INPI-France/Brevets-Francais-2024-Chunked huggingface dataset:
radiobiologiques clés (alpha, bêta, T (pot) et nombre clonogénique) sont sélectionnés à partir des séries connues ou attendues. L'élaboration en radiothérapie de l'essai clinique peut être améliorée par l'évaluation radiobiologique conçue pour estimer les modifications éventuelles dans la probabilité de guérison de la tumeur (TCP = tumor cure probability) et la dose biologiquement effective du tissu normal probable (BED = biologically effective dose). La modélisation peut également être utilisée pour rationaliser l'assignation des patients à une liste des tests ou des normes d'optimisation individuelle d'un schéma de traitement. Des telles approches dépendent de l'existence des dosages prédictifs fiables des paramètres radiobiologiques chez les patients individuels. L'influence des variations dans l'exactitude de dosage prédictif sur les résultats améliorés est ainsi évaluée. Les essais cliniques, qui ont été précédés par la simulation de modélisation, offrent potentiellement des améliorations substantielles dans les résultats du traitement du cancer par radiothérapie. Ces derniers excèdent l'élaboration de l'essai préclinique et pourraient inclure les évaluations de la modélisation qui indiquent comment mieux structurer l'essai ? Il ressort d'une telle modélisation que ce qui devrait être fait c'est une évaluation précise et en temps réel par un estimateur approprié, tant il est vrai que les choses évoluent tous les jours au moindre mouvement involontaire ou de celui du lit de traitement en tomothérapie, par exemple, et ceci compte tenu par ailleurs de la régression sous l'effet du traitement de la tumeur elle-même et son repli dans le volume cible, au fur et à mesure de cette évolution par rapport aux différents contours de référence et aux repères cutanés. Une fois la planification terminée, les données de centrage sont ensuite stockées dans l'ordinateur de la console de dosimétrie, en vue de comparaison, d'optimisation et aux fins de la dosimétrie intra-fractionnelle en temps réel, tel que dans notre invention n 01.01133. De sorte que si l'on part par exemple d'un volume tumoral cerné par un volume cible dans un rapport de densité volumique de 1/3, compte tenu de l'inévitable marge de sécurité minimale, il faut s'attendre à une inversion de ce rapport en fonction du temps à la défaveur du tissu sain glissant petit à petit dans le volume cible eu égard à la fonte tumorale. C'est en répétant de manière interactive le test au fil du temps, à raison d'au moins une fois par semaine, que l'on peut objectiver ces éléments essentiels. Maintenir un volume constant ne colle donc pas exactement, dans ce cas de figure, au désir d'une irradiation conformationnelle précise.
5.4.6.1. - Vérification de la Simulation virtuelle dans l'art et dans la présente invention Plusieurs approches ont été suggérées pour améliorer les problèmes de largeur finie des lames. La première approche implique de superposer les champs... Le contrôle du passage du malade virtuel au malade réel peut être fait au simulateur et/ou sous l'appareil lui-même. Il se pose tout de suite le problème de la référence objective : l'objet ou son ombre ? L'image de référence attendue pour chaque faisceau unique de l'art provient de radiographies reconstituées numériquement (DRR ou digitally reconstructed radiograph) à partir des coupes scanographiques historiques. Elle sera comparée aux images radiologiques ou électroniques obtenues lors de la simulation et sous l'appareil de traitement. Certains logiciels d'analyse d'image calculent automatiquement les décalages entre image de référence et image de traitement à partir des limites de champs ou de structures anatomiques repérées au préalable. En revanche, la mise en place de certains faisceaux non-coplanaires ne peut être vérifiée par ce type d'imagerie. dans ces cas, la simulation de champs antérieur et latéral centrés sur l'isocentre est nécessaire pour en contrôler la position. La mise en #uvre d'une irradiation conformationnelle s'accompagne ainsi d'un allongement significatif de la durée de la préparation du traitement. La principale source de variation provient du relevé du volume cible macroscopique et des organes à risque, dont la difficulté peut justifier