EP1509786A2 - Dispositif et procede d'inspection d'un faisceau ionisant - Google Patents

Dispositif et procede d'inspection d'un faisceau ionisant

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Publication number
EP1509786A2
EP1509786A2 EP03756034A EP03756034A EP1509786A2 EP 1509786 A2 EP1509786 A2 EP 1509786A2 EP 03756034 A EP03756034 A EP 03756034A EP 03756034 A EP03756034 A EP 03756034A EP 1509786 A2 EP1509786 A2 EP 1509786A2
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
scintillator
light
image
inspection head
inspection
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP03756034A
Other languages
German (de)
English (en)
Inventor
Jean-Marc Fontbonne
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Original Assignee
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Centre National de la Recherche Scientifique CNRS filed Critical Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Publication of EP1509786A2 publication Critical patent/EP1509786A2/fr
Withdrawn legal-status Critical Current

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/02—Dosimeters
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/169—Exploration, location of contaminated surface areas
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/22—Measuring radiation intensity with Cerenkov detectors

Definitions

  • the present invention relates to a method and a device for inspecting an ionizing beam. It also relates to dosimetry and radiotherapy devices implementing beam inspection.
  • the invention finds applications in general for any inspection or mapping operation of an ionizing beam. In particular, it finds applications in the adjustment and control of medical equipment such as radiotherapy equipment.
  • Radiotherapy is a medical treatment technique consisting essentially of irradiating tissue using ionizing radiation such as X, ⁇ and / or ⁇ radiation.
  • ionizing radiation such as X, ⁇ and / or ⁇ radiation.
  • One of the purposes of irradiation is to destroy a patient's cancerous tumors.
  • the ionizing beams are generally not monochromatic but consist of a mixture of radiations of different energies.
  • the composition of the beams is sensitive to obstacles, for example, diaphragms, encountered on their trajectory.
  • the dose of radiation received by a tissue or by a given region of a tissue depends on a large number of parameters which are difficult to predict. It is difficult to predict exactly and entirely by calculation the dose received at each point of an irradiated volume.
  • the beams are inspected to determine the dose of radiation that they are likely to deposit at any point of a body which is subjected to it.
  • a first type of known inspection device comprises gas ionization chambers which can be moved in a beam. These chambers are not, however, sensitive to all of the radiative components of an ionization beam to which they are subjected, and exhibit a different absorption behavior than that of living tissue capable of being irradiated. In addition, the ionization chambers do not account for a phenomenon of diffusion of radiation by tissues neighboring an explored area. As a result, the ionization yield of the chambers is different from a dose yield received by a tissue exposed under the same conditions. To account for this correctly, these chambers must be immersed in a liquid - water - with a characteristic substantially similar to that of living tissue.
  • Another type of inspection device includes liquid ionization chambers placed in the field of a beam.
  • the use of a liquid makes it possible to give the chambers an absorption behavior much closer to that of living tissues.
  • a weak mobility of the ions in the liquid, and parasitic phenomena of recombination of the ions formed by the radiation make that the response of these inspection devices is slow and nonlinear.
  • scintillator inspection devices are known. These devices include a multitude scintillators each associated with an optical fiber. The role of this optical fiber is to relay the signal outside the beam in order to be able to read it in an environment not polluted by ionizing radiation.
  • a bundle of optical fibers constitutes an inspection head. The bundle may alternately comprise scintillating fibers and non-scintillating fibers.
  • Such devices have a very high manufacturing cost, linked in particular to the arrangement of the fibers.
  • the resolution of the devices is limited by the size of each individual scintillator and their number. In this case the number of fibers and their diameter.
  • the object of the invention is to propose a beam inspection device which does not have the limitations or difficulties mentioned above.
  • One aim is in particular to propose a simple inspection device, relatively inexpensive, and which makes it possible to accurately account for the doses liable to be deposited by a beam in a living tissue.
  • Another goal is to propose a device freed from the parasitic effects of Cerenkov light.
  • the invention also aims to provide beam inspection methods and dosimetry and radiotherapy devices implementing these methods.
  • the invention more specifically relates to an inspection device for one or more beams with: - an inspection head comprising a scintillator - material reacting to the presence of radiation by an emission of light - and at least one ionizing radiation diffuser associated with the scintillator, a first means for forming at least one image corresponding to at least part of the inspection head comprising the scintillator.
  • the scintillator comprises at least one massive and substantially homogeneous plate of scintillation material having two opposite main faces.
  • the diffuser block covers at least one of the main faces of the scintillator plate.
  • Said device further comprises means for discriminating between the scintillation light and a stray Cerenkov light in the inspection head.
  • the resolution of the device is no longer linked to the construction of the scintillator. It essentially depends on the image that one forms of the scintillator plate.
  • the use of a massive and substantially scintillator homogeneous considerably reduces its manufacturing cost.
  • the scintillator plate is preferably very thin. It is, for example, formed by a film with a thickness of between 1 and 5 mm and the main faces of which have a surface of between 100 and 900 cm 2 .
  • the plate can be generally circular or rectangular.
  • the plate makes it possible, by its scintillation properties, to account, according to the plane it defines, for the radiation dose received at each of its points.
  • the intensity of the scintillation light at any point on the scintillator plate is in fact linked to the dose received.
  • the plate thus makes it possible, in a way, to "cut" the beam along a plane.
  • the device can incidentally be equipped with relative displacement means between the inspection head and the source of a beam to be inspected.
  • the displacement by translation or by rotation makes it possible to successively explore different planes and thus to apprehend the doses likely to be deposited in a volume.
  • the purpose of the ionizing radiation diffuser, associated with the scintillator plate, is to simulate the diffusion of radiation by the environment of a given target. More precisely, the scintillation at each point of the plate not only translates the dose received directly at this point, but also the dose received outside the plate, in the diffuser, in the vicinity of the point considered.
  • the diffuser allows to simulate advantageously a tissue which is not isolated in the body of a patient.
  • a diffuser block can be provided on one, but preferably on both sides of the scintillator plate.
  • the thickness of the diffuser blocks can be variable depending on the importance of the diffusion phenomenon that one wishes to take into account. For scintillator plates in the dimension ranges mentioned above, it is possible to use diffuser blocks with a thickness of 150 to 400 mm, for example.
  • the blocks cover all or part of the free faces of the scintillator plate.
  • the scintillator material and the material of the, or diffusing blocks are preferably materials which have radiation absorption coefficients close to those of living tissue.
  • the diffuser blocks are, for example, blocks of plastic material such as PMMA (Plexiglass), polyvinyltoluene or a transparent plastic material loaded with titanium oxide for example.
  • the scintillating material plate is, for example in a material such as the BC 30 of the BICRON brand.
  • the means for forming an image may comprise one or more cameras, and in particular CCD type cameras. The output signal from the cameras can be used for calculating doses as a function of the light intensity in different parts of the image.
  • At least one diffuser block can be made of a transparent material. The light can then propagate freely through the block to the camera.
  • the diffuser unit can also be provided with a mirror for returning light to the camera when the latter is not arranged in its extension.
  • the transparent diffuser block subjected to the ionizing beam can give rise, according to the energy of the beam, to a stray light also called Cerenkov light.
  • Cerenkov light is due to relativistic electrons of the ionizing beam which propagate in matter with a speed higher than that of the propagation of light in matter. This phenomenon takes place in a fairly marginal way in the scintillator, and more significantly in the diffuser blocks, in particular because of their greater thickness. Stray Cerenkov light is added to that of scintillation and is likely to distort the calculation of the radiation doses deposited by the ionizing beam.
  • the device of the invention can be provided with different means of discrimination between the Cerenkov light and the scintillation light.
  • the evaluation of the Cerenkov light contribution can subsequently be taken into account for the calculation of the radiation doses received by the scintillator.
  • the discrimination means include, for example, a shutter disposed between the diffuser block and the scintillator.
  • the shutter is chosen to be opaque to a light capable of being emitted by the scintillator and transparent to an ionizing beam capable of being inspected.
  • two images of the scintillator can be captured through the transparent diffuser block.
  • a first image, with an open shutter includes a scintillation light component and a Cerenkov light component.
  • a second image carried out with closed shutter, comprises only the Cerenkov component.
  • the Cerenkov component can thus be eliminated from the first image by subtracting there, point by point, the light values from the second image. This operation can take place in a digital computer.
