irradiation et de planifier la dosimétrie. L'imagerie par RMN (IRM) s'impose progressivement comme une technique de référence, en particulier pour les tumeurs cérébrales, mais pose des problèmes particuliers. Enfin, les développements en cours portent sur l'utilisation combinée du scanner et de l'IRM pour la planification et le contrôle interfractionnel de la qualité du traitement. Du fait des techniques de planification tridimensionnelles, il est aujourd'hui possible de conformer précisément la région de la dose élevée à un volume cible à l'intérieur d'un cerveau. Les systèmes spéciaux de fixation et de mise en place du patient autorisent une précision élevée dans le replacement du patient autorisant ainsi la radiothérapie stéréotaxique fractionnée. La conformation peut être réalisée avec de nombreuses techniques différentes d'irradiation, par exemple avec un accélérateur linéaire en utilisant des arcs non coplanaires ou des faisceaux statiques confonnationnels. L'arc thérapie non-coplanaire avec des isocentres multiples et la thérapie confonnationnelle à faisceau statique avec un isocentre sont comparés. Dans les deux cas les DVHs du volume cible de planification et les tissus normaux sont calculés et discutés par P. Kneschauerek, S. Stark et A. L. Grosu dans l'article, Treatment planning for conformai stereotactic radiotherapy (Strahlenther Onkol 175 Suppl 2 ; 1999 : 8-9.). Les simulations de Monte Carlo ont été par ailleurs employées pour étudier les caractéristiques des faisceaux d'électrons d'un accélérateur linéaire clinique en présence des champs magnétiques transverses de 1, 5 et 3, 0 T, en conjonction avec une radiothérapie modulée aux électrons (MERT). La profondeur de démarrage du champ magnétique a été variée sur plusieurs centimètres. A l'aide d'un champ magnétique de 1,5 T on a trouvé que les doses pic qui pouvaient être réalisées étaient de 2,5 fois la dose en surface. Le champ magnétique s'est ainsi révélé être apte à réduire la distance de chute de la dose de 80 % et 20 % à 50 % à 80 %. La distance entre les niveaux de dose de 80 % du pic pseudo-Bragg induit par le champ magnétique était, généralement de moins de 1 cm, extrêmement étroit. Cependant, en modulant l'énergie et l'intensité des champs d'électrons, pendant que l'on déplace simultanément le champ magnétique, une distribution homogène de la dose avec une faible dose en surface et un ralentissement abrupt de la dose a été générée. Les hétérogénéités se sont révélées aptes à changer la gamme effective des faisceaux d'électrons, mais pas d'éliminer les avantages d'une chute abrupte de la dose en profondeur ou un ratio élevé de la dose du pic à la surface. Ceci suggère l'applicabilité avec des champs magnétiques du MERT dans des milieux hétérogènes. Les résultats rapportés dans ce sens par M. C. Lee et C. M. Ma (M. C. Lee, C. M. Ma : Monte Carlo Characterization of clinical electron beams in transverse magnetic fields. Phys Med Biol 2000 Oct ; 45 (10) : 2947-67.) démontrent l'aptitude à utiliser les champs magnétiques dans le MERT pour produire des distributions de dose hautement désirables. La recherche d'une technique d'irradiation optimale , en vue de répondre aux besoins de la Radiothérapie, n'est pourtant pas une idée nouvelle et constitue l'objectif premier du radiothérapeute, du physicien et du technicien ayant en charge l'élaboration du plan de traitement. Aujourd'hui, cependant, les performances actuelles des systèmes d'imagerie ainsi que l'informatique associée au développement de logiciels spécifiques permettent de concevoir et d'aborder de manière différente l'acte de simulation . La simulation virtuelle est une simulation tridimensionnelle sur ordinateur d'une technique d'irradiation pour laquelle une représentation 3-D des faisceaux est donnée sur une représentation 3-D du patient. Les outils de simulation virtuelle donnent la possibilité d'optimiser les caractéristiques géométriques des faisceaux d'irradiation, puisqu'ils permettent, par exemple, d'approcher l'incidence optimale du faisceau capable d'exclure les organes à risques et de définir, pour cette incidence donnée, la forme des champs d'irradiation la mieux adaptée au volume à irradier. Ce concept d'optimisation géométrique, guidé par l'expérience et les connaissances dosimétriques de l'utilisateur, sera par la suite validé par un calcul et une visualisation des doses en 3-D. La simulation virtuelle ouvre donc de nouvelles perspectives dans le choix et l'optimisation de la technique d'irradiation. Néanmoins, cette démarche nécessite, outre des moyens technologiques importants, un programme d'assurance de qualité adapté et une équipe pluridisciplinaire. Ce que se propose justement de réaliser le dispositif d'invention, en permettant un contrôle dosimétrique visuelle après simulation virtuelle de planification du traitement. La planification tridimensionnelle inverse du traitement avec des faisceaux modulés fut, quant à elle, appliquée par exemple à l'optimisation dosimétrique d'un planning target volume (PTV) complexe (concave-convexe 1 façonné dans les régions cervicales et médiastinales supérieures par O. Esik et coll. (O. Esik, T. Bortfeld, R. Bendl, G. 1 Nemeth, and W. Schlegel : Inverse radiotherapy planning for a concave-convex PTV in . cervical and upper mediastinal regions. Simulation of radiotherapy using an Alderson- Rando phantom. Planning target volume [abstract]. Strahlenther Onkol 173 [4] ; 1997 : 193-200.). Cette planification a été faite pour 9 faisceaux coplanaires régulièrement espacés de 40 intervalles. Les propriétés physiques des photons de 15 MV d'un accélérateur linéaire ont été simulées. L'optimisation des profils de modulation de . fluence était, pour chaque faisceau, basée sur une définition des niveaux de dose relative désirés/permises dans le PTV et les organes à risques, et sur une définition des forces des contraintes pour réaliser ces objectifs. La délivrance de dose adéquate au PTV et la protection de la corde spinale sont, eu égard au risque de pneumonie radio- induite, ici complètement réalisable. Pour les raisons de physique, aucune diminution . supplémentaire du champ d'application du PTV n'a été consentie. En revanche la charge de radiation sur certaine partie critique des tissus normaux fut effectivement réduite par l'application d'un organe factice à risque. La planification inverse s'est ainsi révélée être une méthode efficace pour la Radiothérapie conformationnelle des tumeurs macroscopiques. La puissance de la technique est toutefois 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 de la part de l'opérateur, l'introduction des organes factices à risque peut, selon ces auteurs, être d'un secours dans la réduction de la charge de radiation sur les tissus normaux. Mais, la Radiothérapie de conformation repose essentiellement sur l'automatisme de fonctionnement de son système de collimation. C'est pourquoi un processeur de séquence (SP = Sequence processor) a été décrit, en tant que système de radiothérapie conformationnelle contrôlé par ordinateur (computer-controlled conformal miotherapy system, CCRS), par McShan et coll. Le SP fournit les moyens d'accepter d'abord et de traduire ensuite les plans hautement sophistiqués de traitement de Radiothérapie en instructions spécifiques de l'opérateur, pour contrôler ainsi la délivrance du traitement sur une machine de traitement assisté par ordinateur. Un tel système a été mis au point par D. L. Mc Shan et coll. (D. L. McShan, B. A. Fraass, M. L. Kessler, G. M. Matrone, J. D. Lewis and T. A. Weaver : A computer-controlled conformai radiotherapy system. II : Sequence processor. Int J Radiat Oncol Biol. Phys 33 (5) ; 1995 : 1159-72.). Ledit processeur de séquence (SP) de Mc Shan est une petite console d'ordinateur qui fait interface avec l'ordinateur de contrôle des machines de traitement assisté par ordinateur et avec d'autres parties plus grandes du système CCRS. Le système rapporté ici a été interfacé à un microtron racetrack assisté par ordinateur avec deux statifs de traitement et à d'autres machines de traitement à accélérateur linéaire également équipées de collimateurs multi-lames. Un processus extensif du modèle a été utilisé pour la t. définition du rôle du SP dans le contexte d'un projet CCRS plus large. La flexibilité et l'intégration des diverses composantes du projet, comprenant les bases des données, le système de planification de traitement, le simulateur graphique, ont été les facteurs clés dans le développement. En conjonction avec la série planifiée des plans de traitement, un langage de la procédure de scripting est utilisé pour définir la séquence des événements de traitement qui sont exécutés, comprenant les interactions de l'opérateur, les communications à d'autres systèmes, telle que la dosimétrie et les dispositifs d'imagerie portale, ainsi que le management des bases des données. Ce type de procédure est appelé à équiper tout le parc des machines de Radiothérapie. C'est pourquoi un système flexible a été développé pour autoriser l'investigation des L étapes des procédures requises pour simuler et délivrer des traitements aux radiations 1 complexes. Le système a été utilisé sur des automates de test d'acceptation du système de contrôle du microtron, et est utilisé pour le test d'assurance de qualité en routine quotidienne. Le système de processeur de séquence décrit ici a été également utilisé pour délivrer tous les traitements cliniques exécutés par le système du microtron dans les deux années de traitement clinique (plus de 200 patients traités à une variété des sites de traitement). Le système du processeur de séquence a permis la délivrance du traitement complexe utilisant les machines de traitement complexe utilisant les machines de traitement assisté par ordinateur. La flexibilité du système permet l'intégration avec des dispositifs secondaires et la modification des étapes des procédu- res, rendant possible le fait de développer des techniques efficaces en vue de garantir des traitements surs et efficaces de radiothérapie conformationnelle assistée par ordinateur. La prostate est l'une des localisations à avoir beaucoup bénéficier de ce mode de traitement. Aussi une étude a-t-elle été conduite par M. Uematsu et coll., pour évaluer la stabilité de la position intrafractionnelle de la tumeur, au cours de la radiothérapie stéréotaxique (SRT) sans châssis de contention par la tomographie calculée par ordinateur, (CT)- guidée, des cancers du poumon ou du foie, le CT itératif vérifié dans une fusion d'un CT et d'une unité d'accélérateur linéaire (FOCAL) (M. Uematsu, A. Shioda et al. : Intrafractional tumor position stability during computed tomography (CT)-guided frameless stereostactic radiation therapy for lung or liver cancers with fusion of CT and linear accelerator [FOCAL] unit. 7nt J Radiat Oncol Biol Phys 2000 Sep 1 ; 48 (2) : 443-8. ). L'unité FOCAL (Fusion of CT and linear accelerator unit) est conçu en une combinaison d'un accélérateur linéaire [Linac], un CT scanner, un simulateur aux rayons X [X-S], et une table en carbone, en vue de réaliser la SRT CT-guidée avec un positionnement CT quotidien, suivi par l'irradiation immédiate pendant que les patients garde les respirations superficielles réduit. Pour évaluer la stabilité de position intrafractionnelle de la tumeur, 50 lésions des poumons ou du foie ont été vérifiées par un balayage CT répété, juste avant et après l'irradiation, chez 20 patients et les images obtenues ont été comparées. Il n'y avait pas, selon ces auteurs, de cas d'erreur intrafractionnelle supérieure à 10 mm. Dans 68 % des cas, les erreurs intrafractionnelles de positionnement étaient négligeables (0-5 mm). En utilisant l'unité FOCAL, la SRT des cancers du poumon ou du foie pouvait ainsi être exécutée avec des erreurs intrafractionnelles de position inférieures à 10 mm. Tandis qu'en tomothérapie, pour développer une technique de planification et de délivrance qui réduise la non-uniformité de la dose de la délivrance tomographique de la Radiothérapie à intensité modulée (IMRT), l'équipe de N. Dogan (N. Dogan, L. B. Leybovich, A. Sethi, M. Krasin, and B. Emami : A modified method of planning and delivery for dynamic multileaf collimator intensity-modulated radiation therapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2000) a utilisé le système NOMOS-CORVUS, qui délivre l'IMRT dans un paradigme tomographique. Ce type de délivrance est prôné pour créer, vers les régions de butée de l'arc, des régions multiples de non-uniformité de dose. La technique ainsi modifiée était basée sur le comportement cyclique des positions de l'arc, en fonction de la longueur de la cible. Avec la technique modifiée, deux plans sont développés pour le même