le recours à d'autres spécialistes (neurochirurgiens, neuroradiologues, etc), dont ce n'est pas le métier de déterminer le volume cible d'un acte de radiothérapie. Par ailleurs, la technique d'irradiation peut nécessiter, pour s'adapter en permanence aux conditions réelles d'irradiation, la détermination de plusieurs volumes cibles macroscopiques successifs, ce qui allonge d'autant la durée de tracé des volumes cibles. On ne peut pas se permettre honnêtement ce luxe là de tirer les choses en longueur, ceci d'autant plus que la réponse à l'irradiation peut être rapidement, fraction par fraction, évaluée par méthodes statistiques sur une imagerie extemporanée avec possibilité d'ajustement balistique, de façon fiable et prédictive sur une tomodensitométrie intégrée à l'accélérateur linéaire (linac), tel que dans le brevet n 01.01133, ou beaucoup plus difficilement au prix des nombreux déplacements par un CT ou une IRM diagnostiques, en réseau ou non. Dans la technique d'interaction électromagnétique, force est de définir par visualisation permanente de la lésion non pas à chaque fois un volume cible quelconque mais un volume d'interaction électromagnétique intralésionnel adapté aux circonstances présentes d'irradiation, entouré par une région de tram-action des
différents faisceaux d'irradiation thérapeutique et d'un effet dosimétrique moindre.
La présente invention se caractérise en ce qu'elle comprend un système de reconstruction 3D de données d'image pour une région de Ching-Ming Lai (Reconstruction d'images de tomographie par ordinateur en trois dimensions WO 01/06931 du 01 févr 2001 - PCT/US00/18899 du 12 juill 2000) ; Analogic Corporation) disposant d'une source de rayonnements et d'une matrice de détecteurs situés du côté opposé de la région utilisée pour générer des données de balayage de la région visée à partir d'une pluralité de faisceaux divergents de rayonnement, c'est à dire un cône de rayonnement. Une ou plusieurs tranches d'image sont définies pour la région. Chaque tranche d'image est découpée en une pluralité de segments de tranche d'image, chaque segment donnant lieu à la génération de données d'image. La combinaison de données d'image pour le segment permet de générer des données d'image pour la tranche. L'image est d'autant plus fine que ces segments le sont.
5. 4.6.2. - Dépôt d'énergies par trans-action et par interaction électromagnétique On ne peut guère en ce début du 21ème siècle nier que la technologie et son évolution exercent une influence profonde sur la forme et l'évolution des concepts techniques et les rares allusions que nous avons pu faire jusqu'ici ne traduisent absolument pas l'importance qu'il convient d'y attacher. Les réactions nucléaires peuvent être produites dans la matière irradiée, notamment par interaction électromagnétique et par interaction avec le milieu tissulaire. L'énergie au-dessus de laquelle ces réactions peuvent survenir, dans l'art actuel à faisceaux unique d'irradiation, varie en fonction de la matière particulière avec laquelle on est en train d'irradier et aussi de l'intensité du faisceau incident des particules (photons, électrons), mais cette intensité est usuellement de l'ordre d'environ 20 MeV pour les électrons accélérés.
de toutes les mises en place pour le traitement étaient jugées inférieures à 1 cm. La variation du CLD était considérée comme l'erreur la plus grande de la mise en place.
Ce dernier paramètre semble être cliniquement le plus significatif. Au total la délivrance de traitement future devrait être améliorée, en introduisant des appareils de positionnement du patient tel que les coquilles thermoplastiques, L'appareil d'imagerie portique électronique (EPID) semble être un outil adéquate pour étudier la précision des mises en place de traitement comme celle-ci. Il y a comme une grande part d'arbitraire dans toutes ces considérations, L'irradiation du sein joue un rôle important dans le traitement du cancer du sein après la chirurgie, il est donc urgent à adapter la technique et la technologie à cette attente. Les inhomogénéités de dose qui résulte en surdosage à certaines régions pouvant survenir dans le sein et des sous-dosage dans d'autres régions puisque la mise en place du traitement diffère de celle prescrite dans le plan de traitement (J.
