INPI-France/Brevets-Francais-2024-Chunked huggingface dataset:
2. 4. - Planification du traitement 3D et surveillance 2. 4.1. Balistique en visée scanographique différée et imagerie électronique extemporanée de contrôle La planification de la radiothérapie (RTP) est historiquement parlant devenue avec l'avènement dans les années récentes de la Radiothérapie conformationnelle une discipline de l'image intensive et un des premiers domaines dans lesquels à partir d'une imagerie l'information 3-D est, quand bien même dépendante de façon remarquable de la définition 3-D exacte de la cible et des structures non-cibles, de plus en plus cliniquement exploitée. En plus de l'affichage interactif du cadre en fil de fer ou des modèles façonnés de la surface anatomique des objets, ont été proposé des faisceaux de rayonnement, des appareils modifiants le faisceau ainsi que les distributions de doses calculées, l'utilisation significative de la visualisation directe pertinente de l'anatomie faite récemment à partir des données d'image, pour optimiser géométriquement la mise en place du faisceau, des systèmes dédiés, mettant en #uvre la fonctionnalité des normes des simulateurs de radiothérapie dans la réalité virtuelle sont commercialement disponibles. Des systèmes de simulation CT ( CT simulation ) qui reposent lourdement sur la visualisation 3-D et sur la projection des données d'image pour faire en sorte que la comparaison des radiographies simultanées, réalisées soit avec les radiographies de qualité diagnostique sur un simulateur soit réalisées avec des images morphométriques de mégavoltage, en utilisant les faisceaux thérapeutiques eux-mêmes. Bien que le calcul et l'analyse des distributions de la dose soient une composante importante de
la conception de la radiothérapie, le ciblage géométrique avec optimisation basée sur l'information anatomique 3-D est fréquemment réalisée, selon Pelizzari et Chen (2000), en différée comme une étape complètement séparée et indépendante des calculs de la dose.
D'autre part, l'association d'un scanner en vue de la tomodensitométrie (CT) et d'un simulateur de traitement, tel que dans le Sim-CT, Elektra Oncology Systems, a été évalué en situation clinique, en Belgique. La qualité d'image, les unités hounsfield (HU) et la linéarité ont été évaluées aussi bien pour leurs implantations que pour la planification de traitement. La dose additionnelle au patient a également été mise en lumière. Les données d'image sont acquises, en utilisant une rangée de détecteurs solides des rayons X fixés à l'extérieur pour intensifier l'image du simulateur. Trois champs de vue différents (FOV : 25,0 cm ; 35,0 cm et 50,0 cm) avec 0,2 cm ; 0,5 cm et 1,0 cm d'épaisseur de coupe peuvent être sélectionnés et le système admet à hauteur isocentrique standard un diamètre d'ouverture de 92,0 cm. La performance du CT a été caractérisée par plusieurs critères : la résolution spatiale, la sensibilité au contraste, la précision géométrique, la fiabilité des unités hounsfield et le niveau de production du rayonnement. Lajauge de résolution spatiale du fantôme de qualité NAQP (Nuclear Associates Quality Phatom) aussi bien que les fonctions de transfert de modulation (FTM) ont été appliquées pour évaluer la résolution spatiale. La sen- sibilité au contraste et les mesures des UH ont été réalisées au moyen du NAQP et un fantôme de conversion qui permet des insertions avec les différentes densités d'électrons. L'index de dose de la tomographie calculée par ordinateur (CTDI) du CT-option a été contrôlé avec une chambre d'ionisation configurée en forme de crayon. La planification de traitement et les calculs de la dose en vue de la correction d'hétérogénéité basée sur les images Sim-CT, générées à partir d'un fantôme anthropomorphique et à partir des 10 patients, ont été comparés aux plans de traitement similaire, basés en revanche sur les images identiques, de CT diagnostique (DCT).
La dernière rangée des trous, qui sont distingués par lajauge de la résolution spatia- le du NAQP, a soit une largeur de 0,150 cm soit celle de 0,175 cm, dépendant du FOV et du filtre appliqué de reconstruction. Ces derniers sont constitués des courbes FTM montrant des fréquences de coupure allant de 5,3 Ip/cm à 7,1 Ip/cm.