patient, l'un avec la cible originale et le second avec une longueur de la cible légèrement augmentée et les régions d'aboutement déplacées d'approximativement 5 mm par rapport au premier plan. Chaque plan est conçu pour délivrer la moitié de la dose cible de prescription, délivrée à des jours alternés, résultant en des déplacements périodiques des régions de l'aboutement. Cette méthode a été expérimentalement testée sur des fantômes avec et sans erreurs intentionnellement introduites dans l'indexation du support patient (lit d'examen). Ces auteurs estiment introduire avec cette technique modifiée un certain degré de non-uniformité de la dose. Comme par exemple, avec 1 mm d'erreur dans l'indexation du lit, le degré de nonuniformité de la dose changeait environ de 25 % à approximativement 12 %. Ils en concluaient que l'usage de la technique modifiée réduisait la non-uniformité de la dose due aux déplacements périodique des régions de l'aboutement, au cours de la délivrance du traitement. Pour évaluer les erreurs quantitatives de positionnement de la Radiothérapie stéréotaxiques sans châssis de contention avec une fusion d'un CT scanner (CT) et d'une unité d'accélérateur linéaire, des marqueurs du CT de type z ont été attachés aux patients et les images CT ont été obtenues, avant et après le traitement quotidien, par l'équipe de M. Uematsu. Ils ont trouvé que dans 40 tests de vérification, les erreurs géométriques n'étaient jamais supérieures à 1 mm (M. Uematsu, M. Sonderegger, A. Shioda, K. Tahara, T. Fukui, Y. Hama, T. Kojima, J. R. Wong, and S. Kusano : Daily positioning accuracy of frameless stereotactic radiation therapy with a fusion of computed tomography and linear accelerator [focal] unit : evaluation of z-axis with a z- marker. Radiother Oncol 50 [3] ; March 1999 : 337-9. ). Le moins que l'on puisse faire ici c'est de se poser la question de savoir quelle est la véritable marge d'erreur, dans la mesure où il y a succession d'une série des manipulations et d'appareils différents, dont les erreurs de mesure s'additionnent. Aussi étudie-t-on, dans un autre exemple, pour étudier les effets sur la morbidité gastro- intestinale et uro-génitale aiguë. Pour ce faire, une étude randomisée de la toxicité, comparant la Radiothérapie conforinationnelle et tridimensionnelle, 3DCRT, du carcinome de la prostate fut-elle mise en place. Afin de mettre en évidence les effets possibles du volume, liés à la toxicité observée par P. C. Koper et coll. (P. C. Koper, J. C. 1 Stroom, W. L. van Putten, G. A. Korevaar, B. J. Heijmen, A. Wijnmaalen, P. P. Jansen, P. E. Hanssens, C. Griep, A. D. Krol, M. J. Samson, and P. C. Levendag : Acute morbidity reduction using 3DCRT for prostate carcinoma : a randomized study. lnt J Radiant Oncol Biol Phys 43 (4) ; 1999 : 727-34.), ont utilisé des histogrammes dosevolume (DVHs). En effet, de juin 1994 à mars 1996,266 patients ayant un carcinome de la prostate, de stade T-4 No Mo ont été enrôlés dans l'étude. Tous les patients ont été traités à une dose de 66 Gy (ICRU), en utilisant la même procédure de planification, la même technique de traitement, le même accélérateur linéaire, et la même procédure d'imagerie portale. Cependant, les patients dans le bras de traitement conventionnel furent traités avec des champs façonnés de manière confonnationnelle, en utilisant un collimateur multi-lames. Tous les plans de traitement ont été faits avec un système de planification 3 D. La toxicité aiguë fut évaluée en utilisant le système de marquage de la morbidité de l'EORTC/RTOG. Dans la méthodologie rapportée par cette dernière étude, les caractéristiques du patient et de la tumeur ont été équitablement distribuées entre les deux groupes de l'étude. La toxicité maximum de grade 1 était de 57 % et 26 % pour le grade 2 ; tandis qu'elle était 1 de 47 % pour la toxicité gastro-intestinale de grade 1 ; de 17 % pour le grade 2, et de 2 % de toxicité uro-génitale pour le grade > 2. En comparant les 2 bras de l'étude, une réduction de toxicité gastro-intestinale fut observée (32 % et 19 % de toxicité de grade 2, respectivement pour la Radiothérapie confonnationnelle et conventionnelle (p = 0,02). Une analyse supplémentaire a révélé une réduction marquée de la médication contre les symptômes anaux : ceci justifiait, pour une large part, en compte la différence statistique le grade de toxicité gastro-intestinale (18 % vs 14 % et de toxicité rectum/sigmoïde et 16 % vs 8 % [p 2, pour la Radiothérapie conventionnelle et confonnationnelle). Une forte corrélation entre l'exposition de l'anus et la toxicité anale a été retrouvée, en dépit d'une différence relativement grande dans la toxicité anale entre les deux bras de l'étude. Aucune différence dans la toxicité urologique entre les deux bras du traitement n'a été trouvée, en dépit d'une différence relativement large dans les DVHs de la vessie. La réduction dans la morbidité gastro-intestinale fut principalement prise en compte par la toxicité réduite pour les symptômes anaux en utilisant le 3DCRT. L'étude n'a pas montré une réduction statistiquement significative dans la toxicité aiguë du rectum/sigmoïde et de la vessie. Par contre, l'évaluation de l'équipement est déjà plus objective, notamment ici pour les caractéristiques d'un prototype d'un collimateur multi-lames dynamique assisté par ordinateur (computer-assisted dynamic multileaf collimator, DMLC), spécifiquement conçu pour la Radiothérapie conformationnelle de petit champ évalué à l'Instituto Nazionale Tumor de Milan, par exemple. Le dispositif de collimation consiste en deux bancs opposés de 16 paires de lames de Tungstène de 8 cm d'épaisseur, de 3,6 mm de large et qui autorise le façonnage d'un champ de radiation jusqu'à une taille de 10 x 10 cm2 à l'isocentre. L'épaisseur de blindage de chaque lame est de 6,25 mm à l'isocentre du statif de l'accélérateur. Les lames ont une section transverse trapézoïde et se déplacent le long d'un trajet arqué, procurant ainsi un système de collimation focalisée double . Le DMLC fut installé sur la tête d'un accélérateur linéaire Varian Clinac 21COC. Les évaluations mécaniques et dosimétriques ont été exécutées pour tester la stabilité des positions des lames et l'uniformité de la vitesse des lames. Le déplacement de l'isocentre mécanique fut inférieur à 1 mm à tous les angles du statif Les films radiographiques standards exposés aux radiations X de 6 MV furent utilisés pour les évaluations dosimétriques. La fuite entre les feuilles fut inférieure à 2,5 % et la fuite à travers les lames arc-boutées fut inférieure à 5, 5 %. La largeur de la pénombre entre l'isodose 20 % et 80 % à des positions différentes des rampes des lames fut de 2, 7 mm dans la direction du mouvement de la lame et de 3,1 mm le long de flanc de la lame avec une déviation standard de 0,2 mm dans les 2 directions. L'exactitude dans le positionnement de la lame était de 0,3 mm, puisque l'erreur de replacement maximum était inférieure à 0,2 mm. Finalement, durant le mouvement des feuilles à la vitesse maximum de 0,5 mm s- 1, la déviation standard de l'erreur de positionnement de la feuille fut de 0,2 mm, prouvant une uniformité exacte de la vitesse de la lame (G. Loi, E. Pignoli, M. Scorsetti, V. Cerreta, A. Somigliana, R. Marchesini, A. Gramaglia, U. Cerchiari, et S. B. Ricci : Design and characterization of a dynamic multileaf collimator (DMLC). Phys Med Biol 43 (10) ; 1998 : 3149-55.). D'autre part, en utilisant un système de planning de traitement 3 D basé sur le CT et la visualisation BEV (Beam's Eye-View) du faisceau, les techniques des champs fixes façonnés ont été développées pour le traitement de suralimentation au faisceau externe du carcinome de la prostate de stade C (R. K. Ten Haken, C. Perez-Tamayo, R. J. Tesser, D. L. McShan, B. A. Fraass, A. S. Lichter : Boost treatment of the prostate using shaped, fixed fields. Int. 6'nco/o/P 16 (1) ; 1989 : 193-200.). La technique de base comprend ici 3 paires de faisceaux opposés (latéraux et : 1 : 450 par rapport au latéraux), en un arrangement de six champs. Les volume-cibles et les volumes de la vessie et des parois rectales sont silhouettés ensemble sur des coupes axiales CT et combinés aux volumes de forme 3 D. Pour chaque champ, une visualisation BEV interactive est produite, montrant le volume cible dans sa perspective géométrique 3 D correcte et un auto-bloc de routine sont utilisé pour modeler des bloques focalisés qui se conforment à ce volume. Les calculs du volume 3 D complet calculé pour ces plans sur 17 patients ont été analysés en même temps que les calculs similaires des 4 champs en boîte non bloqués, plus traditionnel, et des techniques d'arc bilatéral. Comparé au volume d'isodose 95 % pour la technique conformationnelle à 6 champs, le champ d'application des techniques de la cible complète par un faisceau traditionnel ouvert produisent de façon typique des volumes de dose élevée qui recouvrent jusqu'à cinq fois plus de tissus non impliqués. Les histogrammes de volume illustrent de façon typique que la moitié du tissu vésical et rectal est traité à une dose plus élevée qu'en utilisant les techniques confonnationnelles de suralimentation. A partir de la perspective dosimétrique de la répartition des tissus normaux, des techniques de suralimentation de champs fixes façonnés en oblique se sont révélées supérieures de façon claire par rapport aux techniques d'arc bilatéral de champ complet d'application traditionnelle. Tandis que des techniques d'arc plus petit de 8 cm x 8 cm se sont révélées être quantitativement inacceptables pour le traitement de cette maladie de stade avancé, dans 1 la mesure où elles manquent typiquement 20-35 % du volume cible. Il y a donc constamment un problème de la précision de ta balistique qui se pose ! En dépit des arguments théoriques en faveur los bénéfices de l'IMRT par incréments sur le CRT 3-D standard, il y a encore peu de données à l'appui de la généralisation non exploratrice de ces techniques. Il est un fait que les données de l'efficacité et de la complication viennent de peu des centres, dans lesquels quelques types seulement des i tumeurs sélectionnées de l'adulte ont été étudiés. Un suivi à long terme, sans parler 1 d'une échelle acceptable, n'est pas encore disponible. Tant il est vrai que la fusion des images CT/IMR est actuellement imprécise ; les experts sont incertains à propos des limites de la tumeur, en minant ainsi la portée de la thérapie de précision. L'impact de l'exposition multi-champs à faible dose, et les doses corporelles totales plus élevées avec des temps de beam-on et de transmission par les lames plus longues, amènent des risques de carcinogenèse radio-induit qui ne peuvent pas être appréciés exactement 1 . aujourd'hui. La multiplication des techniques et des procédés de leur mise en oeuvre, qui ne permettent pas toujours de rendre compte de manière comparable des résultats des centres différents. Ceci nous éloigne complètement des règles de bonne pratique autour desquelles un certain nombre des consensus ont été jadis établis. La mise en route et la maintenance de l'équipement de l'IMRT sont extraordinairement onéreux. Il y a, en plus une courbe croissante de formation pour le staff professionnel et technique, contribuant à une augmentation en temps par patient du fait des complexités de mise en oeuvre de l'IMRT, dans l'état actuel de l'art. Prenant acte de cette évolution nous souhaitons offrir à la communauté l'occasion d'une innovation de la discipline, à la mesure des moyens technologiques dont on dispose déjà pour l'essentiel dans le principe des collisionneurs, et qu'une telle situation impose. Pendant que le développement des outils de planning inverse pour optimiser les distributions de la dose est parvenu à un niveau de maturité, la modulation d'intensité n'a pourtant pas été largement exécutée en pratique clinique, des problèmes en rapport avec la délivrance pratique et un manque d'outils de vérification et des procédures d'assurance de qualité (QA). Si le préalable est un algorithme de calcul de la dose qui réalise une bonne exactitude, il n'en est pas moins vrai qu'il faille trouver un outil adéquat. Il existe certes un modèle de séparation de dose du diffusé primaire a été étendu pour tenir compte de la modulation d'intensité générée par un collimateur multi- lames dynamique (MLC). Les différentes procédures de calcul ont été testées par comparaison aux expériences rigoureusement pratiquées. La modulation d'intensité est en train d'être prise en compte au moyen de la matrice 2 D (bidimensionnelle) des facteurs de correction qui modifient la distribution spatiale de la fluence, incidente au patient. Le calcul de la dose pour le champ ouvert correspondant est alors affecté par ces facteurs de correction. Ces derniers sont utilisés en vue de pondérer séparément le composant primaire et le diffusé de la dose en un point donné. Pour vérifier si les distributions de la dose calculée sont en accord parfaites avec les mesures faites sur la machine d'irradiation, des tests des distributions d'intensité et de mesures exécutées avec des photons de 6 et 20 MV sur un accélérateur linéaire ont été mis au point, etc. Toute cette complexité débouche paradoxalement au résultat inverse de celui escompté. Le choix même d'un collimateur multi-lames, dont on donne ci-après quelques spécifications tirées de deux ou trois études différentes, peut rebuter de prime abord. Un collimateur micro-multi-lame contrôlé par ordinateur, m3 mMLC, a été proposée pour des applications conformationnelles de radiochirurgie à champs fixes. Des mesures ont été réalisées pour caractériser les propriétés dosimétriques de base du m3 mMLC, telle que la transmission de lame, la pénombre de fuite du faisceau. En plus l'exactitude géométrique et dosimétrique du m3 mMLC fut vérifiée lorsque utilisé en conjonction avec un système stéréotaxique de planification, le BrainSCANv 3,5. (V. P. Cosgrove, U. Jahn, M. Pfaender, S. Bauer, V. Budach, und R. E. Wurm : Commissionning of a micro multi-leaf collimator and planning system for stereotactic radiosurgery [abstract]. 