Das et al, 1993 ; J. R. Gray et al, 1991). Il a été démontré que l'effet cosmétique doit être plus vraisemblablement pauvre et la fibrose pulmonaire est plus fréquemment observée chez des grands patients (J.R. Gray et al, 1991). Ceci peut être causé par une inhomogénéité plus grande de la dose (L. M. Chin et al, 1989) dans le tissu mammaire et un volume pulmonaire irradié plus large (O. Pradier et al, 1999). Il faut donc plus de délicatesse que ce qui est aujourd'hui admise. Si le site irradié est bien immobilisé, nous pouvons observer une très bonne exactitude du traitement, le meilleur exemple étant l'immobilisation de la tête et du cou avec les appareils de contention, Orfit. Hess et coll.(1995) ont rapporté une erreur moindre que 5 mm pour plus de 80 % des champs. Des résultats comparables ont été observés pour l'irradiation du cerveau et des méninges crâniennes, lorsque la tête était immobilisée avec un appareil de contention Orfit (R.D. Kortmann et al, 1995, cité par O. Pradier et al, 1999), mais les répères instantanées manquent à ces différentes mesures.
Dans le travail courant, les erreurs de placement du champ ont été quantitativement évaluées pour un grand groupe homogène des patients recevant un traitement standardisé. L'exactitude de l'alignement du champ était analysé séparément, jour après jour, pour la transmission du simulateur vers la machine de traitement et les variations au cours de l'évolution du traitement. La distribution de la fréquence cumulative de nos données montrait que dans 90 % des cas les erreurs de mise en place ont été inférieures à 1 cm. Les différences moyennes, la déviation standard moyenne et la déviation maximum ont été analysées et comparées aux résultats des autres études (tableau 3). La valeur moyenne de la différence entre la simulation et
les clichés portaux quotidiens est de 1,88 mm pour le CLD avec une déviation standard de 3,95. La différence moyenne est de - 1,94 et - 0,63 pour les paramètres CBESD et le CCD (tableau 2). Les déviations standards sont respectivement de 3,31 et 3,8. Pour le paramètre CIW, la déviation de nos résultats est moindre que celle de C.L. Creutzberg et coll.(1993) ou de A. Lirette et çoll,(1995).
Les erreurs de transfert inhérentes à la mise en place basées sur les données de la scanographie CT et de la simulation peuvent affecter considérablement l'exactitude globale du traitement, comme le montre la figure la. L'exactitude des alignements des champs est influencée par divers facteurs tels que l'immobilisation du patient ou . l'organe traité, qu'il s'agit d'évaluer exactement à l'aide d'un outil approprié. Ceci, dans la mesure où le sein est un organe mobile, et même quand l'isocentre est marqué sur la peau du sein, ce dernier est régulièrement soulevé par l'ampliance respiratoire de la paroi thoracique. La mobilité du sein pourrait influencer l'exac- titude de la mise en place de la radiothérapie. A ce propos une étude prospective a . été entreprise par O. Pradier et coll. (il n'y a nullement besoin d'une étude pour le comprendre) pour mesurer l'exactitude de positionnement du champs dans leur établissement. Les désaccords dans la mise en place y sont jugés légèrement plus élevés que ceux décrits par G. van Thienhoven et coll. (1991) ou A. Lirette et coll.(1995). La subjectivité est ici de rigueur. Les désaccords inter-fractions y étaient . inférieurs à la différence entre la simulation et les clichés portaux quotidiens.