L'analyse de la régression linéaire des UH versus densités des électrons a révélé un coefficient de corrélation de 0,99. Le contraste, la taille du pixel et la précision géométrique se trouvent à l'intérieur des spécifications. Les valeurs de l'index de
axialement à travers les portions radiales 74 du tronçon avant 66 io de la face avant 62.
Une autre partie R3 des rayons lumineux, qui entrent dans le moteur de lumière 22 par la portion périphérique 28 de la face d'entrée 24, atteignent directement les stries circulaires 50 de la portion transversale 46 du moteur de lumière 22. Les stries 15 circulaires 50 provoquent la réfraction des rayons R3, axialement
Les rayons R3 sont donc émis directement vers l'avant par
le moteur de lumière 22, sans passer par le réflecteur 20.
Selon le mode de réalisation représenté ici, on remarque 20 qu'aucun rayon lumineux n'est prévu pour être émis axialement au voisinage de l'axe optique A-A, en raison de la présence du moteur de lumière 22 qui répartit les rayons lumineux provenant de la diode 14, globalement transversalement vers le réflecteur 20. Avantageusement, pour éviter la formation d'un " trou noir " au centre du faisceau lumineux produit par le feu de signalisation 10, il est prévu de réaliser le moteur de lumière 22 en laissant subsister, sur sa surface externe qui correspond à la face avant de réflexion 32, des imperfections d'usinage et/ou de 30 polissage, de manière qu'une partie des rayons lumineux qui cheminent à l'intérieur du moteur de lumière 22 se réfractent directement axialement vers l'avant, à travers la face avant de
réflexion 32.
Sur la figure 3, on a représenté schématiquement en perspective la portion tronconique 36 de la face avant de réflexion 32 du moteur de lumière 22, et sur la figure 4 on a représenté schématiquement la répartition spatiale du faisceau lumineux s produit par le feu de signalisation 10 de la figure 2, sur un écran
placé à l'avant.
En raison de la forme de révolution du feu de signalisation
qui est représenté sur la figure 2, on obtient sur l'écran une répartition lumineuse sensiblement uniforme et centrée sur l'axe 10 A-A.
Une telle répartition lumineuse ne convient pas à toutes les fonctions réglementaires de signalisation, en particulier, elle ne convient pas à une fonction de feu antibrouillard, qui doit former
un faisceau globalement en forme de losange ou de croix.
A cet effet, l'invention propose avantageusement qu'au moins un tronçon axial de la face avant de réflexion 32 soit obtenu par anamorphose, de manière que la répartition des rayons lumineux vers le réflecteur 20 ne soit pas uniforme suivant
toutes les directions transversales autour de l'axe optique A-A.
Sur la figure 5, on a représenté schématiquement en perspective une portion 76 de la face avant de réflexion 32, qui est obtenue par anamorphose, et qui est prévue pour remplacer la
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L'oxygène hyperbare (HBO) a, par ailleurs, dans une autre publication (Y. Kinoshita et al 2000), été proposé pour réduire l'hypoxie, en augmentant l'oxygène moléculaire dissout dans les tissus. Utilisant une technique d'imagerie par résonance magnétique (IRM), Y. Kinoshita et coll. ont montré que les modifications, après . exposition HBO, d'intensité du signal d'IRM s'expliquent dans la mesure où l'oxygène moléculaire paramagnétique se dissout et raccourcit le temps de relaxation Tl. Pour ce faire des cellules SCCVII transplantées chez les souris ont été utilisées. Les images RMN rehaussées en oxygène moléculaire ont été acquises, en utilisant un système RMN de 4,7 teslas avec une séquence de préparation inversion- . récupération rapide, lente, et à angle de tir (IR-FLASH) sensibilisant les effets paramagnétiques de l'oxygène moléculaire. Le signal RMN des muscles diminuait rapidement et retournait en 40 minutes après décompression au niveau de contrôle, tandis que celle des tumeurs diminuait graduellement et restait 60 minutes après exposition HBO à un niveau élevé. En revanche, dans le groupe à oxygène normo- . bare, le signal provenant des tumeurs ne montrait pas de changements significatifs.