  • the shutter can be summarized as a simple cover obscuring a small part of the scintillator.
  • the Cerenkov component is then calculated for the entire image from a fraction of the image corresponding to the location of the cache.
  • the shutter can be a liquid crystal shutter and electrically controlled.
  • the electric control causes the liquid crystal to go from a transparent state to the scintillation light to an opaque state to the scintillation light, and vice versa.
  • the means of discrimination between the light of Cerenkov and the scintillation light may also comprise at least a second means for forming an image of the inspection head having a sensitivity to scintillation light and / or to Cerenkov light different from that of the first means of forming an image . Calculation means can then be provided to establish a contribution of Cerenkov light and / or scintillation light by confronting images from the first and second image forming means.
  • the first and second image forming means may comprise two or more cameras associated respectively with spectral filters of different colors.
  • the spectral filters then allow only selected spectral bands of light from the inspection head to pass to the cameras.
  • Each camera then constitutes a means of forming a different image.
  • the first and second means for forming an image can also comprise a single camera associated with a mechanism making it possible to arrange successively in the path of the light two or more different spectral filters.
  • the single camera, associated with each of the different filters is considered, each time, as a different means of forming an image.
  • Filters allow you to capture multiple images in different light spectra. Filters can also be optionally assigned to several parts of the field of the same image captured by the camera.
  • the intensity I ⁇ of the light of wavelength ⁇ received at a point of the image can be broken down as follows:
  • I ⁇ a x S + b x C
  • S is a contribution of scintillation light and C the contribution due to the Cerenkov effect.
  • the parameters a and b are proportionality coefficients which connect C and S respectively to a scintillation light and a Cerenkov light produced.
  • the parameters a and b can be determined experimentally, using, for example, an ionization beam of known characteristics.
  • the parameter “a” can be determined in such a way that S directly represents the dose of radiation received locally by the scintillator.
  • the parameters a lt a 2 , bi and b 2 are of the same type as the parameters a and b mentioned above.
  • the radiation dose received which contributed to the formation of the scintillation light can be put in the following form:
  • a greater number of color filters makes it possible to establish other equations for determining the dose of radiation received at each point of the scintillator.
  • the intensities I ⁇ are those of a point or a reduced zone of the image and correspond to a point or a corresponding zone of the scintillator.
  • these can include a polarizer arranged between the scintillator and a transparent diffuser block seen by at least one image forming means. .
  • One or more analyzers are then associated with the means for forming an image.
  • the operation of these means of discrimination is based on the particularity of the Cerenkov light and scintillation light not to be polarized. This essentially results from the statistical character of the phenomena at the origin of these lights.
  • the scintillation light is selectively polarized.
  • the image forming means analyzer more or less affects the intensity of the scintillation light, depending on its orientation, but does not affect the Cerenkov light.
  • the contribution of the Cerenkov effect can then be evaluated, for example, by extinguishing the scintillation light. Cerenkov's contribution can then be subtracted from total light, when the analyzer is perpendicular to its extinction position, to determine the scintillation component.
  • the analyzer can also be mounted rotating between the diffuser block and the means for forming an image. It is also possible to use image forming means in the form of two or more cameras equipped with two or more crossed polarizers which respectively provide two or more images of the scintillator and of the diffuser block.
  • the scintillation light, and therefore the dose D received in a given area of the scintillator, is then of the following form:
  • a and b are always parameters capable of being calculated or directly established experimentally from beams of known characteristics and I_ > and If are the light intensities of the zone considered given by the cameras equipped with the polarizers (analyzers) crossed.
  • the expression corresponds to a configuration using only two separate analyzers. A greater number of analyzers can be implemented. It should be noted that the multiple cameras can be replaced by a single camera which alternately receives the light from the inspection head through different analyzers, with cross orientation. Different parts of the camera field can also receive light from different analyzers simultaneously. Finally, a single rotating analyzer makes it possible to obtain different and crossed analysis orientations at different times. It thus replaces a plurality of analyzers. A number of additional improvements can be envisaged. For example, a reflector can be arranged on a main face of the scintillator which is opposite to a face carrying the transparent diffuser block, that is to say opposite to the face facing the image-forming means.
  • the inspection head may include a mirror for returning the scintillation light to the image-forming means.
  • a first advantage is to favor the sheltering of the imaging means of the beams ionizers to inspect.
  • Another advantage may be to limit a movement relative to the inspection head alone without involving the means for forming an image.
  • the deflection mirror can be arranged so as to return the light to a camera placed in the axis of rotation .
  • An inspection device as described is able to deliver relative values of radiation dose supplied by a beam to be inspected. It is also possible to create an absolute measurement dosimeter by equipping the device with one or more ionization calibration chambers. These, of small size, can be accommodated in the scintillator or in the immediate vicinity of this one. Calibration takes place, for example, by adjusting the radiation dose values determined from the scintillator image for one or more zones corresponding to the locations of the calibration chambers, to the dose values determined by the calibration chambers themselves. -Same.
  • Accurate calibration for establishing Cerenkov light can also take place using a scintillator with one or possibly several dead zones.
  • the term “dead zones” is understood to mean zones which do not emit scintillation light, but which are capable of emitting Cerenkov light under the influence of an ionizing beam. It is, for example, a cavity formed in the scintillator plate and filled with a plastic material transparent with light absorption properties close to that of the scintillator material.
  • the image of the dead zone, devoid of the scintillation component, makes it possible to directly account for the parasitic influence of Cerenkov light.
  • the scintillator can comprise two or more of two scintillating material plates having absorption coefficients with different energy dependencies. Means for forming an image selectively sensitive to each of the plates are then provided.
  • scintillating materials are used having absorption coefficients proportional to those of fabrics to be irradiated. Proportionality is however not necessarily perfect for the entire energy spectrum of a beam to be inspected. Thus, corrections can be made to the multiplying coefficients which relate the intensity of a recorded scintillation light to a dose that a tissue would actually receive.
  • the dose D can actually be calculated according to linear terms and quadratic terms with an expression of the following form: i ij
  • ki and kij are coefficients of proportionality respectively to linear and quadratic components and Si and S j represent the scintillation contributions of the different scintillator plates.
  • the coefficients can be established by calibration.
  • the contributions of the different scintillator plates can be distinguished by forming images of the different plates on separate cameras or by using scintillators emitting scintillation lights in offset spectra.
  • the distinction can be made with spectral filters arranged in front of one or more cameras.
  • the use of spectral filters is similar to that already described for the discrimination of Cerenkov light and is therefore not repeated here.
  • the device of the invention can be used in a dosimeter.
  • the dosimeter then further comprises a calculating unit, for establishing from the images supplied by the device, data for the distribution of a dose of radiation supplied by a beam.
  • the radiation dose received for different areas of a plane or volume is calculated as a function of the scintillation light recorded for this area.
  • the beam inspection device can also be integrated into radiotherapy equipment which also includes one or more sources of radiation.
  • the inspection device can be adapted to the inspection of different types of beams from different types of sources.
  • the device may incidentally include a diffuser block with housings for a radiation source, the block having at least one face adaptable to the inspection head.
  • a diffuser block with housings for a radiation source, the block having at least one face adaptable to the inspection head.
  • Such a block can be used for the inspection of beams emitted by a radiation source capable of being buried in the body of a patient.
  • the invention also relates to a method of inspecting a source by means of a device as described above, in which at least one image of the scintillator is formed, and it is calculated as a function of different parts of the image local doses of radiation received by the scintillator.
  • a method of inspecting a source by means of a device as described above in which at least one image of the scintillator is formed, and it is calculated as a function of different parts of the image local doses of radiation received by the scintillator.
  • FIG. 1 is a simplified schematic representation of a radiotherapy device using an inspection device according to the invention.
  • FIG. 2 is a graph expressing, as a function of the wavelength, the intensity of a scintillation light and a Cerenkov stray light.
  • the graph is in free scale.
  • FIGS 3, 4, 5 and 6 are simplified schematic representations of inspection devices according to the invention, equipped with different means of discrimination between a scintillation light and a parasitic Cerenkov light.
  • FIG. 7 is a schematic and simplified representation of an improved inspection device, according to the invention.
  • FIG. 1 shows a radiotherapy device comprising a beam source 10, a beam inspection device 100 and a calculation unit 12 intended to establish a beam mapping.
  • the mapping aims to determine the dose of radiation that the beam is likely to deposit at any point on the body of a patient.