3 Radiother Oncol 50 (3), 1999 : 325-36.). Le m mMLC fut monté de façon détachable 1 à un accélérateur Vanan Clinic 2100C, délivrant des rayons X de 6 MV. La 1 transmission de la lame, la fuite, la pénombre et les distributions multiples de la dose conformationnelle des champs fixes ont été mesuré, en utilisant le film calibré dans l'eau solide. Les données du faisceau ont été collectées, en utilisant un détecteur en diamant dans un balayage d'un fut d'eau ainsi que des distributions de la dose planifiées et vérifiées au moyen du TLDs LiF et du film. Un petit fantôme modelé fut également construit pour confirmer l'exactitude du façonnage du champ en utilisant des images portales. La transmission moyenne à travers les multi-lames fermées était de 1,9 0, 1 % pendant que la fuite entre les lames était de 2,8 : 0, 15 %. Entre les lames opposées et le long de celles attenantes, la transmission le long de l'axe central du faisceau était approximativement de 15 : 3 %, mais elle fut réduite, en déplaçant la position de l'arcboutant de 4,5 cm off-axis, à une moyenne de 4,5 : 0, 6 %. Les mesures du TMR, de l'OAR et de rendement relatif aux données du faisceau des champs circulaires du m3 mMLC ont été comparables aux collimateurs stéréotaxiques conventionnels. Les distributions multiples de la dose du champ confonnationnel auraient été calculées avec une bonne exactitude spatiale et dosimétrique, avec des courbes d'isodoses de 90 % planifiés en accord avec les mesures dans l'intervalle de 1-2 mm et à 3 % de l'isocentre. Les clichés portaux étaient en accord avec le façonnage des faisceaux planifiés par le contrôle eye-view visuel dans l'intervalle de 1 mm. Pour ces auteurs, le collimateur micro-multi-lames, m3 mMLC, est un dispositif de façonnage du champ de haute précision, stable et propice aux applications de radiochirurgie par petit-champ. Ainsi les distributions de dose peuvent être exactement calculées par un système de planification utilisant seulement peu de paramètres des données du faisceau. De nombreuses autres contributions des travaux de développement de points particuliers de la 3DCRT ont été menées par plusieurs auteurs. Ceux-ci sont brièvement mentionnés ci-dessous. Par exemple la SRT est une technique de haute précision de la thérapie aux radiations qui délivre une irradiation focalisée à de petits volumes cibles. Dans le contexte de la Radiothérapie à faisceau externe elle peut être décrite comme une radiothérapie conformationnelle guidée de façon stéréotaxique. Comme la technique tire son origine de la technologie neurochirurgicale, elle a été initialement limitée au traitement en fraction unique. Cependant, avec l'usage du dispositif relocalisable de fixation la voie ci-dessus particulièrement dans ses applications au traitement des tumeurs du cerveau est en SRT fractionnée. Couramment, une fraction unique SRT/radiochirurgie est de valeur prouvée seulement dans le traitement des malformations artério-veineuses inopérables. Elle est en train d'être exploitée dans le management des tumeurs du cerveau, mais elle reste considérée de loin comme un traitement expérimental. Il a été démontré que la SRT fractionnée est, chez des patients atteints de gliomes, une équivalente non invasive de la brachythérapie tandis que, chez les patients ayant des métastases solitaires, elle est une alternative non invasive à l'excision chirurgicale. Toutefois, le traitement n'est pas sans effets secondaires et l'efficacité tout comme la toxicité à long terme de la SRT, n'est particulièrement définie qu'avec l'utilisation du fractionnement non conventionnel. L'usage de la SRT dans le traitement des tumeurs du cerveau de l'état de l'art actuel ne doit pas être simplement guidé par les possibilités techniques mais par une évaluation rationnelle de toutes les options du traitement pour atteindre le contrôle, la survie et la toxicité les meilleurs. Bien qu'il y ait un potentiel en faveur du bénéfice dans bon nombre de petites tumeurs, c'est dommage que la SRT ne puisse pas être à présent recommandée comme le traitement primaire, dans n'importe quelle tumeur. Son utilisation est, en plus, découragé dans le traitement des lésions du cerveau non biopsiées et comme la forme majeure du traitement des germinomes de la glandes pinéales (M. Brada and R. Laing : Radiosurgery/stereotactic external beam radiotherapy for malignant brain tumours : the Royal Marsden Hospital Experience. Recent Results Cancer Res 135 ; 1994 : 91-104.). Sachant que la Radiothérapie conformationnelle, dite stéréotaxique (ou Stéréoscopie Conformai Radiation Therapy, SCRT), est en train de devenir une technique de Radiothérapie fractionnée de haute précision, assurant une délivrance exacte de radiation avec réduction de volume du tissu normal irradié par rapport à la Radiothérapie conventionnelle par faisceau externe. Une expérience, entre février 1995 et mars 1999, sur 22 patients ayant des adénomes pituitaires résiduels ou récurrents, traités par le SCRT a été rapportée dans la littérature. Tous les patients étaient immobilisés dans un appareil de contention de Gill-Thomas-Cosman (GTC) relocalisable et la tumeur fut localisée par tomographie assistée par ordinateur (CT) et par le scan IRM de planification post-contraste. Le volume GTV de la grosse tumeur et les structures critiques étaient silhouettées sur des coupes contiguës séparées de 2-3 mm. Une marge de 5 mm (12 patients) à 10 mm (10 patients) ont été élevé en trois dimensions autour du GTV pour générer le volume cible (PTV) de planification. Le traitement fut délivré par trois (5 patients) et quatre (17 patients) champs confonnationnels fixes séparées ; conformés chacun selon la forme de la tumeur, en utilisant des bloques d'alliage en plomb habituel (19 patients) ou le collimateur multilames (3 patients). Les patients ont été traités, à une dose de 45 Gy en 25 fractions (18 patients) et 50 Gy en 30 fractions (4 patients), sur un accélérateur linéaire de 6 MV. Des 1 résultats préliminaires suggérant un contrôle tumoral effectif et une faible toxicité entre le range attendu pour la Radiothérapie conventionnelle à faisceau externe. La radiothérapie confbrmationnelle guidée de façon stéréotaxique (SCRT = Stereotactically guided Conformai Radiotherpy) est, selon H. Albheit et coll., une technique de haute précision de Radiothérapie conformationnelle (RT) qui réduit le volume du tissu normal irradié comparé au RT conventionnelle et peut conduire à une réduction de la toxicité à long terme, en rapportant à leur tour leur technique et leurs résultats préliminaires chez des patients ayant des méningiomes inopérables résiduels ou récurrents H. Albheit, F. H. Saran, A. P. Warrington, I. Rosenberg, J. Perks, R. Jalali, S. Shepherd, C. Beardmore, B. Baumert, and M. Brada : Stereotactically guided conformal radiotherapy for meningiomas. Radiother Oncol 50 (2), 1999 : 145-50. ). De juillet 1993 à novembre 1997,24 patients (moyenne d'âge : 56 ans, range : 28-72) avec méningiomes de la base du crâne (n = 21), de la faux ou du crâne supérieur (n = 3) ont été traités avec la SCRT. La technique employait une immobilisation dans un châssis de Gill-Thomas-Cosman (GTC) et la localisation CT avec un système de Brown-Roberts- Wells (BRW) pour la définition de l'espace stéréotaxique. Le volume cible de la planification (planning target volume = PTV) a été définie comme le volume de la grosse tumeur (Gross Tumor Volume = GTV) et une marge de 0, 5-1 cm. Le traitement a été délivré avec trois (12 patients) ou quatre champs fixes confbrmationnelles non- coplanaires (12 patients). Le blocage conformationnel était réalisé soit avec les bloques d'alliage en plomb (n = 11) ou avec un collimateur multi-lames (MLC) (n = 13). Les patients ont été traités sur un accélérateur linéaire de 6 MV aux doses de 50-55 Gy, en 30-33 fractions quotidiennes. Les traitements ont été réalisés comme une part du travail en routine d'un département de Radiothérapie affairé. Le GTV médian pour les méningiomes fut de 21,7 cm3 (range : 4, 4-183 cam3). Le SCRT fut bien tolérée avec une toxicité minime. Trois mois après la fin de la 1 Radiothérapie, sept des 15 patients avec un déficit neurologique avaient eu une amélioration et huit autres restèrent inchangés. Deux patients firent l'expérience tôt des effets secondaires (une paralysie du Vneme nerf, un état Addisonien). A un suivi médian de 13 mois (range : 3-43) la survie de la progression libre d'une année et la survie globale sont de 100 % qui est dans la fourchette attendue de la Radiothérapie conventionnelle fractionnée des méningiomes. La SCRT est une technique de haute précision pour les patients atteints de méningiomes. Les avantages potentiels dans le contrôle, la survie et la toxicité, au cours de la Radiothérapie conventionnelle, exigent une évaluation dans des études prospectives à long terme. La Radiothérapie conformationnelle et l'évitement conformationnel sont, pour J. M. Kapatoes, des nouvelles techniques thérapeutiques qui sont généralement caractérisées par des gradients de dose élevés. Le succès de ce type de traitement repose sur les procédures d'assurance de qualité en vue de vérifier la délivrance de traitement. Une technique de vérification de délivrance devrait prendre en compte les procédures d'assurance de qualité pour le positionnement du patient et la vérification de la délivrance de la radiation. Une méthodologie de vérification de la délivrance de radiation fut développée et testée avec notre établi de tomothérapie. La procédure fut examinée pour deux cas. Le premier traitement utilisant une cible façonnée fut optimisé pour 72 directions du faisceau et délivrée de façon séquentielle comme une tranche unique à un cylindre de 33 cm de diamètre de l'eau solide homogène. Pour le second traitement, un modèle type de fluence d'énergie fut délivrée de façon hélicoïdale pour deux tranches à un fantôme de 90 cm de diamètre contenant des inhomogénéités. Le processus présenté procure la fluence d'énergie (ou une quantité liée) délivrée à travers un (MLC) collimateur multi-lames utilisant le signal mesuré par le détecteur à la sortie durant la délivrance du traitement. Lorsque cette information est créée pour chaque impulsion de l'accélérateur, la fluence d'énergie et l'état pour chaque lame du MLC ont été vérifié sur une base impulsion-par-impulsion. Les résultats impulsion-par-impulsion ont été moyennés pour obtenir l'information projection-par-projection afin d'autoriser une comparaison avec la délivrance planifiée. Les erreurs entre les fluences d'anergie planifiées et délivrées ont été concentrées entre : 2, 0 %, avec aucun au-delà de : 3, 5 %. En plus de la vérification rigoureusement menée de la délivrance de radiation, le processus est rapide, ce qui pourrait se traduire en la vérification de la délivrance de la radiation en temps réel. Cette technique peut généralement être étendue à la reconstruction de la dose réellement déposée dans le patient ou le fantôme (reconstruction de la dose) (J. M. Kapatoes, G. H. Olivera, P. J. Reckwerdt, E. E. Fitchard, . E. A. Schloesser, and T. R. Mackie : Delivery verification in sequential and helical tomotherapy. Phys Med Biol 44 (7) ; Jul 1999 : 1815-41.). Il importe de vérifier tous les facteurs rentrant en ligne des comptes dans la délivrance de la dose d'irradiations. C'est pourquoi, la gammagraphie est toujours la méthode la plus utilisée pour vérifier le positionnement du patient, pendant une séance d'irradiation externe. Mais on a depuis . essayé par le biais de l'électronique de faire mieux. Les systèmes d'imagerie électronique (SIE ou EPID) ont été développés dans le but de pouvoir disposer en temps réel d'un outil de vérification et anticiper sur la demande de précision nécessaire aux traitements complexes de la radiothérapie de conformation. Les images numériques du champ irradié défilent, pendant le traitement, sur un écran d'ordinateur. La gamme des logiciels d'exploitation des images permet ensuite 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 les mouvements du patient, au cours des différentes séances de traitement. L'expérience acquise par de nombreuses équipes permet d'envisager le remplacement définitif de la traditionnelle gammagraphie par les SIE à court terme car 1 ) la qualité de l'image électronique, bien que perfectible, est quasiment toujours supérieure à celle de la gammagraphie ; 20) les systèmes de détecteurs rétractables, intégrés dans le statif des appareils avec mise en place automatique, permettent d'éviter toutes les manipulations fastidieuses de mise en place du porte cassette et de développement des clichés. 