Ces données suggéraient que les changements du signal RMN des tumeurs et des muscles représentent une alternative d'oxygénation extra-vasculaire. La préservation de la concentration tumorale d'oxygène, après exposition à l'HBO, peut être eu égard à la thérapeutique adjuvante des patients cancéreux importante. C'est pourquoi . dans la mesure où cette donne est très importante et entre en ligne de compte dans la probabilité de contrôle tumoral ou celle de complication, nous avons toujours prôné de prendre des marges négatives de sécurité pour que perdure en périphérie, à défaut d'HBO, une zone de néovascularisation, qui n'est atteinte qu'indirectement par le pic de diffusion de l'interaction électromagnétique en milieu tumoral.
2.6.4.3. Probabilité de contrôle tumoral et probabilité de complication Le traitement aux radiations est basée en Radiothérapie sur la méthode statistique de modélisation plus ou moins physiologique une variable statistique à deux modalités : le tissu tumoral et le tissu non-tumoral. On sait que la distribution de probabilité d'une variable dichotomique est entièrement caractérisée par les probabilités PI d'une part, pour la proportion des cellules malades tuées, et P2 d'autre part, pour la proportion des cellules saines tuées ou complications. C'est ici que l'intervalle de fluctuation de la dose prend tout son sens en même temps qu'apparaît clairement l'importance de la visualisation instantanée ou scanoscopique de la lésion par rapport à son environnement. Dans le cas des PTVs de forme concave comprenant, par exemple, la prostate (P) et les vésicules séminales (VS), l'on attend de la radiothérapie à intensité modulée (IMRT) qu'elle améliore le ratio thérapeutique de traitement du cancer de la prostate. Dans cette optique, Fiorino et coll. (2000) ont, pour comparer l'IMRT par simples modulations 1-D et la thérapie conformationnelle 3-D conventionnelle (i. e. non-IMRT) dans le traitement des PTVs de forme concave comprenant P + VS, auparavant traité cinq patients ayant un PTV de forme concave (P + VS) entièrement traité à leur Institut avec la radiothérapie conformationnelle, les plans de conformation des 3 et 4 champs ont été comparés, en termes d'indices biologiques, aux plans IMRT. Les plans de l'IMRT ont été générés en utilisant cinq faisceaux équidistants avec une protection rectale partielle procurable grâce à la technique d'absorbeur unique ou single-absorber de modulation (Fiorino et al, 1995). La modulation était uni-dimensionnelle et la forme des faisceaux était au minimum unique dans la correspondance avec le 'noyau' rectal ; dans ce minimum, l'intensité du faisceau était égale à 20 ou 40 % de l'intensité du faisceau d'ouverture.
Tous les plans étaient simulés, en utilisant un algorithme basé sur le faisceau en pinceau (avec des rayons de 18 MV) sur le TPS CADPLAN. L'approche est telle que si les événements de probabilité de contrôle tumoral (TCP = Tumor Control Probability) et les probabilités de complication du tissu normal (NTCPs = Normal Tissue Complication Probabilities) sont authentiques, ils sont pris au hasard parmi une population de phénomènes comptables dans les variances desquels interviennent, comme nous le verrons plus loin, plusieurs biais difficiles à quantifier.
Pourtant, en raison de la puissance croissante de l'informatique, ces estimations sans biais sont aujourd'hui statistiquement parlant possibles. Un autre point majeur à évoquer concerne l'échappement thérapeutique. Des traitements aussi puissants que l'escalade de dose ont en effet leur faille sur laquelle l'art ancien n'a pas le moyen
de mettre le doigt dessus, sans une visualisation extemporanée préalable de l'objectif visé par le tir de la fraction d'irradiation thérapeutique que propose la présente invention.