  • the patient is modeled by an inspection head 110 of the inspection device.
  • the latter is mounted on an actuator 112 capable of moving the head in order to cover the entire field intercepted by the beam.
  • the actuator can be designed for translational movements in one or more directions, and possibly rotational movements. Although it can also be moved, it is considered, in the example illustrated, that the source 10 is fixed.
  • the inspection head 110 comprises a scintillator in the form of a thin plate of scintillating material 114, that is to say a thin plate of material capable of converting ionizing radiation into light radiation. It is, for example, a plate of the type BC 400 of the Bicron brand. For reasons of clarity, the thickness of the plate is greatly exaggerated in the figures.
  • the material plate is flanked on its main faces by two transparent diffuser blocks 116 and 117.
  • a charge coupled camera (CCD) 118 which is an image forming means.
  • the camera provides images in the form of a data signal directed to the calculation unit 12.
  • the calculation unit which optionally also controls the movement of the inspection head, makes it possible to calculate the characteristics of the beam and in particular the doses of radiation that the latter is likely to deposit in different parts of an exposed body.
  • the reference 120 summarily designates an objective which makes it possible to train on the camera an image of the scintillator plate and diffusion blocks.
  • the light capable of being emitted by the scintillator 114 passes through the diffuser block 116 before reaching the camera.
  • a mirror 122 indicated in broken lines can equip one of the diffusing blocks 116 so as to return all or part of the scintillation light and Cerenkov light to a second camera 119. This is also associated with a lens, not shown .
  • Reference 125 briefly indicates a beam detector which makes it possible to detect the presence or absence of a beam. It is for example a rudimentary silicon detector.
  • the detector 125 can advantageously be used when the beam source 10 is a pulsed source. It indeed makes it possible to synchronize the capture of the images by the calculation unit on the pulses of the beam and thus to avoid parasitic influences in the absence of beam.
  • the device may include an additional diffuser block, identified with the reference 111.
  • This block is provided with a housing 113 for receiving such a source. It also has a face that fits onto the inspection head.
  • the shape of the block 111 shown is parallelepiped. More complex shapes, representative of the organs to be irradiated, can however be provided.
  • FIG. 2 shows the shape of the distribution, as a function of the wavelength, of the intensity of the light received at a point in the image formed by the camera.
  • the light includes a scintillation light component and a stray light component, called Cerenkov, already widely mentioned.
  • the light received comprises a decreasing background C with wavelength.
  • a relatively narrow peak S corresponding to the scintillation light. It is impossible to know directly the intensity of the scintillation, and therefore the dose of radiation received, because to the scintillation peak is added a background of Cerenkov light. For certain wavelengths at least, this background is too important to be overlooked.
  • FIG. 3 shows an inspection head which comprises, between the scintillator plate 114 and the diffuser block 116 facing the camera 118, a shutter 130.
  • a shutter 130 In this example, it is a liquid crystal shutter.
  • the state of transparency of the shutter in the scintillation light is controlled by an electrical control device or possibly by the calculation unit 12 mentioned in relationship to Figure 1.
  • the shutter is always transparent to the ionizing beam.
  • the camera forms an image of Cerenkov light.
  • the shutter 130 is open, the image includes the Cerenkov light and the scintillation light. The difference between the two images allows us to find the contribution of scintillation light alone.
  • the Cerenkov light produced in the scintillator plate is negligible compared to that produced in the diffuser blocks.
  • This approximation is valid insofar as the thickness of the scintillator plate is small compared to that of the diffuser blocks.
  • the diffuser block 117, opposite the camera 118, is shown in broken lines to signify that it can possibly be eliminated.
  • FIG. 4 shows a camera 118 associated with a set 142 of spectral filters which only allow narrow lines of light to pass.
  • the capture of several images, through different filters 140 of this game, also makes it possible to calculate the quantity of scintillation light and therefore the dose of radiation received by the scintillator. The principle of calculation has already been explained and is not repeated here.
  • the images captured through the various filters 140 can be taken successively, for example by moving in front of the camera 118 the set of filters 142. Images can also be captured simultaneously by means of a second camera 119 equipped with a second filter 142 different from a filter 140 associated with the first camera 118. In the example illustrated, the second camera receives part of the light through a semi-transparent reflecting mirror 122.
  • Figure 5 shows an alternative embodiment of the inspection head, it comprises an opaque mirror 150 disposed between the scintillator plate 114 and one of the diffuser blocks 117.
  • the mirror 150 has two functions. The first function is that of reflector. The mirror 150 in fact makes it possible to return a greater part of the scintillation light to a first camera 118. This camera 118 therefore receives the scintillation light and the Cerenkov light created in one of the transparent diffusing blocks 116.
  • the mirror can also incidentally have a second function. It is a screen function to prevent the scintillation light from reaching a second camera 119 arranged opposite the second transparent diffuser block 117.
  • the second camera thus receives only a Cerenkov light created in the second diffuser block 117. From the Cerenkov light received by the second camera 119, and taking into account the characteristics of the diffusers 116, 117, it is possible to evaluate by analogy the contribution of Cerenkov light in the image formed by the first camera 118. This contribution can then be subtracted by calculation from the image of the first camera
  • FIG. 6 shows yet another embodiment in which a polarizer 160 is disposed between the scintillator plate 114 and a first diffuser block 116.
  • the polarizer makes it possible to polarize the initially isotropic scintillation light.
  • the v Cerenkov light appearing in the diffuser block 116 facing the camera is however not polarized.
  • Discrimination is then carried out between the two light contributions by means of an analyzer 162 positioned between the first diffuser block 116 and the camera 118.
  • the analyzer can be fixed and / or rotating and makes it possible to extinguish all or part of the light scintillation. This extinction does not affect the Cerenkov light which is not polarized.
  • the single camera with an analyzer can be replaced by a set of two cameras 118, 119 associated with two crossed analyzers 162, 163.
  • the second diffuser block 117 if present, is isolated from the scintillator 114 by a material opaque to Cerenkov light.
  • FIG. 7 shows a particular embodiment of the inspection head 110, in which the latter comprises two scintillator plates 114, 115.
  • the two plates are placed side by side or optionally separated by a mask opaque to scintillation light or a mirror.
  • the scintillation light from the two plates is captured by two cameras 118, 119. It passes respectively through two transparent diffusers 116, 117 attached to the main faces of the plates.
  • the two scintillator plates 114, 115 emit scintillation lights in offset spectra, their light can be captured by a single camera associated with selective spectral filters.
  • the images provided by the two cameras, or possibly by the single camera, are used to locally calculate the radiation doses received as a function of a weighted contribution from each of the scintillators.
  • the weighting can be linear and / or quadratic.
  • Reference 170 indicates a small ionization chamber integrated in the scintillator plates, and possibly in part in the diffuser blocks. This chamber delivers a signal directed to the calculation unit 12. This signal can be compared with a dose measurement carried out from the images of the cameras, either for calibration purposes or for measurement purposes in absolute value of the dose.
  • the reference 172 designates a small dead zone of the scintillator plates 114, 115.
  • this dead zone gives a direct assessment of the Cerenkov contribution. This contribution can also be used for a calibration of the dosimeter. Finally, the use of a dead zone allows, if necessary, to assess the proportion (low) v of Cerenkov light produced in the thickness of the scintillator plates.

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Abstract

La présente invention concerne un dispositif d'inspection d'un faisceau avec: une tête d'inspection (110) comprenant un scintillateur (114) et au moins un bloc diffuseur (116, 117) associé au scintillateur, un premier moyen (118) de formation d'au moins une image d'au moins une partie de la tête d'inspection comprenant le scintillateur. Conformément à l'invention, le scintillateur comporte au moins une plaque massive et sensiblement homogène de matériau de scintillation présentant deux faces principales opposées. Application à la radiothérapie.

Description

DISPOSITIF ET PROCEDE D'INSPECTION D'UN FAISCEAU
IONISANT.
Domaine technique La présente invention concerne un procédé et un dispositif d'inspection d'un faisceau ionisant. Elle concerne également des dispositifs de dosimétrie et de radiothérapie mettant en œuvre une inspection de faisceau. L'invention trouve des applications de façon générale pour toute opération d'inspection ou de cartographie d'un faisceau ionisant. Elle trouve notamment des applications dans le réglage et la commande d'équipements médicaux tels que des équipements de radiothérapie.
Etat de la technique antérieure.