30) La quantification des déviations a toujours conduit à l'amélioration du positionnement, quelle que soit la localisation traitée. L'imagerie électronique est également un outil de dosimétrie in vivo qui demande à être exploité en routine clinique. Le modèle et la proposition d'un système de traitement des classes des tumeurs requièrent une localisation hautement précise de la cible, au cours d'une radiothérapie fractionnée par faisceaux externes. Ce système utilise des techniques de localisation guidées par l'image dans la voûte du linac, à la mise en place des patients devant être traités par radiothérapie stéréotaxique, par radiothérapie conformationnelle, et par des techniques de radiothérapie à intensité modulée, pour tumeurs crâniennes. Les contraintes du modèle incluent la flexibilité dans l'usage de logiciel de traitement, l'exactitude et la précision de la reprise de localisation, les limites sur le temps et sur les ressources humaines nécessitaient d'utiliser le système et d'en faciliter l'utilisation. Un système de radiothérapie stéréotaxique, commercialement vendu, basé sur un système conçu à l'Université de Floride, à Gainsville, a par exemple été adapté pour l'utilisation au Medical Center de l'Université de Washington Il consiste en une paire de caméras stéréo utilisée dans la voûte du linac, pour détecter la position et l'orientation d'une rangée des marqueurs attachés à un patient. Le système a été modifié pour permettre l'usage soit d'un système de planification de traitement, conçu pour les traitements stéréotaxiques, ou un programme général de planification de la radiothérapie tridimensionnelle. Des mesures de la précision et de l'exactitude de la localisation de la cible, celles de la délivrance de la dose et de mise en place du patient ont été faites, en utilisant un nombre des calibres de réglage et des différents dispositifs. Des procédures ont été développées pour l'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. Le fléchissement du statif, qui ne peut être amélioré, était mesuré à 1,7 mm, qui avait été l'effet d'évasement de la distribution de dose, tel que confirmé par une comparaison de mesure et de calcul. L'exactitude de positionnement d'un point de la cible dans le champ de radiothérapie était de 1,0 : 0, 2 mm. La procédure de calibration utilisant les lasers basés dans une pièce avait une exactitude de 1 0, 76 mm, et en utilisant un système de radiochirurgie basée au sol elle était de 0, 73 mm. L'erreur de localisation de la cible dans un fantôme était de 0,64 : 0, 77 mm. Les erreurs dans la mise en place due à l'erreur de rotation du lit étaient réduites, en utilisant le système. Le système décrit s'est révélé être pour les auteurs (C. McDonagh, J. R. Sykes, and P. C. Williams : The performance of a fluoroscopic electronic portal imaging device modified for portability. Br J Radiol 72 ; 1999 : 1000-1005. ) d'une exactitude et d'une précision éprouvées à des fins cliniques, pour lesquelles il a été conçu. Il est en plus puissant pour détecter les erreurs et nécessite seulement une augmentation nominale en temps et en effort d'organisation. Les progrès dans la technologie de thérapie par faisceau externe ont rendu la thérapie conformationnelle efficiente en routine, mais il faut le souligner encore sans le moyen objectif de contrôle d'excellence scientifique. Avec elle est venu le besoin croissant de vérification en ligne du traitement, qui serait réalisable seulement grâce à l'usage des dispositifs d'imagerie électronique portale (SIE ou EPIDs de electronic portalzmaging devices). Pour un grand centre de Radiothérapie, la fourniture d'un SIE par machine de . traitement se révèle néanmoins extrêmement onéreux. Ceci eu égard aux modifications nécessaires du hardware et du software apportées au modèle commercial d'un SIE fluoroscopique (le SRI-100) pour produire un système portal, capable de fournir une imagerie rapide de haute qualité sur plus d'une machine de traitement ainsi que procéder à la variété des vérifications des contrôles, mécanique et de qualité, pour tester . la stabilité et la qualité de l'imagerie. Spécialement conçue pour permettre l'acquisition des images à partir des machines de traitement multiples, cette modification peut également permettre un fonctionnement supplémentaire du SIE pour d'autres usages, telle que la vérification du traitement par irradiation corps entier (TBI) et une gamme supplémentaire de procédures de contrôle de la qualité sur l'accélérateur linéaire lui- . même (M. C. Kirby, S. Atherton, P. Carson, C. McDonagh, J. R. Sykes, P. C. Williams : The performance of a fluoroscopic electronic portal imaging device modified for portability. Br J Radiol 72 [862] ; 1999 : 1000-5.). Les difficultés dans la vérification des champs d'électrons sont dues à la portée limitée d'électrons à l'intérieur du corps humain. Les accélérateurs linéaires modernes fournissent un mode spécial d'opération (film mode), de telle sorte que les champs d'électrons, puissent être irradiés avec une petite dose des photons. Ainsi, les images obtenues peuvent être utilisées à la comparaison avec les images correspondantes du simulateur ou des DRRS afin de déterminer la position des champs d'électrons et de détecter les erreurs de positionnement (H. Lemnitzer, U. Wolf, G. Hildebrandt, and F. Kamprad : Verification of electron field positionning. Radiother Oncol 52 [1], 1999 : 61-4.). L'escalade de la dose en Radiothérapie confonnationnelle requiert pourtant un emplacement exact des champs. Des SIE ou Etectronicportal imaging devices (EPIDS) sont utilisés pour vérifier l'emplacement des champs mais restent limités non seulement par le faible contraste de l'anatomie osseuse du sujet aux énergies de mégavoltage (MV), mais aussi par la grande dose d'imagerie et la petite taille des champs d'irradiation. La modulation d'un accélérateur linéaire pour fournir, dans une structure de référence de l'accélérateur, une localisation radiographique et tomographique des cibles osseuses et des celles des tissus mous sépare normalement la vérification de la délivrance du faisceau (les installations de la machine, le façonnage de champ) de la localisation du patient et de la cible (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.). Une source des rayons X de kilovoltage (kV) est montée sur l'ensemble du dorum d'un accélérateur linéaire médical Elekta Sil-20, maintenant le même isocentre que le faisceau de traitement avec l'axe central à 90 degrés de l'axe du faisceau de traitement. Le tube à rayons X est alimenté par un générateur de haute fréquence et peut se rétracter vers la face du dorum. Deux systèmes d'imagerie fluoroscopique basés sur le CCD sont montés sur l'accélérateur pour collecter les images radiographiques MV et kV. Le système est également capable d'imagerie tomographique à partir d'un faisceau conique à des énergies de MV et de kV. Les étapes de gain des deux systèmes d'imagerie avaient été modélisées pour évaluer la performance d'imagerie. La résolution en contraste des systèmes kV et MV fut mesurée, en utilisant un fantôme contraste-détail (C-D). L'avantage dosimétrique d'utiliser le système d'imagerie kV sur le système MV pour la détection des objets de densité osseuse est quantifié pour une géométrie spécifique d'imagerie utilisant un fantôme C-D. Le guidage exact du faisceau de i traitement requiert un repérage des systèmes d'image et des coordonnées de traitement. Les caractéristiques mécaniques du traitement et des statifs d'imagerie sont examinés pour déterminer une précision de localisation affectant un objet non équivoque. Les radiographies kV et MV des patients recevant la radiothérapie sont acquises pour démontrer la performance radiographique du système. La performance tomographique est démontrée sur les fantômes ou en utilisant les deux systèmes d'imagerie MV et kV, et la visibilité des tissus mous cibles est évaluée, dans l'étude de Keller Reichenbecher. La caractérisation des gains dans les deux systèmes démontre que le système MV est le quantum des rayons X limité par le bruit à des fréquences spatiales très faibles ; ce qui . n'est pas le cas pour le système kV. Les estimées de gain utilisées dans le modèle sont validées par des mesures du gain total dans chaque système. Les mesures contrastedétail démontrent que le système MV est capable de détecter les contrastes du sujet de moins de 0, 1 % (au MV de 6 et 18). Une comparaison de la performance contrastedétail du kV et du MV indique que la détection de l'objet équivalent os peut être . réalisée avec le système kV à des doses significativement plus faibles (facteurs de 40 et 90 fois plus faible que pour les 6 et 18 MV respectivement). Pour ces auteurs, la performance tomographique du système est néanmoins prometteuse (3 cGy), en utilisant quatre rats de laboratoire. Un système d'imagerie kV radiographique et tomographique associé à un accélérateur . linéaire pour autoriser la localisation des structures de l'os et des tissus mous dans la structure de référence de l'accélérateur. La modélisation et l'expérimentation ont démontré la faisabilité des images radiographiques et tomographiques de haute qualité à des doses d'imagerie acceptables. L'intégration complète des systèmes d'imagerie kV et MV avec la machine de traitement autorisera le guidage radiographique et tomographique en ligne à l'installation des champs. Pour des situations complexes de la planification dans lesquelles des organes à risque (OAR = organ at risk) environnant entourent la place rigoureuse du volume cible, les traitements aux photons à intensité modulée fournissent certes une solution promettante pour améliorer le contrôle de la tumeur et/ou de réduire les effets secondaires. Une approche en faveur de la mise en . oeuvre clinique des traitements à intensité modulée et par ailleurs l'usage d'un collimateur multi-lames dans le mode step and shoot , dans lequel des sous-champs multiples sont superposés pour chaque direction du faisceau afin de générer, avec un nombre discret des niveaux d'intensité, des distributions d'intensité stratifiée. L'interrelation entre le nombre des niveaux d'intensité par faisceaux, la conformité de la distribution de la dose résultant, et le temps de traitement sur un accélérateur commercial (Siemens Mevatron KD2) ayant un MLC encastré sont discutés par M. A. KellerReichenbecher et coll. (M. A. Keller-Reichenbecher, T. Bortfeld, S. Levegrun, J. Stein, K. Preiser, W. Schlegel : Intensity-modulated with the step and shoot technique using a commercial MLC : a planning study. Multileaf collimator. Int J Radiat Oncol Bd Phys 45 [5], déc. 1999 : 1315-24). Deux cas cliniquement pertinents, typiques des patients ayant des tumeurs de la tête et 1 du cou, ont été sélectionnés pour le besoin d'une étude. En utilisant la technique de n planification inverse, des plans de traitement optimisés sont ainsi générés pour 3-35 faisceaux coplanaires régulièrement distribués, ainsi que des faisceaux non-coplanaires. Une méthode itérative de gradient est utilisée pour optimiser l'objectif du traitement physique qui est basé sur une dose cible spécifiée et des contraintes de la dose individuelle assignée à chaque organe à risque (tronc cérébral, les yeux, les nerfs optiques) par le Radio-oncologiste. La distribution d'intensité de chaque faisceau est, à l'intérieur du programme de planification inverse, discrétisée en trois à infiniment plusieurs niveaux ou strates d'intensité. Ces distributions