Dans le but d'évaluer, par ailleurs, l'utilisation des distributions inhomogènes de la iose-cible, obtenues avec des plans de radiothérapie 3-D conformationnelle, avec ou sans modulation d'intensité du faisceau, W.R. de Gersem et coll. (1999) ont planifié, afin d'offrir la possibilité de ne pas augmenter les indices de toxicité aux tissus normaux et/ou d'augmenter les indices de contrôle tumoral du cancer pulmonaire non à petites cellules de stade III (NSCLC = non-small cell lung cancer), le traite- ment des 10 patients ayant le cancer NSCLC de stade III, utilisant une technique 3- D conventionnelle et une technique impliquant la modulation d'intensité du faisceau non-coplanaire (noncoplanar beam intensity modulation = BIM). Pour ce faire deux volumes cibles de planification (PTVs) ont été définis : le PTV1 incluait le volume tumoral macroscopique et le PTV2 incluait quant à lui aussi bien le volume tumoral macroscopique que microscopique. La simulation virtuelle définissait les formes du faisceau ainsi que les incidences, tant pour les orientations du filtre en coin (3-D) que pour les contours du segment (BIM). Les poids des faisceaux filtrés, celui des faisceaux non-filtrés, et des segments ont été déterminés par optimisation en utilisant une fonction objective avec une composante biologique et une composante physique La composante biologique incluait la probabilité de contrôle de la tumeur (TCP) pour le PTV1 (TCP1) et pour le PTV2 (TCP2), ainsi que la probabilité de complication du tissu normal (NTCP) du poumon, de la corde spinale, et du c#ur. La composante physique incluait aussi bien les doses maximum et minimum que la déviation standard de la dose au PTV1. Les distributions les plus inhomogènes de la dose cible ont été obtenues, en utilisant seulement la composante biologique de la fonction objective (optimisation biologique). En autorisant en plus de la composante biologique la composante physique, l'inhomogénéité du PTV1 semblait être réduite (optimisation biophysique). Comme les indices de toxicité aux tissus normaux, les valeurs NTCP aussi bien que les doses maximums ou les niveaux de dose aux fonc- tions pertinentes du volume de l'organe ont été utilisés.
Lorsque l'optimisation, par rapport à la fonction biologique objective et à la fonction biophysique, a été réalisée l'inhomogénéité du PTV1 décroissait pour le 3D- de 13 (8-23) % à 4 (2-9) % (p = 0,00009) et pour les plans BIM de 44 (35-56) % à 20 (9- 34) % (p < 0,00001). Les doses minimums de PTV1(exprimées en dose-voxel la plus faible) ont été similaires pour les deux fonctions objectives. Les doses cibles
moyennes et maximum avec optimisation biologique étaient significativement plus élevées pour le 3-D aussi bien que pour le BIM (p La probabilité de contrôle tumoral (estimée par TCP1 x TCP2) était de 4,7 % (3-D) et de 6,2 % (BIM) plus élevée pour l'optimisation biologique (p = 0,01et p = 0,00002 respectivement). Le NTCP (poumon) aussi bien que le pourcentage du volume pulmonaire excédant 20 Gy étaient, selon W. R. de Gersem et coll. (1999), plus élevés avec l'utilisation de la fonction biophysique objective. Le NTCP (c#ur) était également plus élevé avec l'utilisation de la fonction biophysique objective. Le pourcentage du volume du c#ur excédant 40 Gy tendait à être plus élevé, mais la . différence n'était pas significative. Pour la corde spinale, la dose maximum aussi bien que le NTCP (corde) étaient, pour les plans 3-D (D(max) : p = 0,04 ; NTCP : p = 0,2) similaires, mais lorsque la fonction biophysique objective était utilisée, ils étaient significativement plus faibles pour le BIM (D(max) : p = 0,002 ; NTCP : p = 0,008). En utilisant les techniques 3-D conventionnelles, il semble que les distribu- . tions inhomogènes de dose offrent un potentiel pour augmenter davantage la proba- bilité de contrôle local non compliqué. En utilisant les techniques qui, telle que le BIM conduiraient à une escalade élevée des doses cible maximum, elles semblent être indiquées pour limiter l'inhomogénéité de la dose-cible afin d'éviter les niveaux de dose qui sont si élevés que la sécurité devient problématique (W. R. de Gersem et . al, 1999).