La radiothérapie est une technique de traitement médical consistant pour l'essentiel à irradier des tissus au moyen de rayonnements ionisants tels que des rayonnements X, β et/ou γ. L'irradiation a notamment pour but de détruire des tumeurs cancéreuses d'un patient.
En appliquant aux les tissus cancéreux un faisceau ionisant, il est inévitable d'exposer également des tissus sains. Aussi, pour limiter la dose de rayonnement reçue par les tissus sains au voisinage des tumeurs, on soumet généralement le patient à plusieurs expositions. Les expositions ont lieu avec des faisceaux de directions différentes, mais qui interceptent chaque fois une même zone correspondant à une tumeur à détruire. La tumeur subit ainsi plusieurs expositions. Les tissus sains périphériques, en revanche, ne subissent que les expositions des seuls faisceaux sur la direction desquels ils sont alignés. La commande des faisceaux, et notamment de leur orientation, de leur ouverture et de leur intensité est gouvernée par des logiciels de balistique de tir encore appelés logiciels de «planning RT» .
Une commande précise des faisceaux est nécessaire pour obtenir une exposition différentielle des tissus sains et des tissus cancéreux. Les doses reçues par les tissus doivent être contrôlées avec une incertitude inférieure ou égale à 5%. En effet, une dose trop importante risque de détruire ou endommager des tissus sains tandis qu'une dose trop faible risque de conduire a une récidive du cancer.
Les faisceaux ionisants ne sont généralement pas monochromatiques mais constitués d'un mélange de rayonnements de différentes énergies. La composition des faisceaux est sensible à des obstacles, par exemple, des diaphragmes, rencontrés sur leur trajectoire. Ainsi, la dose de rayonnement reçue par un tissu ou par une région donnée d'un tissu dépend d'un nombre important de paramètres difficilement predictibles. Il est difficile de prédire exactement et entièrement par calcul la dose reçue en chaque point d'un volume irradié.
Ainsi, pour commander de façon précise les logiciels de balistique de tir de faisceaux, on inspecte les faisceaux pour déterminer la dose de rayonnement qu'ils sont susceptibles de déposer en tout point d'un corps qui y est soumis.
Un premier type de dispositif d'inspection connu comporte des chambres d'ionisation à gaz qui peuvent être déplacées dans un faisceau. Ces chambres ne sont cependant pas sensibles à l'ensemble des composantes radiatives d'un faisceau d'ionisation à qui elles sont soumises, et présentent un comportement d'absorption différent de celui des tissus vivants susceptibles d'être irradiés. De plus, les chambres d'ionisation ne rendent pas compte d'un phénomène de diffusion du rayonnement par des tissus avoisinant une zone explorée. Il en résulte que le rendement d'ionisation des chambres est différent d'un rendement de dose reçu par un tissu exposé dans les mêmes conditions. Pour en rendre compte correctement, ces chambres doivent être plongées dans un liquide - eau - de caractéristique sensiblement proche de celle de tissus vivants. Un autre type de dispositif d' inspection comprend des chambres d'ionisation liquides placées dans le champ d'un faisceau. L'utilisation d'un liquide permet de conférer aux chambres un comportement d'absorption beaucoup plus proche de celui des tissus vivants. En revanche, une faible mobilité des ions dans le liquide, et des phénomènes parasites de recombinaison des ions formés par le rayonnement, font que la réponse de ces dispositifs d' inspection est lente et non linéaire. On connaît enfin des dispositifs d'inspection à scintillateur. Ces dispositifs comportent une multitude de scintillateurs associés chacun à une fibre optique. Le rôle de cette fibre optique est de relayer le signal hors du faisceau pour pouvoir en assurer la lecture dans un environnement non pollué par les rayonnements ionisants. Un fagot de fibres optiques constitue une tête d'inspection. Le fagot peut comporter en alternance des fibres scintillantes et des fibres non- scintillantes .
De tels dispositifs présentent un coût de fabrication très élevé, lié notamment à l'agencement des fibres. En outre, la résolution des dispositifs est limitée par la taille de chaque scintillateur individuel et à leur nombre . En 1 ' occurrence le nombre de fibres et leur diamètre. Enfin, des difficultés apparaissent en raison d'une lumière parasite, dite lumière Cerenkov, qui s'ajoute au phénomène de scintillation.
Une illustration plus détaillée de l'art antérieur évoqué ci-dessus peut être trouvée dans les documents (1) à (5) . Les références de ces documents sont précisées à la fin de la description.
Exposé de l'invention.
L'invention a pour but de proposer un dispositif d'inspection de faisceau ne présentant pas les limitations ou difficultés mentionnées ci-dessus.
Un but est notamment de proposer un dispositif d'inspection simple, relativement peu coûteux, et qui permette de rendre compte avec précision des doses susceptibles d'être déposées par un faisceau dans un tissu vivant. Un but est encore de proposer un dispositif affranchi des effets parasites de la lumière Cerenkov.
L'invention a également pour but de proposer des procédés d' inspection de faisceau et des dispositifs de dosimétrie et de radiothérapie mettant en œuvre ces procédés .
Pour atteindre ces buts, l'invention a plus précisément pour objet un dispositif d'inspection d'un ou de plusieurs faisceaux avec : - une tête d' inspection comprenant un scintillateur - matériau réagissant à la présence de rayonnements par une émission de lumière - et au moins un diffuseur de rayonnement ionisants associé au scintillateur, - un premier moyen de formation d'au moins une image correspondant à au moins une partie de la tête d'inspection comprenant le scintillateur.
Conformément à l'invention, le scintillateur comporte au moins une plaque massive et sensiblement homogène de matériau de scintillation présentant deux faces principales opposées. Le bloc diffuseur recouvre au moins l'une des faces principales de la plaque de scintillateur. Ledit dispositif comprend, en outre, des moyens de discrimination entre la lumière de scintillation et une lumière Cerenkov parasite, dans la tête d'inspection.
Grâce à l'invention, la résolution du dispositif n'est plus liée à la construction du scintillateur. Elle dépend essentiellement de l'image que l'on forme de la plaque de scintillateur. De plus, l'utilisation d'un scintillateur massif et sensiblement homogène réduit considérablement son coût de fabrication.
La plaque de scintillateur est de préférence très mince. Elle est, par exemple, formée par un feuil d'une épaisseur comprise entre 1 et 5 mm et dont les faces principales présentent une surface comprise entre 100 et 900 cm2. La plaque peut être de forme générale circulaire ou rectangulaire.
La plaque permet, par ses propriétés de scintillation, de rendre compte, selon le plan qu'elle définit, de la dose de rayonnement reçue en chacun de ses points. L'intensité de la lumière de scintillation en tout point de la plaque de scintillateur est en effet liée à la dose reçue. La plaque permet ainsi d'effectuer, en quelque sorte, une "coupe" du faisceau selon un plan.
Le dispositif peut accessoirement être équipé de moyens de déplacement relatif entre la tête d'inspection et la source d'un faisceau à inspecter. Le déplacement, par translation ou par rotation permet d'explorer successivement différents plans et ainsi d'appréhender les doses susceptibles d'être déposées dans un volume .
Le diffuseur de rayonnement ionisants, associé à la plaque de scintillateur, a pour but de simuler la diffusion du rayonnement par l'environnement d'une cible donnée. Plus précisément, la scintillation en chaque point de la plaque traduit non seulement la dose reçue directement en ce point, mais aussi la dose reçu en dehors de la plaque, dans le diffuseur, au voisinage du point considéré. Le diffuseur permet de simuler avantageusement un tissu qui n'est pas isolé dans le corps d'un patient. Un bloc de diffuseur peut être ménagé sur une seule, mais de préférence sur les deux faces de la plaque de scintillateur. L'épaisseur des blocs diffuseurs peut être variable en fonction de l'importance du phénomène de diffusion que l'on souhaite prendre en compte. Pour des plaques de scintillateurs dans les gammes de dimension évoquées ci-dessus, on peut utiliser des blocs diffuseurs d'une épaisseur de 150 à 400 mm, par exemple. Les blocs recouvrent tout ou partie des faces libres de la plaque de scintillateur.