stratifiées d'intensité sont converties en séquences de position de lames du MLC, qui peuvent être délivrées sans l'intervention de l'utilisateur. La qualité du plan est déterminée, en comparant, par les histogrammes dose-volume (DVHs) et les distributions des isodoses, les valeurs de la fonction objective. Des distributions de dose hautement confonnationnelle qui peuvent être atteintes avec cinq niveaux d'intensité dans chacun des sept faisceaux. Le mérite d'utiliser plus de niveaux d'intensité ou plus de faisceaux est relativement petit. Des résultats acceptables sont réalisables même avec trois niveaux seulement. En moyenne, le nombre des sous- champs par faisceau est d'environ 2-2, 5 fois le nombre de niveaux d'intensité. Le temps de traitement moyen par sous-champ est de 20 s environ. Le temps total de traitement pour le cas de trois-niveaux et sept-faisceaux avec un total de 39 sous-champs est de 13 minutes. Optimiser les distributions stratifiées d'intensité dans le processus de planification inverse autorise à atteindre des résultats proches de l'optimum avec de façon surprenante un petit nombre des niveaux d'intensité. Cette découverte peut, selon ces auteurs (Keller-Reichenbecher et al 1999) ; à aider à faciliter et à accélérer la délivrance des traitements à intensité modulée avec la technique step and shoot . Le paradigme tomographique ; le SCR T Stéréotactic conformaI RT, l'IMR T Intensity modulated Radiation therapy ; le mode step and shoot, le Dose volume Histogram (DVH), l'EPID, le MLC, le 3-D CRT, la toxicité aiguë sont certes aujourd'hui en cours d'évaluation, notamment par rapport au gain de temps que ces techniques puissent procurer, même si d'autre part le nombre des'manipulations est tel que les erreurs sur chaque manipulation s'additionnent en fin de processus, mais les différentes évaluations s'arrêtent sur la seule méthode ou le seul procédé en évaluation, rentrant dans un ensemble de processus dont la finalité est plus de précision. G. O. DeMeerleer et coll. ont par exemple étudié la différence dans le temps de traitement requis pour exécuter une irradiation trois-champs à un seul isocentre de la . tête et du cou, en utilisant soit les blocs de cerrobend montés dessus ou un collimateur MLC multi-lames pour le façonnage du champ et l'installation automatique (G. O. De Meerleer, L. A. Vakaert, M. T. Bate, C. De Wagter, B. De Naeyer, and W. J. De Neve : The single-isocentre treatment of head and neck cancer : time gain using MLC and automatic set-up. Cancer Radiother 3 (3), 1999 : 235-41.). Un total de 20 patients suc- . cessifs non sélectionnés (16 mâles, 4 femelles), ont étaient éligibles à cette étude, puisque la dose qu'ils devaient recevoir à la tête, au cou et aux régions supraclaviculaires, était de 44 Gy (2 Gy/fraction). Les patients étaient répartis par hasard à un des deux groupes de traitement. Le premier groupe (n = 11) fut traité sur un accélérateur linéaire Philips N,-751 (SL-75), utilisant des photons de 5 MV et des blocs . de cerrobend montés dessus. Le second groupe (n = 9) fut traité sur un accélérateur linéaire Philips Su-25 (SL-25-MLC), utilisant des photons de 6 MV et un MLC. Des patients du 2nd groupe étaient traités en utilisant l'installation automatique du SL-25- MLC, sans entrer dans la salle de traitement entre les champs consécutifs. On trouve par 1 exemple que le temps global de traitement était significativement plus court sur le SL- . 25-MLC que sur le SL-75 (p d'installation. Il y avait en faveur du SL-25-MLC une moyenne d'un gain de temps de 125 s par jour de traitement (p En Radiothérapie pendulaire, l'Intensity-Modulated Radiation Therapy (IMRT) est un terme appliqué à une nouvelle technologie qui utilise des faisceaux non-uniformes des radiations pour réaliser des distributions conformationnelles de la dose. L'utilisation d'un système commercial, le système Peacock, doté d'un collimateur MLC spécial (MIMiC) pour délivrer la distribution de la dose, utilisant l'arc-thérapie et des champs segmentés similaires aux bandelettes mouvantes, confère à cette dernière un préjugé favorable. Bien qu'initialement conçue pour la radiochirurgie stéréotaxique, ce système a certes été employé pour traiter divers sites du corps. Plus de 300 patients ont été, dans les 4 années précédentes, traités avec cette technologie par W. Grant et coll. principalement pour des tumeurs du crâne, de la tête et du cou, ainsi que celles de la prostate, en utilisant comme le Peacock au rythme de 40 à 45 patients par jour, deux accélérateurs linéaires délivrant des rayons X de 10 et 15 MV, dans une procédure devenue standard en thérapie. Des cas qui montrent la capacité unique de l'IMRT à délivrer des distributions conformationnelles de dose, sont par ailleurs présentés dans un article de Grant (W. Grant 3, S. Y. Woo : Clinical and financial issues for intensity- modulated radiation therapy delivery. Sem Radiat Oncol 9 [1] ; 1999 : 99-107. ), dans lequel sont également discutées les raisons pour lesquelles ce type de technologie peut devenir une procédure standard et pourquoi elle est la thérapie valant son pesant d'or pour l'institution et pour le patient. La Radiothérapie à intensité modulée (IMRT) a été considérée comme un moyen de fournir des distributions de dose qui se conforment aux volumes cibles concaves. Pour les collimateurs multi-lames (MLCs) devant être utilisés une fois de plus pour moduler les faisceaux des rayons X, certaines procédures doivent ici être utilisées pour détermi- ! ner les séquences des positions des lames, afin de produire la modulation désirée. A. L. Boyer et coll. (A. L. Boyer and C. X. Yu : Intensity-modulated radiation therapy with dynamic multileaf collimator. Sem Radial Oncol 9 [1] ; 1999 : 48-59.) dérivent et comparent 4 algorithmes de séquençage de lames. Il s'avère que le séquençage des lames du MLC peut ainsi être réalisé, en représentant la modulation d'intensité surfacique d'un faisceau par une série des profils du faisceau. Quant à la modulation par me équation de vélocité-modulation pour ordinateur requis par un profil unidimension- nel, originellement décrit en utilisant en plus de l'algèbre extensive, elle est aujourd'hui i Ur i dérivée en utilisant une approche graphique. L'approche vélocité-modulation est comparée par T. Bortfeld et A. L. Boyer à une approche équivalente par incréments de step-and-shoot. Une technique step and shoot surfacique, dérivée par P. Xia et L. J. Verhey, est introduite et comparée aux méthodes de profil-par-profil. Finalement, une approche est considérée en utilisant des arcs multiples répétés, développés par C. X. Yu. Cette grande variété de méthodes peut, selon les auteurs, donner une approche à l'IMRT qui se conforme ainsi aux contraintes d'ingénierie imposées par le modèle particulier d'un accélérateur linéaire. Une procédure d'assurance de qualité a par ailleurs été développée pour la 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 des rayons X à intensité modulée, prescrit en vue de 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 du linac ; b) le traitement puisse sans aucune faute de la machine être correctement exécuté. Un système (BIS) [Beam Imaging System] d'imagerie rapide du faisceau consistant en un écran Gd202S de scintillation 2-D, une caméra charge-coupled device (CCD) 2-D, et un ordinateur portable personnel (PC portable, Wellhofer Dosimétrze, Schwarzenbruck, Germany) a été proposé à cette fin. Des mesures de performance du BIS sont présentées dans le travail de L. Ma et coll. Des images de référence ont été dérivées des fichiers séquençant les lames, et utilisées pour piloter un système MLC dynamique (Varian Oncology Systems, Palo Alto, CA). Une méthode de corrélation fut développée pour comparer les mesures du BIS avec les images calculées de référence. Un coefficient de corrélation est calculé, en utilisant 26 champs corrects à intensité modulée, s'était montré être un seuil fiable pour identifier les fichiers de délivrance de traitement inexact. L'étude a démontré la faisabilité pour utiliser le BIS et la méthode de corrélation afin de réaliser les tâches d'assurance de qualité en ligne dans le BEV, pour des champs de traitement de l'IMRT (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). Le désir d'améliorer le contrôle tumoral local et la guérison de plus des patients, atteints de cancer, couplé aux progrès dans la technologie des ordinateurs ainsi que dans le modèle d'accélérateurs linéaires, a stimulé les développements des techniques de Radiothérapie tridimensionnelle conformationnelle. Des plans optimisés de traitement, ayant pour but de délivrer à la cible une dose élevée, tout en minimisant la dose aux 1 tissus environnants, peuvent être délivrés par des champs multiples, avec chacun des traitements d'intensités du faisceau modulées (IMRT) dans l'espace ou avec (des traitements) en tranches multiples (tomothérapie). C. X. Yu a par exemple introduit une nouvelle méthode, l'arc thérapie à intensité modulée (1MAT = Intensity-modulated arc therapy) pour délivrer des plans de traitement optimisés, afin d'améliorer le ratio thérapeutique. Elle utilise un mouvement continu, tel qu'en arc thérapie conventionnelle, du statif Contrairement à l'arc thérapie conventionnelle, la forme du champ, qui est conformé avec le collimateur multi-lames, change au cours de la rotation du statif Des distributions 2-D arbitraires d'intensité du faisceau, à des angles différents du faisceau, sont ainsi délivrés avec des arcs multiples du faisceau se superposant. Un système capable de délivrer l'IMAT a été alors mis en oeuvre. Un exemple qui illustre la faisabilité en tomothérapie de cette nouvelle technique est donné et sont également discutés dans ce même article de C. X. Yu d'autres schémas de délivrance, basés sur la tranche (C. X. Yu : Intensity-modulated arc therapy with dynamic multileaf collimation : an alternative to tomotherapy. Phys Med Biol 40 [9], 1995 : 143 5-49). La tomothérapie, littéralement thérapie en coupes ou slice therapy est une proposition de délivrance de la Radiothérapie avec des bandes d'intensité-modulée de rayonnement. La méthode proposée emploie un accélérateur linéaire ou un autre dispositif émettant des radiations, qui pourrait, comme pour un CT scanner, être monté sur un statif en forme d'anneau. Le patient se déplacerait simultanément avec la rotation de la portique à travers le tunnel du statif La modulation d'intensité serait réalisée dans ce cas par des multiples lames indépendantes, qui s'ouvrent et se ferment à travers la fente ouvrante. A n'importe quel moment donné, n'importe quelle lame peut être 1) fermée, en couvrant une portion de la fente, 2) ouvert, en autorisant le rayonnement à travers, ou 3) en changeant entre ces états. Cette méthode aboutirait à une délivrance hautement conformationnelle des radiations. Le temps de traitement global pourrait être comparable au temps de délivrance des traitements contemporains. Le statif de l'anneau rend commode de monter sur un système étroit de détecteurs de mégavoltage multisegmenté, destinés à la vérification du faisceau, et un CT scanner sur l'unité de traitement. Une telle unité de traitement pourrait devenir un outil puissant pour la planification de traitement, pour le traitement conformationnel et la vérification, en utilisant des images tomographiques. Les propriétés physiques de cette délivrance de traitement sont évaluées par T. R. Mackie et coll. (T. R. Mackie, T. Holmes, S. Swerdloff, P. Reckwerdt, J. O. Deasey, J. Yang, B. Paliwal, and T. Kinsela : Tomotherapy : a new concept for the delivery of dynamic conformaI radiotherapy. Med Phys 20 [6] ; 1993 : 1709-19. ) et les spécifications fondamentales du modèles sont justifiées dans cette dernière référence. Si la radiothérapie conformationnelle permet de délivrer des doses plus fortes à la tumeur et moindres aux organes environnants et d'obtenir ainsi une diminution majeure des effets secondaires. Dans le traitement du cancer de l'éthmoïde (techniquement difficile, aussi bien en ce qui concerne la chirurgie que la radiothérapie, à cause de la situation anatomique et de la nature invasive de la tumeur), une technique de radiothérapie conformationnelle et une technique de tomothérapie ont été évaluées et discutées. La dosimétrie de la radiothérapie conformationnelle tridimensionnelle a été réalisée avec un système de planification tridimensionnelle basé sur la simulation virtuelle et utilisant la visualisation Gratis) du faisceau de George Sherouse. La distribution de dose du même cas a aussi été calculée par le Peacock Plan (Nomos Corp., Sewickley, PA, Etats-Unis), dans le but d'évaluer l'utilité clinique, dans le cas d'un carcinome de l'éthmoïde, ainsi que les avantages