Ces auteurs ont estimé que l'optimisation améliorait l'homogénéité des plans 3-D, le BIM de la dose à la cible et la dose minimum au PTV2 était spécialement diminuée par l'optimisation dans les plans 3-D. Après optimisation, les histogrammes dose- volume (DVHs) du poumon et du c#ur étaient déplacés (changés) vers les doses . plus faibles pour 80-90 % du volume de l'organe. Puisque le poumon est l'organe limitant de la dose dans le NSCLC de stade III, une dose minimum au PTV1 augmentée en même temps qu'une dose diminuée au volume pulmonaire principal suggérait un ratio thérapeutique amélioré. L'optimisation autoriserait 10 % d'escalade de dose pour les plans 3-D et 20 % pour les plans BIM, aux niveaux . d'isotoxicité du poumon et de la corde spinale. Quant à l'escalade de la dose, l'#sophage pouvait devenir une structure limitant de la dose, lorsque le PTV1 s'étend à proximité de celui-ci. L'optimisation utilisant une fonction biophysique objective autorisait, selon W. R. de Gersem et coll. (2000) une augmentation pour le NSCLC de stade III du ratio thérapeutique de planification de radiothérapie. Il ressort de cette étude que la prise en compte des faceteurs tant physiques
qu'anatomiques a la vertu d'affiner encore plus la délivrance de la dose au volume cible.
2.6.4.4. - Simulation différée sur radioscanners dédiés L'intégration d'un CT scanner et d'un simulateur de traitement, Sim-CT, Elektra Oncology Systems, Crawley (UK), en vue de la tomodensitométrie a été étudiée en situation clinique par D. Verellen et coll. (1999). La qualité d'image, les unités hounsfield (HU) et la linéarité ont été évaluées aussi bien pour leurs implantations que pour la planification de traitement. La dose additionnelle au patient a également été mise en lumière par ces auteurs (D. Verellen et al, 1999). Le système de simulation CT de l'art antérieur offre la possibilité d'une intégration des volumes cibles de planification basée sur la scanographie (CT), ce qui permet de travailler sans la simulation conventionnelle. Schiebe et coll. rapportent l'évaluation quantitative de l'exactitude d'alignement du champ et de la position de l'isocentre, en utilisant le nouveau système de simulation virtuelle, AdvantageSim 4. 1 (GE), pour les différen- tes régions de traitement. Les données d'image sont, dans l'étude de D. Verellen et coll. (1999), acquises en utilisant une rangée des détecteurs solides des rayons X attachés à l'extérieur pour intensifier l'image du simulateur. Trois champs de vue différents (FOV : 25,0 cm ; 35,0 cm et 50,0 cm) avec 0,2 cm ; 0,5 cm et 1,0 cm d'épaisseur de coupe peuvent être sélectionnés et le système admet un diamètre d'ouverture de 92,0 cm, à une hauteur isocentrique standard. La performance du scanner CT a été caractérisée par plusieurs critères : la résolution spatiale, la sensibilité au contraste, la précision géométrique, la fiabilité des unités hounsfield et le niveau de production du rayonnement. La jauge de résolution spatiale du fantôme de qualité NAQP (Nuclear Associates Quality Phatom) aussi bien que les fonctions de transfert de modulation (FTM) ont été appliquées pour évaluer la résolution spatiale. La sensibilité au contraste et les mesures des UH ont été réalisées au moyen du NAQP et d'un fantôme de conversion qui permettent des insertions des différentes densités d'électrons. L'index de dose de tomographie calculée par ordinateur (CTDI) du CT-option a été contrôlé avec une chambre d'ionisation configurée en forme de crayon. La planification de traitement ainsi que les calculs, pour la correction d'hétérogénéité de la dose, basés sur les images Sim-CT, générées à partir d'un fantôme anthropomorphique aussi bien qu'à partir des 10 patients, ont été comparés aux plans de traitement similaires, basés sur des images identiques, mais en différée d'un CT diagnostique (DCT).
Tandis que pour étudier la variation des chiffres tomodensitométriques (UH) d'un radioscanner CT basé sur un simulateur et l'effet de cette variation sur les calculs de la dose, J.C. Chu et coll. (2000) ont procédé de la manière suivante : Les images CT d'un fantôme cylindrique avec insertions multiples ont été obtenues, en utilisant un simulateur CT disponible dans le commerce (Ximatron : Varian, Palo Alto, CA).