Pour une utilisation du dispositif dans le cadre d'un équipement de radiothérapie, le matériau scintillateur et le matériau du, ou des blocs diffuseurs, sont de préférence des matériaux qui présentent des coefficients d'absorption du rayonnement proches de ceux des tissus vivants. Les blocs diffuseurs sont, par exemple, des blocs de matière plastique telle que le PMMA (Plexiglass) , le polyvinyltoluene ou une matière plastique transparente chargée en oxyde de Titane par exemple. La plaque de matériau scintillant est, par exemple en un matériau tel que le BC 30 de marque BICRON. Le moyen de formation d'une image peut comporter une ou plusieurs caméras, et notamment des caméras de type CCD. Le signal de sortie des caméras est utilisable pour le calcul de doses en fonction de l'intensité lumineuse en différentes parties de 1 ' image . Pour faciliter la saisie de l'image du scintillateur par la caméra, au moins un bloc diffuseur peut être réalisé en un matériau transparent. La lumière peut alors se propager librement à travers le bloc jusqu'à la caméra. Le bloc diffuseur peut aussi être pourvu d'un miroir de renvoi de la lumière vers la caméra lorsque celle-ci n'est pas disposée dans son prolongement .
Le bloc diffuseur transparent soumis au faisceau ionisant peut donner naissance, selon l'énergie du faisceau, à une lumière parasite encore appelée lumière Cerenkov. La lumière Cerenkov est due à des électrons relativistes du faisceau ionisant qui se propagent dans la matière avec une vitesse supérieure à celle de la propagation de la lumière dans la matière. Ce phénomène a lieu de façon assez marginale dans le scintillateur, et de façon plus importante dans les blocs diffuseurs, en raison notamment de leur plus grande épaisseur. La lumière Cerenkov parasite s'ajoute à celle de la scintillation et est susceptible de fausser le calcul des doses de rayonnement déposées par le faisceau ionisant.
Pour obvier à cette difficulté, le dispositif de l'invention peut être pourvu de différents moyens de discrimination entre la lumière Cerenkov et la lumière de scintillation. L'évaluation de la contribution de lumière de Cerenkov peut, par la suite, être prise en compte pour le calcul des doses de rayonnement reçues par le scintillateur. Les moyens de discrimination comportent, par exemple, un obturateur disposé entre le bloc diffuseur et le scintillateur. L'obturateur est choisi opaque à une lumière susceptible d'être émise par le scintillateur et transparent a un faisceau ionisant susceptible d'être inspecté. Ainsi, on peut saisir deux images du scintillateur à travers le bloc diffuseur transparent. Une première image, à obturateur ouvert, comprend une composante de lumière de scintillation et une composante de lumière Cerenkov. Dans les mêmes conditions d'exposition au faisceau, une deuxième image, effectuée à obturateur fermé, comprend uniquement la composante de Cerenkov. La composante de Cerenkov peut ainsi être éliminée de la première image en y soustrayant, point par point, les valeurs lumineuses de la deuxième image. Cette opération peut avoir lieu dans un calculateur numérique.
Dans une réalisation simplifiée, l'obturateur peut se résumer à un simple cache occultant une petite partie du scintillateur. La composante de Cerenkov est alors calculée pour l'ensemble de l'image à partir d'une fraction de l'image correspondant à l'emplacement du cache .
Dans une réalisation perfectionnée, en revanche, l'obturateur peut être un obturateur à cristal liquide et à commande électrique. La commande électrique provoque le passage du cristal liquide d'un état transparent à la lumière de scintillation vers un état opaque à la lumière de scintillation, et réciproquement . A titre de variante, les moyens de discrimination entre la lumière de Cerenkov et la lumière de scintillation peuvent aussi comporter au moins un deuxième moyen de formation d'une image de la tête d' inspection présentant une sensibilité à la lumière de scintillation et/ou à la lumière Cerenkov différente de celle des premiers moyens de formation d'une image. Des moyens de calcul peuvent alors être prévus pour établir une contribution de lumière Cerenkov et/ou de lumière de scintillation par confrontation d'images en provenance des premier et deuxième moyens de formation d'image.
Les premier et deuxième moyens de formation d'une image peuvent comporter deux ou plusieurs caméras associées respectivement à des filtres spectraux de couleur différente. Les filtres spectraux ne laissent alors passer vers les caméras que des bandes spectrales sélectionnées de la lumière en provenance de la tête d'inspection. Chaque caméra constitue alors un moyen de formation d'une image différent.
Les premier et deuxième moyens de formation d'une image peuvent aussi comporter une unique caméra associée à un mécanisme permettant de disposer successivement dans la trajectoire de la lumière deux ou plusieurs filtres spectraux différents. Dans ce cas, la caméra unique, associée à chacun des différents filtres est considérée, à chaque fois, comme un moyen différent de formation d'une image. Les filtres permettent en effet de saisir plusieurs images dans différents spectres de lumière. Les filtres peuvent aussi être affectés éventuellement à plusieurs parties du champ d'une même image saisie par la caméra. L'intensité Iχ de la lumière de longueur d'onde λ reçue en un point de l'image peut être décomposée de la façon suivante :
Iχ = a x S + b x C Dans cette expression, S est une contribution de lumière de scintillation et C la contribution due à l'effet Cerenkov. Les paramètres a et b sont des coefficients de proportionnalité qui relient C et S respectivement à une lumière de scintillation et une lumière Cerenkov produites. Les paramètres a et b, peuvent être déterminés expérimentalement, en utilisant, par exemple, un faisceau d'ionisation de caractéristiques connues. Le paramètre «a» peut être déterminé de telle façon que S représente directement la dose de rayonnement reçue localement par le scintillateur. Ceci suppose que, dans un spectre de longueur d'ondes considéré pour saisir les images, il existe une proportionnalité entre la dose de rayonnement reçue par une zone du scintillateur et une intensité lumineuse de scintillation émise par cette zone. Cet aspect est examiné plus en détail dans la suite de la description.
Un exemple simplifié donné ci-dessus illustre l'utilisation de deux filtres qui laissent passer des longueurs d'ondes λ correspondant au vert et au bleu. On peut écrire :
Ivert = ai x S + bi x C et Ibieu = a2 x S +b2 x C. Les paramètres al t a2, bi et b2 sont du même type que les paramètres a et b évoqués ci-dessus. La dose de rayonnement reçue qui a contribué à la formation de la lumière de scintillation peut être mise sous la forme suivante :
S = (b2 X Ivert - a2 X Ibleu) / (ai x b2 - a2 x b2) En d'autres termes on a :
S= kl X Ivert + 2 X Ibleu # où kl et k2 sont des coefficients de proportionnalité. Les coefficients peuvent être calculés de la façon indiquée ci-dessus, ou éventuellement être établis à partir d'un ou de plusieurs faisceaux ionisants de caractéristiques connues.
De façon approchante, on peut aussi calculer la contribution C de lumière de Cerenkov.
Un nombre plus important de filtres de couleur permet d'établir d'autres équations pour la détermination de la dose de rayonnement reçue en chaque point du scintillateur.
Il convient de noter que les intensités Iχ sont celles d'un point ou d'une zone réduite de l'image et correspondent à un point ou une zone correspondante du scintillateur .
Selon une autre possibilité de mise en œuvre des moyens de discrimination entre la lumière de scintillation et la lumière Cerenkov, ceux-ci peuvent comporter un polariseur disposé entre le scintillateur et un bloc diffuseur transparent vus par au moins un moyen de formation d'une image. Un ou plusieurs analyseurs sont alors associés aux moyens de formation d'une image. Le fonctionnement de ces moyens de discrimination repose sur la particularité de la lumière de Cerenkov et de la lumière de scintillation de ne pas être polarisées. Ceci résulte essentiellement du caractère statistique des phénomènes à l'origine de ces lumières. En plaçant un polariseur entre le scintillateur et le bloc de diffuseur transparent à travers lequel chemine la lumière de scintillation, on polarise sélectivement la lumière de scintillation. Par ailleurs, l'analyseur des moyens de formation d'une image, affecte plus ou moins l'intensité de la lumière de scintillation, selon son orientation, mais n'affecte pas la lumière Cerenkov.
La contribution de l'effet Cerenkov peut alors être évaluée, par exemple, par extinction de la lumière de scintillation. La contribution de Cerenkov peut ensuite être soustraite à la lumière totale, lorsque l'analyseur est perpendiculaire à sa position d'extinction, pour déterminer la composante de scintillation. L'analyseur peut aussi être monté tournant entre le bloc diffuseur et les moyens de formation d'une image. Il est aussi possible d'utiliser des moyens de formation d' image sous la forme de deux ou plusieurs caméras équipées de deux ou plusieurs polariseurs croisés qui fournissent respectivement deux ou plusieurs images du scintillateur et du bloc diffuseur.