possibles de la tomothérapie par rapport à la radiothérapie confbrmationnelle tridimensionnelle. Les histogrammes dosevolume ont été calculés pour les deux plans de traitement. La superposition des histo- grammes dose-volume montrait que les courbes étaient, en ce qui concerne le volume cible, identiques ; mais, que les doses reçues par les organes à risque, tels que le chiasma, le tronc cérébral et l'oeil gauche, étaient plus faibles avec la tomothérapie. Ces résultats se reflétaient également dans la probabilité de contrôle tumoral local et la probabilité de complications : les probabilités de contrôle local étaient identiques entre les deux plans de traitement, mais la probabilité de complications était inférieure avec la tomothérapie. La probabilité du contrôle tumoral local sans complications était ainsi pour N. Linthout et coll. (N. Linthout, D. Verellen, P. De Coninck, A. Bel, et G. Storme : radiothérapie conformationnelle : la tomothérapie. Cancer Radiother 4 ; 2000 : 433-42. ) de 52,7 % avec la tomothérapie, et de 38,3 % avec la radiothérapie conformationnelle tridimensionnelle. La tumeur a été traitée par une exérèse chirurgicale réalisée par un neurochirurgien assisté d'un oto-rhino-laryngologiste et une irradiation postopératoire. La résection était pour l'anatomopathologiste complète, mais limite pour le chirurgien ORL qui insistait sur l'utilité de la radiothérapie. Il a été prescrit une radiothérapie conformationnelle tridimensionnelle de 66 Gy, en 33 fractions et sept semaines, dans le lit tumoral et les structures osseuses voisines. Une scanographie a été réalisée avec des fils radio-opaques attachés au masque thermoplastique (Orfit : Orbit Industnes, Wijnegem, Belgique) pour déterminer l'isocentre des faisceaux. Les images scanographiques, de 0,5 cm d'épaisseur, espacées de 0,5 cm, couvraient toute la hauteur de la tête du patient. L'ensemble d'images obtenu a été utilisé pour les deux plans de traitement. Le volume cible et les organes à risque ont été définis, après transfert des images à chaque système de planification de traitement. Toutes les structures étaient visuellement copiées d'un système de planification de traitement à l'autre. Le volume cible a été, en concertation avec le chirurgien ORL, défini par le radiothérapeute. Les yeux et le tronc cérébral ont aussi été défini sur les images. Le radiothérapeute a consulté le neuroradiologue pour déterminer la position des nerfs optiques et du chiasma. Ceux-ci étaient proches du volume cible et la dose ne devait pas y dépasser 56 Gy, cela pour sauvegarder la vue de l'oeil droit du patient. Il paraissait nécessaire en première approximation de sacrifier l'oeil gauche du patient, après l'avoir informé, pour délivrer une dose adéquate au volume cible. Après la définition de toutes les structures, une reconstruction tridimen- sionnelle complète de la tête du patient a été faite par chaque système de planification de la dose et les volumes des structures ont été comparés. Cette dernière partie est un bon exemple d'une spéculation où les erreurs d'appréciation des différents intervenants et transferts se cumulent avec les erreurs d'estimations de trop nombreux outils entrant comme prémisses du raisonnement en ligne de compte. Par ailleurs, la réduction drastique des ressources de soins de santé nécessite un usage plus rationnel des fonds disponibles. Alors que des stratégies nouvelles de traitement génèrent, en Radiothérapie, de plus en plus des dépenses additionnelles et des coûts marginaux de plus en plus importants. Dans cette autre étude (G. Hohenberg und F. Sedlmayer : Costs of standard and conformai photon radiotherapy und Austria. Strahkenther Onkol 175 Suppl 2 ; jun. 1999 : 99-101.), les dépenses encourues, chez des patients atteints du cancer de la prostate et du poumon, pour la Radiothérapie standard ont été comparé à ceux de la photonthérapie conformationnelle. Pour détailler les coûts directs, une distinction a été faite entre les mesures de prétraitement (indépendantes de l'entité de la tumeur) et les mesures propres au traitement. L'analyse des coûts a été faite sur un insuccès, par les coûts de la dépréciation du personnel, du matériel et de l'équipement. Les frais généraux n'ont pas été pris en compte. La photonthérapie conformationnelle s'est trouvée être, par exemple pour le cancer de la prostate, au-delà de 60 % plus chère que la Radiothérapie standard et pour le cancer du poumon au-delà de 100 %. Les coûts additionnels furent en général attribuables à l'équipement onéreux de l'accélérateur linéaire et au temps additionnel nécessité par la localisation au CT diagnostique et la planification CT aussi bien que pour la vérification de la mise en place du patient, au cours de la thérapie quotidienne (journalière). La photonthérapie conformationnelle devrait par conséquent être examinée pour son utilité clinique dans les études dédiées et une place adéquate devant lui être attribuée dans les schèmes de remboursement pour Radiothérapie. S'il devrait s'avérer que les taux de guérison des autres procédures coûtantes, les analyses coût-bénéfice, étaient par exemple plus élevés, elle serait utilisées pour établir les coûts des stratégies de traitement. Aujourd'hui le climat d'incertitude créé par les coûts marginaux de développement des appareils de radiothérapie et la percée spectaculaire des procédures thérapeutiques tout comme la nécessité de confronter les résultats de ces schémas théra- peutiques avec les questions qui se posent à la Radiothérapie et aux procédures actuelles d'assurance de qualité, semblent plus que jamais à l'ordre du jour, si l'on en juge par l'éclosion d'articles consacrés aux nouveaux concepts cliniques. Des nouvelles méthodes de précision pour la thérapie aux radiations, comme par exemple la radiothérapie conformationnelle, celle à intensité modulée ou la radiothérapie tomographique, dite tomothérapie, ont le potentiel de distribuer aux tumeurs et aux tissus normaux un rayonnement à n'importe quel degré d'exactitude. Si de telles méthodes sont, à la lumière de l'incertitude biologique et clinique à propos de l'anatomie topographique et de la physiologie de la tumeur qui les rendent discutables, justifiées. Aussi discutables que puissent être les méthodes de précision requérant plus de temps et du personnel que ce à quoi on peut s'attendre dans une clinique par ailleurs très occupée Ces incertitudes sont en rapport avec les éléments suivants : les conséquences techniques de l'immobilisation du patient et le mouvement d'organes incontrôlé ; les imprécisions de l'imagerie dans la détermination exacte du volume tumoral ; la longueur de la planification et des temps de délivrance ; les inhomogénéités de dose et l'interprétation de l'histogramme dose-volume (DVH) ; les procédures d'assurance qualité ; la vérification et la documentation de la délivrance du faisceau ; les inconnus biologiques comprenant la carcinogenèse ; et enfin toutes les considérations économiques. Si la qualité est l'aptitude d'un produit ou d'un service à satisfaire les besoins des utilisateurs. ou comme l'indique la Norme ISO 8402, l'ensemble des caractéristiques d'une entité qui lui confèrent l'aptitude à satisfaire des besoins exprimés et implicites , la Radiothérapie conformationnelle ressent donc comme un besoin les notions de qualités et de management de la qualité. 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, où le nombre des malades par machine et par an serait un bon indicateur. Et tout ceci au moindre coût. En matière de santé il faut y ajouter les notions d'efficacité, d'efficience, de sécurité et de gestion des risques. Tant il est vrai que l'assurance de qualité impose une organisation et une méthodologie rigoureuse pour faire a priori la preuve que le produit, le service ou l'acte d'imagerie 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. C'est la démarche que nous avons adopté dans l'invention ci-après. Exposé de l'Invention L'invention concerne un dispositif de délivrance des faisceaux des particules (photon, électrons, positrons, neutron, proton), et des procédés de mise en oeuvre et de contrôle du dispositif en état de marche, caractérisée en ce que, selon une forme de réalisation : linac, microtron, 60Co, en ce qu'elle procède par collisions entre photons, entre électrons, entre électron et positrons, entre neutron et neutron, entre proton et proton, entre proton et neutron, etc., pour augmenter le dépôt d'énergie intratissulaire, dans un volume cible encore plus précis, en réalisant ainsi le nouveau concept de stéréoradiothérapie par faisceaux externes, à double accélération synchrone et collision des particules dans le volume cible. Elle se caractérise également en ce qu'elle utilise aussi bien le phénomène de freinage (bremsstrahlung) que celui de collision des parti- . cules, avec pour objectif une majoration substantielle du dépôt d'énergie intratissulaire. Ledit dispositif de l'invention concerne donc un dispositif double servant à irradier associé à un dispositif de monitoring 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. *. L'invention concerne, dans un des modes de sa réalisation, que pour la simplification de la présentation, nous décrivons sous la forme d'un collisionneur linéaire (type J. L. C.), caractérisé en ce que deux accélérateurs linéaires (type microtron) sont synchronisés pour accélérer et débiter des particules qui entrent en collision au sein d'un volume tissulaire organique donné. Des conditions aux limites de l'ensemble dudit dispositif d'invention sont donc, dans ce cas, introduites au niveau de l'entrée et la sortie HF. Le comportement des coefficients de réflexion et de transmission de chaque section des tubes d'accélération sur la bande passante est alors étudié, en fonction du nombre de cavités N et du coefficient de couplage K et du facteur de qualité Q, dont la section réelle est constituée d'un nombre fini N de cavités, qui s'orientent vers un seul statif commun d'irradiation ayant une articulation indépendante l'une de l'autre des deux bras support des gaines, disposées de part et d'autre d'un deuxième statif scanographique. Au centre du 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 ou avoir des asymétries d'énergie pondérées à volonté pour influer sur la forme, dans le volume cible, des isodoses ; et fournir finalement un type nouveau de modulation dans le temps et dans l'espace de l'intensité des deux faisceaux, c'est l'IMSRT (= Intensity-Modulated Stéréo Radiation Therapy). 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, dans lesquelles, on peut, selon comme on vient de le voir le mode de réalisation, distinguer au niveau de leurs terminaisons : la gaine du générateur à RX ou, dans un autre mode des réalisation, la tête des appareils de télécuriethérapie, qui arrête le rayonnement dans les directions qui ne sont en aucune circonstance utilisées pour l'irradiation ; l'obturateur, indispensable dans les appareils de télécuriethérapie, permet d'arrêter l'irradiation sans interrompre l'émission et est également utilisé dans certains générateurs RX ; ainsi qu'une paire de collimateurs multi-lames dynamiques, encastrés au niveau de la fenêtre d'irradiation avec symétrie en miroir parfaite des champs en formant un canal de dimensions variables délimitant, en fonction des champs (fixes, mobiles, mixtes, etc. ) et de la technique d'irradiation utilisée (conformationnelle ou non), la forme et les dimensions des deux faisceaux. Un support 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 assistée par ordinateur. Une image de diagnostic en trois dimensions est obtenue en temps réel, dans un espace pour image diagnostique à trois dimensions, elle est générée et stockée dans une mémoire d'ordinateur. Le patient reçoit en même temps un double faisceau de mégavoltage synchrone provenant du dispositif d'irradiation, dont les deux têtes sont disposées sur les deux fenêtres opposées du statif et alignées en coïncidence avec les axes centraux des faisceaux d'irradiation et au moins un des plans de coupes scanographiques de l'espace image diagnostique. L'objet d'intérêt étant ici le volume cible dont la représentation est obtenue par une imagerie en temps réel, tel qu'en sur un dispositif de scanographie ordinaire. Brève description des dessins La figure 1 illustre schématiquement les données actuelles (fig 1.1) sur la question de la conformation du volume cible en radiothérapie, c'est-à-dire son identification précise et sa topographie exacte ainsi que le principe du collisionneur linéaire (du type JLC pour la figure 1.2 et du type SLC pour la figure 1.3.) La figure 2 illustre schématiquement l'ensemble du dispositif d'invention, basé sur un collisionneur linéaire, aux