Malgré tout, la seconde découverte importante dans l'étude de O. Pradier et coll. (1999) était que le CLD, représentant le volume du poumon irradié, montrait un degré plus élevé de variabilité. Ce déplacement est, puisque le volume du tissu pulmonaire irradié est corrélé à la pneumonie radique fait de façon particulière, . selon S. L. Kwa et coll. (1998). Les raisons en faveur des déplacements du champ en radiothérapie conservatrice pourrait être soit le positionnement instable de la patiente soit la difficulté de marquer l'isocentre sur le sein. Les deux problèmes pourraient être abordés en créant un appareil de fixation du sein, comme proposé par C.L. Creutzberg et coll.(1993). Les patientes n'étaient pas immobilisées avec un . cache hemicorporel modifié (cradle hemibody customized) de variation, une variation du CLD de 3-5 mm dans 26 %, 5-10 mm dans 25 %, et > 10 mm dans 6 %.
Les résultats très pauvres, obtenus comparé pour la même localisation de traitement à l'étude avec la variation du CLD étant au cours de l'étalement du traitement de radiothérapie de 5 mm dans 35 %, 5-10 mm dans 25 %, et > 10 mm dans 10 %. Les données de O. Pradier et coll. (1999) sont en accord avec les observations rapportées
antérieurement. La variation la plus élevée de la mise en place du traitement avait lieu à la transmission du simulateur vers l'accélérateur. Subséquemment, des variations durant la délivrance du traitement ont été plus faibles. La variation de la distance pulmonaire centrale était la plus grande erreur de la mise en place. Ce paramètres est considéré comme cliniqu.ement le plus significatif. La délivrance future du traitement devra être améliorée en introduisant des appareils de positionnement du patient tels que les appareils de contention thermoplastique en vue de garder la reproductibilité du. positionnement. (Derrière un tel dispositif il peut encore y avoir recul du volume par fonte musculaire ou expansion par gain de poids.
. La question ne peut donc pas être définitivement clos de cette façon-là).
# 5.5. 3.3. 4. - Irradiation de la Prostate L'objectif de la présente invention est d'irradier quelle que soit la localisation dans des conditions proches de l'irradiation interstitielle des implats locaux sans les inconvénients de ces derniers, à savoir les débits de dose non uniforme sont inévita- . blés dans les traitements prostatiques impliquant, comme cela se fait dans l'art, des sources internes ;débits provenant, selon M.A, Ebert et S.F. Zavgorodni (Modeling dose response in the présence of spatial variations in dose rate. Med Phys 2000 Feb ; 27 [2] : 393-400. ) des effets du déséquilibre électronique aussi bien que de la non uniformité de la distribution de l'activité, L Dans le but d'évaluer, en utilisant chez des patients subissant la radiothérapie pour le carcinome de la prostate l'imagerie portique électronique, l'exactitude des mises en place quotidiennes. J.A. Stryker et coll. (1999) ont utilisé une chambre à ion liquide pour évaluer l'exactitude des mises en place chez 25 patients consécutifs subissant une évolution de 6 semaines de radiothérapie de la prostate. Des images électroniques (EPIs) ont été collectées, au cours des 33 traitements à chacun des quatre portes d'entrée. Les positions des structures anatomiques sur les EPIs ont été comparées avec les mêmes structures observées sur les radiographies digitalement reconstruites (DRRs) faites après la simulation scanographique (CT) avant de commencer la radiothérapie. Les déplacements des EPIs comparés aux DRRs ont été i. calculés par ordinateur en millimètres dans les directions latérales, longitudinales et rotationnelles pour chaque porte d'entrée. 11 patients avaient des portes d'entrée déplacées à cause des désaccords entre les EPIs et les DRRs ; nécessitaient des déplacements dans les cinq premiers traitements pour corriger les erreurs systématiques (simulateur). Dans les directions droite-gauche et antéro-postérieur, environ 95 % des EPIs étaient à l'intérieur d'un intervalle de 5 mm de la position du
port simulé. Dans la direction supéro-inférieure, 98 % des portes d'entrée étaient dans l'intervalle de 5 mm de la position de la porte simulée. Deux patients avaient des erreurs dans le plan rotationnel sur les portes d'entrée latérales (respectivement 8 degrés et 10 degrés). Il en a été conclu que l'imagerie électronique quotidienne serait une technique effective pour évaluer l'exactitude des mises en place, en radiothérapie de la prostate (J.A. Stryker, J. Shafer, and R.E. Beatty : Assessment of accuracy of daily installations in prostate radiotherapy using electronic imaging. Br J Radiol 1999 Jun ; 72 (858) : 579-83. ).