La lumière de scintillation, et donc la dose D reçue en une zone donnée du scintillateur, est alors de la forme suivante :
D = a x l→ + b x lt Les paramètres a et b sont toujours des paramètres susceptibles d'être calculés ou directement établis de façon expérimentale à partir de faisceaux de caractéristiques connues et I_> et If sont les intensités lumineuses de la zone considérée données par les caméras équipées des polariseurs (analyseurs) croisés. L'expression correspond à une configuration n'utilisant que deux analyseurs distincts. Un nombre plus grand d'analyseurs peuvent être mis en œuvre. II convient de noter que les caméras multiples peuvent être remplacées par une caméra unique qui reçoit alternativement la lumière de la tête d'inspection à travers des analyseurs différents, à orientation croisée. Différentes parties du champ de la caméra peuvent aussi recevoir simultanément la lumière des différents analyseurs. Enfin, un unique analyseur tournant permet d'obtenir en différents instants des orientations d'analyse différentes et croisées. Il remplace ainsi une pluralité d'analyseurs. Un certain nombre de perfectionnements supplémentaires peuvent être envisagés. Par exemple, un réflecteur peut être disposé sur une face principale du scintillateur qui est opposée à une face portant le bloc diffuseur transparent, c'est-à-dire opposée à la face tournée vers les moyens de formation d'image.
Selon un autre perfectionnement, la tête d'inspection peut comporter un miroir de renvoi de la lumière de scintillation vers le moyen de formation d'image. Cette caractéristique peut présenter plusieurs avantages. Un premier avantage est de favoriser la mise à l'abri des moyens de formation d'image des faisceaux ionisants à inspecter. Un autre avantage peut être de limiter un déplacement relatif à la seule tête d'inspection sans entraîner les moyens de formation d'une image. A titre d'exemple, pour un balayage d'un faisceau à inspecter dans un mouvement de rotation de la tête d'inspection, le miroir de renvoi peut être disposé de façon à renvoyer la lumière vers une caméra placée dans l'axe de rotation.
Un dispositif d' inspection tel que décrit est en mesure de délivrer des valeurs relatives de dose de rayonnement fournie par un faisceau à inspecter. Il est possible aussi de créer un dosimètre à mesure absolue en équipant le dispositif d'une ou de plusieurs chambres d'ionisation d'étalonnage. Celles-ci, de petite taille, peuvent être logées dans le scintillateur ou au voisinage direct de celui-ci. L'étalonnage a lieu, par exemple, en ajustant les valeurs de dose de rayonnement déterminées depuis l'image du scintillateur pour une ou plusieurs zones correspondant aux emplacements des chambres d'étalonnage, aux valeurs de dose déterminées par les chambres d'étalonnage elles-mêmes.
Un étalonnage précis pour l'établissement de la lumière Cerenkov peut aussi avoir lieu en utilisant un scintillateur avec une ou éventuellement plusieurs zones mortes . On entend par zones mortes des zones n'émettant pas de lumière de scintillation, mais susceptibles d'émettre une lumière de Cerenkov sous l'influence d'un faisceau ionisant. Il s'agit, par exemple, d'une cavité pratiquée dans la plaque de scintillateur et comblée par une matière plastique transparente ayant des propriétés d'absorption de la lumière proches de celle du matériau scintillateur. L'image de la zone morte, dépourvue de la composante de scintillation, permet de rendre directement compte de l'influence parasite de la lumière Cerenkov.
Selon un perfectionnement supplémentaire de l'invention, le scintillateur peut comprendre deux ou plus de deux plaques de matériau scintillant présentant des coefficients d'absorption avec des dépendances en énergie différentes. Des moyens de formation d'une image sensible sélectivement à chacune des plaques sont alors prévus .
On utilise de préférence des matériaux scintillants présentant des coefficients d'absorption proportionnels à ceux de tissus à irradier. La proportionnalité n'est cependant pas nécessairement parfaite pour l'ensemble du spectre en énergie d'un faisceau à inspecter. Ainsi, des corrections peuvent être apportées aux coefficients multiplicateurs qui relient l'intensité d'une lumière de scintillation enregistrée et une dose que recevrait réellement un tissu.
En utilisant plusieurs plaques de matériau scintillant pour lesquels les coefficients d'absorption évoluent différemment en fonction de l'énergie d'un faisceau inspecté, il est possible de calculer une dose reçue, en dépit de termes non linéaires. La dose D peut effectivement être calculée en fonction de termes linéaires et de termes quadratiques avec une expression de la forme suivante : i ij Dans cette expression ki et kij sont des coefficients de proportionnalité respectivement à des composantes linéaires et quadratiques et Si et Sj représentent les contributions de scintillation des différentes plaques de scintillateur. Les coefficients peuvent être établis par étalonnage.
Les contributions des différentes plaques de scintillateur peuvent être distinguées en formant des images des différentes plaques sur des caméras séparées ou en utilisant des scintillateurs émettant des lumières de scintillation dans des spectres décalés. Dans ce cas, la distinction peut être faite avec des filtres spectraux disposés devant une ou plusieurs caméras. L'utilisation de filtres spectraux s'apparente à celle déjà décrite pour la discrimination de la lumière de Cerenkov et n'est donc pas reprise ici.
Comme évoqué ci-dessus, le dispositif de l'invention peut être utilisé dans un dosimètre. Le dosimètre comporte alors en outre une unité de calcul, pour établir à partir des images fournies par le dispositif, des données de distribution d'une dose de rayonnement fournie par un faisceau. En d'autres termes, on calcule pour différentes zones d'un plan ou d'un volume la dose de rayonnement reçue en fonction de la lumière de scintillation enregistrée pour cette zone.
Le dispositif d'inspection de faisceau peut aussi être intégré dans un équipement de radiothérapie qui comprend par ailleurs une ou plusieurs sources de rayonnement .
Le dispositif d'inspection peut être adapté à l'inspection de différents types de faisceaux issus de différents types de sources. Le dispositif peut comporter accessoirement un bloc diffuseur avec des logements pour une source de rayonnement, le bloc présentant au moins une face adaptable à la tête d'inspection. Un tel bloc peut être mis à profit pour l'inspection de faisceaux émis par une source de rayonnement susceptible d'être enfouie dans le corps d'un patient.
L'invention concerne également un procédé d'inspection d'une source au moyen d'un dispositif tel que décrit ci-dessus, dans lequel on forme au moins une image du scintillateur, et on calcule en fonction de différentes parties de l'image des doses locales de rayonnement reçues par le scintillateur. Différents aspects de ce procédé et de sa mise en œuvre ont déjà été décrits ci-dessus en référence au fonctionnement du dispositif. Ces aspects ne sont pas repris ici.
D'autres caractéristiques et avantages de l'invention ressortiront de la description qui va suivre, en référence aux figures des dessins annexés. Cette description est donnée à titre purement illustratif et non limitatif.
Brève description des figures.
- La figure 1 est une représentation schématique simplifiée d'un dispositif de radiothérapie utilisant un dispositif d'inspection conforme à 1' invention.
- La figure 2 est un graphique exprimant, en fonction de la longueur d'onde, l'intensité d'une lumière de scintillation et d'une lumière parasite Cerenkov. Le graphique est en échelle libre.
- Les figures 3, 4, 5 et 6 sont des représentations schématiques simplifiées de dispositifs d'inspection conformes à l'invention, équipés de différents moyens de discrimination entre une lumière de scintillation et une lumière Cerenkov parasite.
- La figure 7 est une représentation schématique et simplifiée d'un dispositif d'inspection perfectionné, conforme à l'invention.
Description détaillée de modes de mise en œuyre de 1 ' invention
Dans la description qui suit, des parties identiques, similaires ou équivalentes des différentes figures sont repérées par les mêmes signes de référence pour faciliter le report entre les figures. Par ailleurs, et dans un souci de clarté des figures, tous les éléments ne sont pas représentés selon une échelle uniforme. La figure 1 montre un dispositif de radiothérapie comportant une source de faisceau 10, un dispositif d'inspection du faisceau 100 et une unité de calcul 12 destinés à établir une cartographie du faisceau. La cartographie vise à déterminer la dose de rayonnement que le faisceau est susceptible de déposer en tout point du corps d'un patient. Le patient est modélisé par une tête d'inspection 110 du dispositif d'inspection. Celle-ci est montée sur un actionneur 112 susceptible de déplacer la tête afin de parcourir l'ensemble du champ intercepté par le faisceau. L' actionneur peut être conçu pour des mouvements de translation dans une ou plusieurs directions, et éventuellement des mouvements de rotation. Bien qu'elle puisse aussi être déplacée on considère, dans l'exemple illustré, que la source 10 est fixe.