énergies utilisées en Radiothérapie, couplée à un scanner Imatron Fastrac à faisceau d'électrons. La figure 3 illustre le principe d'adaptation sur un mode 0 quelconque des coupleurs d'une structure double mais uniforme que l'on peut représenter par des circuits RLC, dont l'étude complète a été faite depuis 1965 par U. Amaldi. La figure 4 schématise l'agencement de l'espace d'irradiation en même temps que celui d'imagerie CT. Exposé détaillé de mode de réalisation Pour produire une convergence des deux faisceaux provenant des deux têtes distinctes, un collisionneur linéaire associant deux accélérateurs linéaires de type microtron, dont l'énergie varie de 10 à 50 MV par incréments de 5 MV, offre des possibilités des collisions suivantes : photon X contre photon X + électrons contre positrons + électrons contre électrons, avec, du fait des ces collisions, augmentation substantielle de dépôt d'énergie dans le milieu où l'état de l'art actuel de la Radiothérapie utilise, selon la technique des feux croisés , essentiellement les effets de freinage, dans le milieu tissulaire, des particules d'irradiation. Développés en 1951 par Leksell, les principes de radiochirurgie ont vu aujourd'hui la concrétisation de leur réalisation technique, qui a conduit au développement du gamma knife et à l'accélérateur linéaire modifié de façon stéréotaxique. Outre le gamma knife, les différents principes d'irradiation du faisceau convergent unique (radiochirurgie par accélérateur linéaire) a fondé le développement supplémentaire, qui a certes conduit à la Radiothérapie conformationnelle stéréotaxique et aux étapes nécessaires de l'assurancequalité (QA). La convergence non d'un seul faisceau, mais de deux faisceaux synchrones à partir, selon un des mode de réalisation du dispositif d'invention, qui opère à partir des deux gaines des deux accélérateurs linéaires distincts est concrétisée dans cette nouvelle invention. Il a toujours semblé ne pas y avoir des raisons méthodologiques, physiques, cliniques ou de coût en vue d'utiliser un gamma knife de façon spéciale, dans la mesure où la tendance est en train d'aller vers la Radiothérapie 1 fractionnée de conformation en lieux et places de l'application des doses uniques élevées. La solution la plus génératrice des coûts marginaux est la modification d'un accélérateur linéaire disponible dans un centre de traitement donné pour ne passer que 50 patients l'an. Pour régler cette question, il fallait concevoir un nouvel outil plus adapté à la problématique et qui ne soit pas seulement dédié au paradigme Stéréotactical Radiation Thera Radzation Therapy (SRT) mais, selon un tout nouveau concept de la refondation de toute la discipline par la Stéréoradiothérapie, qui est à la fois stéréotaxique, dans sa ba- listique, et stéréoscopique dans son mode de délivrance des faisceaux des particules radiantes. Cette dernière adopterait alors au nombre de son arsenal la Radiothérapie de conformation par interaction électromagnétique des faisceaux d'irradiation en stéréo (RCIEFIS) ou, dans toutes les langues, Stéréoradiothérapie . Nous avons pour le dispositif de l'invention opté pour deux tubes d'accélération d'une . nouvelle génération d'accélérateurs microtron, qui est déjà couramment en utilisation pour la Radiothérapie conformationnelle multisegment. L'unité produit des rayons X et des électrons de 10 à 50 MeV dans des incréments de 5 MeV. Il incorpore un collimateur multi-lames (MLC) doublement focalisé à 64 lames, qui peut être utilisé pour donner la forme des faisceaux des rayons X et d'électrons. Les deux faisceaux des rayons X et des électrons sont produits en balayant magnétiquement les faisceaux d'électrons provenant de l'accélérateur. L'unité de la nouvelle génération incorpore un aimant de purge pour supprimer n'importe quels électrons primaires ou secondaires qui passent à travers le (s) cible (s). Les caractéristiques du faisceau de l'accélérateur ont déjà été étudiées au cours du test d'acceptation par M. E. Masterson et coll. (1995). Disposant des deux coupleurs d'entrée et de sortie déjà brasés, les cellules intermédiai- res de différentes géométries vont devoir être accordées en fréquence pour que l'ensemble de la section soit réglé. Pour les caractéristiques déterminées par les codes électromagnétiques 3-D, deux types de programme sont utilisés : ceux opérant dans le domaine fréquentiel en recherchant et calculant les modes propres des structures résonantes comme le PRIAM ou le MAFIA ; ainsi que ceux dits temporels traitant à une fréquence fixée les ondes électromagnétiques progressives et leurs réflexions comme le High Frequency Structure Simulator (HFSS), distribué par Hawlett Packard (Hewlett Packard : HP 85180A High-Frequency Structure Simulator User's Reference, 1992). Des exemples représentatifs des doses en profondeur, des profils du faisceau, des facteurs de débit, et les distributions élémentaires du faisceau sont présentées et discutées, en comparaison avec la génération antérieure d'accélérateurs microtron et d'autres machines de Radiothérapie 5M. E. Masterson, C. S. Chui, R. Febo, J. D. Hung, Z. Fuks, R. Mohan, C. C. Ling, G. J. Kutcher, S. Bjokk, and J. Enstrom : Beam characteristics of a new generation 50 MeV Racetrack Microtron. Med Phys 22 [6] ; 1995 : 781-792). Lors de la réalisation d'une structure accélératrice à ondes progressives, il est important que la puissance électromagnétique soit amenée sans réflexion depuis un guide d'ondes vers la première cavité appelée cavité coupleur. Le problème consiste à déterminer précisément les dimensions de l'ouverture de couplage entre guide et cavité-coupleur. Les idées de base viennent de R. L. Kyhl et sont présentées dans une note du SLAC écrite par E. Westbrook. La figure 2 schématise le nouveau système de l'ensemble du dispositif de l'invention ayant un seul klystron (9) et son réseau (1,7, 16 et 21) de transmission de l'onde électromagnétique d'hyperfréquence, tandis que le klystron (10) qui sert pour le scanner à faisceau d'électrons a un réseau propre (3 et 15) d'onde accélératrice. Cet ensemble comporte en revanche deux canons à électrons (3 et 17) synchrones. Ces derniers sont eux-mêmes synchronisés avec le klystron (9). C'est ce synchronisme d'adaptation des coupleurs d'une structure double et uniforme de couplage électrique et magnétique, que représente schématiquement la figure 3. Lors de la réalisation d'une structure accélératrice à ondes progressives, il est important que la puissance électromagnétique soit amenée sans déflexion, depuis un guide d'ondes vers la première cavité appelée cavité coupleur . Les particules électroniques (4 et 19) sont accélérées par une suc- cession des cylindres coaxiaux (6 et 20), espacés par des intervalles (5), appelés espaces d'accélération . Des moyens de rotation disposés dans la portique du double accélérateur, sont destinés à faire pivoter autour d'un isocentre d'irradiation, les deux bras du dispositif d'irradiation, indépendamment l'un de l'autre. Les deux tubes d'accélération (2 et 18), dont leurs terminaisons s'articulent au niveau du statif (23) unique du système d'irradiation, pour effectuer des arcs de rotation concentriques autour de l'isocentre unique du système, sous forme des mouvements des 1. 1 bras supportant chacun une gaine (22 et 27), ayant une DSP supérieure à 100 cm et un système de collimation multi-lames dynamiques (24 et 27), monté sur chaque tête d'irradiation. Ces têtes sont placées, d'une part, chacune face à une fenêtre, aménagée de part et d'autre des flancs du statif du scanner (14) à faisceau d'électrons, pour laisser passer les deux faisceaux synchrones de mégavoltage (MV) dudit dispositif, avec une amplitude maximale respective de mouvement de 100'd'angle (200'au total pour les deux). Sachant que ses anneaux de tungstène (37) ainsi que sa chambre à vide occupent 400 d'angle, au niveau du socle du statif scanographique ; il reste 1200 d'angle pour le réseau des détecteurs, dans la partie supérieure du statif scanographique (= 2000 + 40 + 120'= 360'd'angle). D'autre part, des moyens de restructuration destinés à restructurer l'image de la distribution tridimensionnelle à coefficient d'absorption des rayons X de mégavoltage, ceci à partir d'une image aux rayons X transmise par lesdites caméras à rayons X, telle que décrite dans le brevet WO 00/57786 ; mais encore des moyens de réglage, destinés à régler la position de projection des deux faisceaux synchrones d'irradiation à l'isocentre, qui est la position dans laquelle l'axe de rotation du dispositif d'irradiation est projeté sur la surface de détection d'un capteur bidimensionnel (2-D), constituant l'un des moyens d'imagerie embarqués. Un troisième tube d'accélération (14) plus court, comme le montre le schéma de la figure 2, conforme aux exigences d'un scanner à faisceau d'électrons, disposé le long de l'axe z [axe longitudinal du lit d'irradiation (25)] et donc de l'axe de l'isocentre est caractérisé en ce que le principe du Ciné 100 Utrafast CT Imatron Fastrac est bien connu, à savoir : temps de pose court (50-100 ms) ; 600 mA de débit dans le canon à électrons ; anneaux de détecteurs (31) en silicium tension d'accélération fixe et constante à 130 kV. L'invention concerne donc cet appareil CT à rayons X comprenant une série des cibles (37), destiné à produire des rayons X (35) de kilovoltage émis radialement vers l'objet (34 et 25). Les rayons X sont en effet issus de l'endroit d'impact du faisceau sur la cible (37). Un ensemble collimateur en forme le faisceau résultant (36) pour couvrir un champ (34) de 47 cm de diamètre, épousant parfaitement la section du patient (34). Il permet ainsi d'obtenir deux coupes, en un temps d'acquisition de 50 ms, particulièrement adapté pour l'étude des organes en mouvement (coeur, gros vaisseaux, viscères creux, etc.) Son originalité réside dans le mode de balayage du faisceau des rayons X (43). Celui-ci est réalisé, après la traversée d'une bobine de focalisation (40) et d'une deuxième bobine de déflexion (41), grâce à la déflexion d'un-faisceau d'électrons (38) frappant une anode (37) err arc de cercle de 1 m de rayon. La disposition en parallèle de 4 anneaux adjacents en tungstène formant anodes, disposé sur 40 (au lieu de 1800 classiques) d'un cercle de 90 cm de rayon et d'un système de collimation (36) sur les détecteurs (29) permettent d'enregistrer simultanément les informations relatives à la reconstruction de 8 coupes parallèles. Lesdits anneaux en tungstène (37) sont utilisés séparément ou séquentiellement. En face de ces 4 anneaux-cibles, deux réseaux de détecteurs (29) situés sur une partie d'un cercle de 67,5 cm de rayon. La production des rayons X (43) de kilovoltage par l'Imatron utilise des générateurs sont du type tension constante. L'invariabilité est essentielle puisqu'elle conditionne la valeur de u, coefficient d'atténuation mesuré. Une stabilité meilleure que 1/1000 permet d'obtenir une différence en atténuation de l'ordre de 0,5 %. Pour obtenir une énergie effective supérieure à 60 kV, les générateurs doivent fournir des tensions comprises entre 90 kV et 140 kV sous un- courant de 50 à 300 mA en mode continu ou de 100 à 700 mA en mode pulsé. Pour les régimes de fonctionnement en mode pulsé, la durée d'impulsion réglable peut varier de 1 à 7 ms avec une fréquence de 100 à 200 impulsions par seconde conditionne l'acquisition des projections. L'intervalle entre deux impulsions de tension permet d'une part de s'affranchir de la rémanence des cellules et d'autre part de transmettre et de mesurer le signal provenant de chaque cellule et de procéder ensuite au réglage d'offset. Ce régime est plus favorable à l'obtention du mode double énergie car dans la même rotation les impulsions de basse et de haute énergie sont alternées. En plus de mouvements sur les axes horizontaux et verticaux, une inclinaison podale de la table de 259 et un- basculement latéral du support patient (25) de : 25 à : 3 (P peuvent être pratiqué par incrément. Ces libertés de mouvement permettent le positionnement du patient pour toutes les corrections nécessitées par un contrôle dosimétrique instantanée mais également pour une balistique optimale, notamment dans le sens antéro-postérieur ou postéro-antérieur. Un mylar est prévu sous le support malade, de façon à ne pas être gêné par les situations d'une balistique trop tangente. Le système d'acquisition (42) recueille, digitalise et stocke les informations dans une mémoire vive avant de la transférer sur un disque dur. La mémoire tampon permettait déjà, il y a quelques années de stocker plus de 80 coupes. Ces chiffres peuvent être largement dépasser aujourd'hui. L'invention concerne aussi un dispositif et un procédé multicouche