Par ailleurs, un système mobile de ciblage transabdominal (BAT) basé sur l'ultrasonographie a été développé qui peut localiser de manière stéréotaxique la position de la prostate chaque jour de traitement et intégrer directement cette information dans le système de planification de traitement. La vérification quotidienne de la cible facilite une réduction marquée des marges de planification de traitement en corrigeant le mouvement d'organe potentiel et les erreurs de mise en place. Des études préliminaires ont été réalisées pour établir la précision de la localisation ultrasonore.
Ce rapport quantifie l'ampleur des paramètres de déplacement de l'isocentre du patient pris en compte au cours de la mise en oeuvre clinique de ce système (J.
Lattanzi, S. McNeeley, S. Donnelly, E. Palacio, A. Hanlon, T. E. Schultheiss, G.E.
Hanks : Ultrasound-based stereotactic guidance in prostate cancer- quantification of organ motion and installation errors in external beam radiation therapy.).
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: :: Ces premiers résultats permettent de conclure à l'absence de cytotoxicité de l'extrait de cacao
et confirment la bonne conduite de l'expérimentation sulvante, en présence de nickel.
Avec exposition au Nickel 1 DO à 450 nm Moyenne % Viabilité
0.059/0.077
TEMOIN NON EXPOSE 0.076/0.076 0.071 0.008 100%
0.077 /0.064
0.045/0.043
NICKEL 0.037 /0.037 0.039 0.005 55 %
0.038/0.031
0.052 /0.047;
EXTRAIT DE CACAO 0.049/0.039 0.048 + 0.005 68 %
0.01 % 0.055/0.047
0.045 / 0.051
EXTRAIT DE CACAO 0.046/0.043 0.046 0.003 65 %
0.05 % 0.û49 /0.043
globalement axiales.
Parmi les rayons lumineux émis par la diode 14 qui entrent dans le moteur de lumière 22 par la portion périphérique 28 de la 15 face d'entrée 24, une partie R2 se réfléchit sur la face arrière de réflexion 30, suivant une direction axiale, puisque le foyer F1 de la parabole formant la face arrière de réflexion 30 est confondu
avec le centre de la diode 14.
Les rayons lumineux R2 se réfléchissent ensuite, soit sur 20 la portion conique 36 de la face avant de réflexion 32, soit sur la
portion parabolique 40 de la face avant de réflexion 32.
Dans le cas o les rayons R2 atteignent la portion conique
36, ils suivent alors le même type de trajectoire que les rayons RI, en sortant du moteur de lumière 22 par son tronçon 25 cylindrique 38, suivant une direction sensiblement radiale.
Dans le cas o les rayons R2 atteignent la portion parabolique 40, alors ils sont réfléchis vers la portion hémisphérique 44 de la face de sortie 34, suivant une direction
qui passe par le foyer F2.
Comme le centre de la portion hémisphérique 44 est confondu avec le foyer F2, les rayons R2 traversent alors la
portion hémisphérique 44 sans être déviés.
Les rayons R2, qui sortent du moteur de lumière 22 par la portion hémisphérique 44, entrent dans le réflecteur 20 en se réfractant à travers les portions hémisphériques 72 du tronçon
avant 66 de sa face avant 62.
Comme les portions hémisphériques 72 de la face avant 62 sont centrées sur le foyer F2, les rayons R2 entrent dans le 5 réflecteur 20 sans êtres déviés, et ils se réfléchissent, axialement vers l'avant, sur le tronçon parabolique 60 de la face arrière 56 du
réflecteur 20.
Les rayons R2 sortent du réflecteur 20 en se réfractant