La tête d'inspection 110 comporte un scintillateur sous la forme d'une fine plaque de matériau scintillant 114, c'est-à-dire une fine plaque de matériau susceptible de convertir un rayonnement ionisant en un rayonnement lumineux. Il s'agit, par exemple, d'une plaque du type BC 400 de marque Bicron. Pour des raisons de clarté, l'épaisseur de la plaque est largement exagérée sur les figures. La plaque de matériau est flanquée sur ses faces principales de deux blocs de diffuseur transparents 116 et 117.
En alignement avec le bloc 116 se trouve une caméra à couplage de charges (CCD) 118 qui constitue un moyen de formation d'image. La caméra fournit des images sous la forme d'un signal de données dirigé vers l'unité de calcul 12. L'unité de calcul, qui éventuellement pilote aussi le déplacement de la tête d'inspection, permet de calculer les caractéristiques du faisceau et notamment les doses de rayonnement que ce dernier est susceptible de déposer en différentes parties d'un corps exposé. La référence 120 désigne sommairement un objectif qui permet de former sur la caméra une image de la plaque de scintillateur et des blocs de diffusion. La lumière susceptible d'être émise par le scintillateur 114 traverse le bloc diffuseur 116 avant d'atteindre la caméra. Un miroir 122 indiqué en trait discontinu peut équiper l'un des blocs diffuseurs 116 de manière à renvoyer tout ou partie de la lumière de scintillation et de lumière Cerenkov vers une deuxième caméra 119. Celle-ci est également associée à un objectif, non représenté.
La référence 125 indique sommairement un détecteur de faisceau qui permet de détecter la présence ou l'absence d'un faisceau. Il s'agit par exemple d'un détecteur rudimentaire au silicium. Le détecteur 125 peut être mis à profit avantageusement lorsque la source de faisceau 10 est une source puisée. Il permet en effet de synchroniser la saisie des images par l'unité de calcul sur les impulsions du faisceau et ainsi éviter des influences parasites en l'absence de faisceau.
Pour analyser le rayonnement fourni par une source susceptible d'être enfouie dans le corps d'un patient, le dispositif peut comporter un bloc diffuseur additionnel, repéré avec la référence 111. Ce bloc est pourvu d'un logement 113 pour la réception d'une telle source. Il présente par ailleurs une face s 'adaptant sur la tête d'inspection. Pour des raisons de simplification, la forme du bloc 111 représenté est parallélépipédique. Des formes plus complexes, représentatives des organes à irradier, peuvent toutefois être prévues. La figure 2 indique l'allure de la répartition, en fonction de la longueur d'onde, de l'intensité de la lumière reçue en un point de l'image formée par la caméra. La lumière comprend une composante de lumière de scintillation et une composante de lumière parasite, dite de Cerenkov, déjà largement évoquée. On observe que la lumière reçue comprend un fond C décroissant avec longueur d'onde. Il s'agit de la lumière Cerenkov. A ce fond s'ajoute un pic S relativement étroit correspondant à la lumière de scintillation. Il est impossible de connaître directement l'intensité de la scintillation, et donc la dose de rayonnement reçue, car au pic de scintillation se rajoute un fond de lumière de Cerenkov. Pour certaines longueurs d'ondes tout au moins, ce fond est trop important pour être négligé .
Les figures suivantes, décrites ci-après, indiquent un certain nombre de caractéristiques visant à effectuer une discrimination entre la lumière de scintillation et la lumière Cerenkov. Sur ces figures seules les parties du dispositif d'inspection nécessaires à la compréhension sont représentées. Pour les autres parties, on peut se reporter à la figure 1.
La figure 3 montre une tête d' inspection qui comprend entre la plaque de scintillateur 114 et le bloc diffuseur 116 tourné vers la caméra 118, un obturateur 130. Il s'agit, dans cet exemple, d'un obturateur à cristal liquide. L'état de transparence de l'obturateur à la lumière de scintillation est piloté par un dispositif de commande électrique ou éventuellement par l'unité de calcul 12 évoquée en relation avec la figure 1. L'obturateur est toujours transparent au faisceau ionisant. Ainsi, lorsqu'il est fermé, la caméra forme une image de lumière Cerenkov. En revanche, lorsque l'obturateur 130 est ouvert, 1 ' image comprend la lumière Cerenkov et la lumière de scintillation. La différence entre les deux images permet de retrouver la contribution de la lumière de scintillation seule. Par simplification, on considère que la lumière de Cerenkov produite dans la plaque de scintillateur est négligeable devant celle produite dans les blocs diffuseurs. Cette approximation est valable dans la mesure où l'épaisseur de la plaque de scintillateur est faible devant celle des blocs diffuseurs. Le bloc diffuseur 117, opposé à la caméra 118, est représenté en trait discontinu pour signifier qu'il peut éventuellement être éliminé.
La figure 4, montre une caméra 118 associée à un jeu 142 de filtres spectraux qui ne laissent passer que des raies étroites de lumière. La saisie de plusieurs images, à travers différents filtres 140 de ce jeu, permet également de calculer la quantité de lumière de scintillation et donc la dose de rayonnement reçue par le scintillateur. Le principe du calcul a déjà été exposé et n'est pas repris ici. Les images saisies à travers les différents filtres 140 peuvent être prises successivement, par exemple en déplaçant devant la caméra 118 le jeu de filtres 142. Des images peuvent aussi être saisies simultanément au moyen d'une deuxième caméra 119 équipée d'un deuxième filtre 142 différent d'un filtre 140 associé à la première caméra 118. Dans l'exemple illustré, la deuxième caméra reçoit une partie de la lumière à travers un miroir de renvoi semi-transparent 122.
La figure 5 montre une variante de réalisation de la tête d'inspection, celle-ci comprend un miroir opaque 150 disposé entre la plaque de scintillateur 114 et l'un des blocs diffuseurs 117. Le miroir 150 a deux fonctions. La première fonction est celle de réflecteur. Le miroir 150 permet en effet de renvoyer une plus grande partie de la lumière de scintillation vers une première caméra 118. Cette caméra 118 reçoit donc la lumière de scintillation et la lumière de Cerenkov créée dans l'un des blocs diffuseurs transparents 116.
Le miroir peut aussi accessoirement avoir une deuxième fonction. Il s'agit d'une fonction d'écran pour d'empêcher la lumière de scintillation d'atteindre une deuxième caméra 119 disposée en regard du deuxième bloc diffuseur transparent 117. La deuxième caméra ne reçoit ainsi qu'une lumière de Cerenkov créée dans le deuxième bloc diffuseur 117. A partir de la lumière de Cerenkov reçue par la deuxième caméra 119, et en tenant compte des caractéristiques des diffuseurs 116, 117, il est possible d'évaluer par analogie la contribution de v lumière Cerenkov dans 1 ' image formée par la première caméra 118. Cette contribution peut alors être retranchée par calcul à 1 ' image de la première caméra
118.
La figure 6 montre encore une autre réalisation dans laquelle un polariseur 160 est disposé entre la plaque de scintillateur 114 et un premier bloc diffuseur 116. Le polariseur permet de polariser la lumière de scintillation initialement isotrope. La v lumière Cerenkov apparaissant dans le bloc diffuseur 116 en regard de la caméra n'est en revanche pas polarisée. Une discrimination est effectuée ensuite entre les deux contributions de lumière au moyen d'un analyseur 162 positionné entre le premier bloc diffuseur 116 et la caméra 118. L'analyseur peut être fixe et ou tournant et permet d'éteindre en tout ou partie la lumière de scintillation. Cette extinction n'affecte pas la lumière Cerenkov qui n'est pas polarisée. Ainsi, la contribution relative de lumière Cerenkov et de lumière de scintillation peut être établie. Le principe de détermination de la part de lumière de scintillation a déjà été évoqué précédemment. A titre de variante, la caméra unique avec un analyseur peut être remplacée par un jeu de deux caméras 118, 119 associées à deux analyseurs croisés 162,163. Dans l'exemple de la figure 6, le deuxième bloc diffuseur 117, s'il est présent, est isolé du scintillateur 114 par un matériau opaque à la v lumière Cerenkov.