associé, configuré pour générer-des séries multiples des données d'images, à partir des données du scanner à faisceaux d'électrons, avec des caractéristiques de qualités d'images différentes simultanément ou ultérieurement, tel que dans le brevet EP 0 982 001 Al de Général Electric Company 12345 US. Elle dispose d'un détecteur de topographie par ordinateur de taille réduite à demi-champ de vue pour retracer par ordinateur la direction de projection et la topographie de chaque faisceau de mégavoltage, dont le détecteur est déplacé de la moitié de sa largeur par rapport au centre ISO, ce qui produit un champ de projection (WO 00/62674 - General Electric Company), ou mieux utilisé deux caméras à rayons X de Matsushita Electric lndustrial Co Ltd (Japon) (WO 00/57786) couplée à un générateur de facteurs de correction, une mémoire de facteurs de correction ainsi qu'un processeur de correction, et une partie d'affichage. En fonction du contraste de l'image de distribution à coefficient d'absorption de rayon X restructurée, et à l'aide de la position de projection de l'axe de rotation déterminée, on estime la position de projection de l'axe de rotation. Une imagerie radiologique tomographique et/ou une image radiographique tridimensionnelle de l'objet est formée à partir de l'image de distribution tridimensionnelle à coefficient d'absorption restructurée, au niveau de la position de projection de l'axe de rotation estimé. L'image radiographique tomographique tridimensionnelle de l'objet est affichée, ce qui permet de déterminer la position de projection de l'axe de rotation avec une précision élevée, et la qualité de l'image de distribution-à coefficient d'absorption-tridimensionnelle est très bonne. Un ordinateur central est couplé à une console de dosimétrie : L'ordinateur recueille les informations sur l'image et sur la dose et effectue les reconstructions d'image en même temps que les tracées d'isodoses, exactement comme cela se passe sur toutes les consoles d'optimisation de planification de traitement, à partir des données de la simulation. Cette double console de travail permet de visualiser instantanément les isodoses et l'analyse des images acquises en cours d'irradiation, en y matérialisant les faisceaux d'irradiation de mégavoltage ainsi que les isodoses correspondantes, afin de les comparer, coupe par coupe, volume par volume, DVH par DVH, aux données prescrites, lors de la planification et conservées en mémoire, en particulier dans les régions d'intérêt et les régions à risques ; ceci, séparément des consoles de traitement utilisés pour la délivrance de l'irradiation, en offrant de ce fait les possibilités suivantes : - Revisualisation en temps réel sur des coupes scanographiques jointives avec comparaison avec la dose prescrite et correction à vue, sans perte de temps aucune ; - Programme de vidéo densitométrie, existant déjà sur l'matron associé aux DVHs ; - Évaluation des mouvements (coeur, poumons, intestins, etc.) ; Mesure de volume, avec meilleure couverture au plus près du volume cible réel par son appréciation sur les coupes scanographiques jointives ; - Reconstruction 3 D ; selon un plan oblique, sagittal, coronal, etc. ; affichage et traitement d'images contrôlé par protocole avec superposition des isodoses. Mais aussi, un moyen de modulation sensible à la respiration et appareil et procédés utilisant ce système du St Jude Children's Research HospItal (US) (WO 99/43260), qui est un procédé et un système de modulation d'une énergie thérapeutique et diagnostique 1 appliquée sur un volume de tissu d'un patient lors d'une partie sélectionnée de son cycle respiratoire, de manière à diminuer les imprécisions de la position spatiale occupée par le volume de tissu du fait des déplacements provoqués par la respiration du patient. On atteint alors un degré de précision et d'exactitude jamais atteint en Radiothérapie, en y ajoutant un procédé et système de déclenchement physiologique prédictif d'une Radiothérapie de Varian Médical Systems Inc, tel que dans le brevet WO 00/244466. C'est à notre humble avis, la Radiothérapie du 21 ème siècle. Dans la mesure où la Radiothérapie conformationnelle tridimensionnelle nécessite l'acquisition du volume cible anatomo-clinique, des volumes d'organes à risque, à partir de coupes scanographiques jointives de toute la zone d'intérêt ; une optimisation balistique est faite à partir de ces volumes reconstruits (en simulation) et la connaissance dosimétrique tridimensionnelle est objectivée par les histogrammes dosevolume (DVH) qui permettent de respecter les doses de tolérance des organes à risque et de s'assurer de l'homogénéité de la dose dans le volume cible. Selon la méthode de localisation et de représentation tridimensionnelle d'éléments d'intérêt d'un ou plusieurs organes du volume cible de G. E. Medical Systems SA (78533 Buc Cedex, France) (EP 1 047 018 Al). La présente invention concerne un système d'irradiation permettant de diminuer considérablement, pour une même dose donnée au volume cible, la dose reçue par les organes à risque de voisinage, en raison du dépôt plus important de la dose à l'intérieur du volume cible et de l'effet de rayonnement induit dans le volume visé ; et avec une dose moindre aux organes à risque de voisinage, il permet d'augmenter, selon le sens de la collision et l'énergie incidente des particules, d'au moins 10 à 15 % la dose au volume cible anatomo-clinique. Du fait que deux champs peuvent être par ailleurs irradiés en même temps avec la même machine, capable de combiner champs fixes et ou champs mobiles de la Radiothérapie pendulaire, dépôt d'énergie de freinage et interaction électromagnétiques entre les deux faisceaux convergents dans le volume cible, la modulation synchrone de l'intensité des faisceaux est assurée par d'une part les deux collimateurs multi-lames et par, d'autre part, l'énergie débitée par les deux sources des radiations ; les paramètres d'irradiation sont contrôlés en permanence en intrafractionnel et non, comme c'est souvent le cas, en interfractionnel ; l'usage d'un isocentre unique pour les différents champs permettant l'irradiation d'une fraction en totalité, sur un même patient, sans interruption de la séance ; cette nouvelle façon de faire divise d'abord par deux le temps dévolu normalement à la mise en oeuvre des deux champs successifs. Ce qui dorès et déjà permet de dire que l'investissement serait équivalent entre l'acquisition pour équipement des deux machines distinctes implantées dans un même centre de traitement et l'acquisition par le même centre d'un seul dispositif bicéphale avec toute son informatique embarquée. Le plus de cette dernière invention par rapport à ces deux modes d'équipement réside dans l'automatisme très sophistiqué du fonctionnement du plateau technique. La technique d'irradiation avec un isocentre unique permet encore un gain de temps consi- dérable, en supprimant toute manipulation en cours de séance et accroît ainsi la performance de la machine inventée d'un facteur proche de 4 par rapport à l'état de l'art actuel. Et quand on sait que cette invention se caractérise essentiellement en ce que l'interaction électromagnétique des faisceaux simultanés augmente le dépôt de l'énergie dans le volume tumoral, avec une différentielle des doses volume cible-tissus voisins très intéressante. Ceci va immanquablement retentir sur la durée de l'étalement nécessaire à la délivrance d'une dose prescrite. Il faut s'attendre à plus de confort dans ces conditions pour les malades, qui ne parcourra plus indéfiniment les longs kilomètres des couloirs d'hôpitaux, si ce n'est entre plusieurs hôpitaux, pour y subir, après épreuve de simulation et de planification de traitement sans compter l'impressionnante mobilisa- tion du personnel autour que cela implique et l'embolisation de différents sites d'examens, IRM et CT de contrôle essentiellement interfractionnels, le malade verra fondre le nombre de semaines de traitement de 6 au moins nécessaires à l'état de l'art actuel à 3 ou 4 maximum. Pour se faire une idée de la manière dont le cercle vicieux de coûts marginaux de l'état de l'art actuel est rompu, il suffit de reprendre le chiffre de 50 patients par an cité ci-dessus et de le multiplier par les différents facteurs d'amélioration énumérés ici (4 x 2 = 8) pour arriver, dans les mêmes conditions, à 400 malades traités par an. Soit huit années de travail de l'état de l'art actuel, tout en ménageant de façon significative le personnel, par rapport à la charge de travail de huit années exécutée tout juste en une seule. C'est peut être dans cette Radiothérapie par interaction électromag- nétique des faisceaux d'irradiation en stéréo que se situe l'avenir de la Radiothérapie de conformation de haute précision. Références 1. U. Amaldi : Evolution of the Concepts and the Goals of Linear Colliders, in Work-shop proceedings P/ryc.cs ad Experiments with Lmear Collders, Saariselkä, Finlande, 9-14 septembre 1991. 2. K. K. 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Madey : Revendications 1)-Dispositif de Radiothérapie, caractérisé en ce qu'il comporte un collisionneur ; une source d'irradiation bicéphalique (22,27) des particules chargées (électrons, positrons) et même des particules non chargées (photons), avec collimateur multi-lames encastré (24,26), débitent deux faisceaux convergents et synchrones de même énergie ou d'énergies différentes, modulées dans le temps et dans l'espace en fonction de la ! topographie du volume à irradier par rapport aux organes voisins à ménager ; et disposant d'un CT scanner à faisceau d'électrons, destiné au contrôle permanent des actes de Radiothérapie, dans le tunnel duquel est aménagé un espace qui est à la fois celui de l'imagerie scanographique, en temps réel, et celui de l'irradiation simultanée des deux faisceaux synchrones des particules, destinés à interagir, dans un volume cible donné, non seulement enter'eux avec diffraction tout azimut après collision, mais aussi avec le milieu traversé, qui après percussion nucléaire irradie à son tour in situ des nouvelles particules (électrons, neutrons, etc. ) d'énergies relativement faibles. C'est cela la technique de stéréoradiothérapie. 2)-Dispositif, selon la révendication 1, caractérisé en ce que les sources de rayonnements simultanés sont deux bombes de télécuriethérapie, tel que le 6oxo, qui débitent des photons y. 3)-Dispositif, selon la revendication 1, caractérisé en ce que les sources de rayonnements simultanés sont deux accélérateurs des particules lourdes chargées et non chargées, tel qu'en protonthérapie ou neutronthérapie, qui débitent des protons, des neutrons, des ions lourds, etc. 4)-Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que les sources de rayonnement simultanés sont deux accélérateurs linéaires, associant ensemble deux microtrons, montés sur deux bras différents (2,18), destinés à pivoter indépendamment l'un de l'autre autour d'un même centre de rotation, en vue d'actes de Radiothérapie de conformation par champs fixes ou par arcs, ou encore un mélange des deux modalités, et dotés des moyens destinés à acquérir instantanément des données additionnelles sur les caractéristiques des deux faisceaux d'irradiation. 5)-Dispositif, selon la révendication 1, caractérisé en ce que l'agencement 3600 d'angle de l'espace double image-irradiation est tel que le réseau de détection (42) du scanner à faisceau d'électrons présentant un angle de balayage prédéterminé (43) occupe 120 de la voûte, les fenêtres (44) d'irradiation occupent 2 x 100 , l'enceinte à vide et l'anode occupent, au niveau du socle (37) du statif scanographique, 400 d'angle, avec un axe de symétrie vertical de cet ensemble organisé autour du support patient (25) et de l'isocentre des faisceaux d'irradiation. 6)-Dispositif, selon la revendication 4, caractérisé en ce que le support patient (25) est fixé à l'intérieur d'un tunnel du statif scanographique (28) d'un CT à faisceau d'électrons, en vue d'une tomographie de kilovoltage assistée par ordinateur, dans un espace à double fonction : espace image CT en même temps qu'espace d'irradiation à partir des deux fenêtres latérales (44) pratiquées dans le statif (28) avec une liberté de mouvement des bras de 1000 d'amplitude d'angle de chaque côté ; ledit support patient (25) étant doté en plus d'un mouvement de bascule latéral de 25 à 300 d'angle de rotation autour de l'isocentre et des sangles d'attache, mouvement couplé à une inclinaison de 250 d'amplitude d'angle dans le grand axe dudit support patient (25). 7)-Dispositif selon la revendication 5 caractérisé en ce qu'il comprend un système d'acquisition des données (42), pourvu des moyens de production d'images tridimensionnelles dépendant des tâches.