La figure 7 montre une réalisation particulière de la tête d'inspection 110, dans laquelle celle-ci comprend deux plaques de scintillateur 114, 115. Les deux plaques sont accolées ou éventuellement séparées par un masque opaque à la lumière de scintillation ou un miroir. La lumière de scintillation en provenance des deux plaques est saisie par deux caméras 118, 119. Elle traverse respectivement deux diffuseurs transparents 116, 117 accolés aux faces principales des plaques. Lorsque les deux plaques de scintillateur 114, 115 émettent des lumières de scintillation dans des spectres décalés, leur lumière peut être saisie par une unique caméra associée à des filtres spectraux sélectifs. Les images fournies par les deux caméras, ou éventuellement par la caméra unique sont utilisées pour calculer localement les doses de rayonnement reçues en fonction d'une contribution pondérée de chacun des scintillateurs . Comme évoqué précédemment, la pondération peut être linéaire et/ou quadratique.
D'autres filtres spectraux et/ou d'autres moyens de discrimination de la lumière Cerenkov, déjà décrits, peuvent également être mis à profit.
La référence 170 indique une petite chambre d'ionisation intégrée dans les plaques de scintillateur, et éventuellement en partie dans les blocs diffuseurs. Cette chambre délivre un signal dirigé vers l'unité de calcul 12. Ce signal peut être confronté avec une mesure de dose effectuée à partir des images des caméras, soit à des fins d'étalonnage, soit à des fins de mesure en valeur absolue de la dose.
Enfin, la référence 172 désigne une zone morte de petite taille des plaques de scintillateur 114, 115.
Il s'agit de préférence d'une zone en un matériau non- scintillant qui présente des propriétés d'absorption proches de celles du scintillateur. L'image de cette zone morte permet de donner directement une évaluation de la contribution Cerenkov. Cette contribution peut également être utilisée pour un étalonnage du dosimètre. Enfin, l'utilisation d'une zone morte permet, si nécessaire, d'évaluer la proportion (faible) v de lumière Cerenkov produite dans l'épaisseur des plaques de scintillateur.
DOCUMENTS CITES
1) JP-2001 056381, Mitsubishi et electric corp, Nishiura Ryuichi et compagnie,
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FR-01 03519
3)
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4) US-5 856 673, Mitsubishi, kazunori Ikegami et compagnie,
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Claims

REVENDICATIONS
1. Dispositif d'inspection d'un faisceau avec :
- une tête d'inspection (110) comprenant un scintillateur et au moins un bloc diffuseur de rayonnements ionisants (116, 117) associé au scintillateur (114, 115),
- un premier moyen (118) de formation d'au moins une image d'au moins une partie de la tête d'inspection comprenant le scintillateur, et dans lequel le scintillateur comporte au moins une plaque massive et sensiblement homogène de matériau de scintillation présentant deux faces principales opposées, caractérisé en ce le bloc diffuseur (116, 117) recouvre au moins l'une des faces principales de la plaque de scintillateur (114, 115) , et en ce que ledit dispositif comprend, en outre, des moyens (119, 130, 140, 142, 144, 160, 162, 163) de discrimination entre la lumière de scintillation et une lumière Cerenkov parasite, dans la tête d'inspection.
2. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel le bloc diffuseur est transparent à une lumière de scintillation du scintillateur.
3. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel les moyens de discrimination comportent un obturateur (130) disposé entre le bloc diffuseur (116, 117) et le scintillateur (114, 115), l'obturateur étant opaque à une lumière susceptible d'être émise par le scintillateur et transparent à un rayonnement ionisant.
4. Dispositif selon la revendication 3, dans lequel l'obturateur (130) est un obturateur à cristal liquide et à commande électrique.
5. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel les moyens de discrimination comportent au moins un deuxième moyen (119, 144, 163) de formation d'une image de la tête d'inspection présentant une sensibilité à la lumière de scintillation et/ou à la lumière Cerenkov différente de celle du premier moyen (118, 140, 162) de formation d'une image.
6. Dispositif selon la revendication 5, dans lequel le second moyen (119) de formation d'une image est associé à un bloc diffuseur (117) transparent de la tête d'inspection, et dans lequel la tête d'inspection comprend un écran (150) pour empêcher la lumière de scintillateur d'atteindre le second moyen de formation d' une image .
7. Dispositif selon la revendication 6, comprenant un premier (118, 140) et un deuxième (119, 144) moyens de formation d'une image, sensibles à des spectres lumineux distincts et dans lequel les premier et deuxième moyens de formation d'une image sont associés au scintillateur (114, 115) et à au moins un bloc (116) de diffusion transparent de la tête d' inspection.
8. Dispositif selon la revendication 7, dans lequel les premier et deuxième moyens de formation d'une image comportent au moins une caméra (118, 119) associée à au moins deux filtres spectraux (140, 142, 144) .
9. Dispositif selon la revendication 5, dans lequel les moyens de discrimination comportent un polariseur (160) disposé entre le scintillateur (114, 115) et un bloc diffuseur transparent (116) vus par au moins un moyen (118, 119) de formation d'une image, et comprenant au moins un analyseur associé (162, 163) au moyen de formation d'une image.
10. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel la tête d' inspection comprend un réflecteur (150) disposé sur une face principale de la plaque de scintillateur, opposée à une face portant un bloc diffuseur transparent.
11. Dispositif selon la revendication 1 comprenant des moyens (112) de déplacement relatif entre la tête d'inspection (110) et une source de faisceaux à inspecter.
12. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel la tête d'inspection comporte un miroir (122) de renvoi de lumière vers le moyen de formation d'une image .
13. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel la tête d'inspection comprend au moins une chambre d'ionisation d'étalonnage (170).
14. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel la tête d'inspection comprend au moins un détecteur de synchronisation (125) sensible à des impulsions de rayonnement.
15. Dispositif selon la revendication 1 comprenant en outre un bloc diffuseur (111) avec un logement (113) pour une source de rayonnement, le bloc présentant au moins une face adaptable à la tête d' inspection.
16. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel le scintillateur comprend au moins deux plaques (114, 115) de matériau scintillant présentant des coefficients d'atténuations avec des dépendances en énergie différentes et comprenant au moins un moyen de formation d'une image (118, 119) sélectivement sensible à chacune des plaques.
17. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel la plaque de scintillateur présente au moins une zone morte (172) dépourvue de matériau de scintillation.
18. Dosimètre comprenant un dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes et une unité de calcul (12) pour établir à partir d'images fournies par le dispositif, des données de distribution d'une dose de rayonnement déposée par un faisceau.
19. Dispositif de radiothérapie comprenant :
- au moins une source de faisceau ionisant (10) , et
- au moins un dispositif d' inspection du faisceau (100) , caractérisé en ce que le dispositif est conforme à l'une quelconque des revendications 1 à 16.
20. Procédé d'inspection d'une source au moyen d'un dispositif conforme à l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel on forme au moins une image du scintillateur, et on calcule en fonction de différentes parties de l'image des doses locales de rayonnement reçues par le scintillateur.
21. Procédé selon la revendication 20, dans lequel on forme au moins deux images du scintillateur correspondant à deux plages spectrales distinctes, et on calcule les doses de rayonnement locales reçues par le scintillateur par distinction d'une contribution de lumière de scintillation et d'une contribution de v lumière produite par effet Cerenkov.
22. Procédé d'inspection selon la revendication 20, dans lequel on polarise sélectivement une lumière en provenance du scintillateur et dans lequel on forme au moins deux images de la tête d'inspection correspondant à deux orientations de polarisation distinctes et on calcule des doses de rayonnement locales reçues par le scintillateur, par distinction d'une contribution de lumière de scintillation polarisée et d'une contribution de lumière non polarisée produite par effet Cerenkov.
23. Procédé d'inspection selon la revendication 20, au moyen d'un dispositif d'inspection comprenant un scintillateur avec au moins deux plaques de scintillateur présentant des coefficients d'atténuation avec des dépendances en énergie différentes, dans lequel on forme une image de chaque scintillateur et on calcule des doses de rayonnement reçues en fonction d'une contribution pondérée de chacun des scintillateurs .
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