EP3391090A1 - Système de mesure de dose absorbée dans l'eau, procédé d'étalonnage et procédé de determination d'une qualite de faisceau associés - Google Patents

Système de mesure de dose absorbée dans l'eau, procédé d'étalonnage et procédé de determination d'une qualite de faisceau associés

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Publication number
EP3391090A1
EP3391090A1 EP16823227.0A EP16823227A EP3391090A1 EP 3391090 A1 EP3391090 A1 EP 3391090A1 EP 16823227 A EP16823227 A EP 16823227A EP 3391090 A1 EP3391090 A1 EP 3391090A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
detector
equal
matrix
beam quality
quality
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Withdrawn
Application number
EP16823227.0A
Other languages
German (de)
English (en)
Inventor
Jean-Marc Bordy
Dominique Tromson
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.)
Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA
Original Assignee
Commissariat a lEnergie Atomique CEA
Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA
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 Commissariat a lEnergie Atomique CEA, Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA filed Critical Commissariat a lEnergie Atomique CEA
Publication of EP3391090A1 publication Critical patent/EP3391090A1/fr
Withdrawn legal-status Critical Current

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Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1048—Monitoring, verifying, controlling systems and methods
    • A61N5/1075—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for testing, calibrating, or quality assurance of the radiation treatment apparatus
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1048—Monitoring, verifying, controlling systems and methods
    • A61N5/1075—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for testing, calibrating, or quality assurance of the radiation treatment apparatus
    • A61N2005/1076—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for testing, calibrating, or quality assurance of the radiation treatment apparatus using a dummy object placed in the radiation field, e.g. phantom

Definitions

  • the present invention relates to an absorbed dose measurement system.
  • the invention also relates to a calibration method for such a measurement system, a computer program product for the implementation of such a calibration method, a method for determining a beam quality implementing such a measurement system and a computer program product for implementing such a method of determining a beam quality.
  • the invention applies to the field of radiation sources. More particularly, the invention applies to the field of photon sources, for example X-ray sources for radiotherapy, contact radiotherapy or brachytherapy. In particular, the invention applies to the calibration and determination of the beam quality and / or the absorbed dose associated with beams emitted by such radiation sources.
  • sources of radiation including X-ray sources
  • sources of radiation including X-ray sources
  • oncological treatments for example for the treatment of cancers of the skin, breast, rectum, or gynecological.
  • X-ray beams for the treatment of superficial and deep tumors, accessible by natural means or surgically.
  • the beam is delivered through an applicator placed in contact with the skin or the organ to be treated.
  • the photons constituting such beams generally have an energy of the order of ten kiloelectronvolts to the ten megaelectronvolts.
  • the use of radiation for therapeutic purposes requires the administration of a precise dose of radiation to the tumor while preserving the healthy tissue around it, so as not to cause iatrogenic effects. Therefore, radiotherapy methods require a precise knowledge of radiation doses absorbed as well as a precise knowledge of the radiation sources and thus the quality of the beams emitted by such sources.
  • absorbed dose in water is the amount of radiation from the source that is absorbed into the water at a given depth.
  • the absorbed dose in water is expressed in "gray", a unit homogeneous to joules per kilogram in the international unit system.
  • the quality of a beam is, in turn, defined as the ratio data between absorbed dose measurements at different depths in a given environment.
  • a measuring system comprising a tank filled with water, also called “water phantom”, intended to replace the body, in which is disposed an ionization chamber intended to emit a signal which depends on the absorbed dose in the water at the place where the ionization chamber is positioned.
  • the presence of the ionization chamber has the effect of disturbing the measurement of the absorbed dose in water, in particular for measuring the spatial profile of the beam and the variation of the absorbed dose as a function of the depth, called "deep yield".
  • the presence in the water phantom of a volume of gas, namely the volume of gas enclosed by the ionization chamber introduces errors in the measurement of the absorbed dose in water.
  • An object of the invention is therefore to provide a system for measuring absorbed dose, especially absorbed dose in water, which is more reliable and easier to implement.
  • the subject of the invention is a measuring system of the aforementioned type, the measurement system comprising a detection head comprising a solid solid matrix and at least one solid detector, the matrix having an external input surface, at least one detector being capable of delivering a signal representative of a radiation dose absorbed at the point where the detector is placed, the at least one detector being placed in the matrix at a predetermined depth with respect to the surface of the detector; Entrance.
  • solid detectors causes beam disturbances which are less important than with an ionization chamber, which leads to more reliable measurements of the absorbed radiation dose.
  • Such solid detectors are generally small in size, further reducing the disturbances of the beam.
  • the use of several detectors placed at different depths in the matrix allows a measurement of the quality of a beam of radiation in a single operation. This makes it possible to determine the value of a calibration coefficient to be used to calculate the absorbed dose.
  • the use of a solid matrix makes the implementation of such a measurement system simpler than with a conventional measurement system.
  • the measuring system comprises one or more of the following characteristics, taken separately or in any technically possible combination:
  • the matrix is made of a material having, on average over a predetermined energy range, an absorption coefficient having a relative difference with the absorption coefficient of the liquid water which is less than or equal to 50%, advantageously less than or equal to 30%, for example less than or equal to 10%, and a diffusion coefficient having a relative difference with the diffusion coefficient of the liquid water which is less than or equal to 50%, advantageously less than or equal to 30%.
  • % for example less than or equal to 10%;
  • the matrix is made of a material having, on average over a predetermined energy range, an absorption coefficient having a relative difference with the absorption coefficient of a given biological tissue which is less than or equal to 50%, advantageously less than or equal to 30%, for example less than or equal to 10%, and a diffusion coefficient having a relative difference with the diffusion coefficient of the biological tissue which is less than or equal to 50%, advantageously less than or equal to 30% for example less than or equal to 10%;
  • the measurement system comprises a plurality of detectors, the position of the detectors in the matrix defining a line;
  • the at least one detector is selected from the group consisting of diamond dosimeters and scintillation detectors.
  • the subject of the invention is a method for calibrating a measuring system as defined above, the input surface of the matrix of the measuring system being illuminated by radiation from a source of radiation.
  • the reference radiation source being capable of emitting radiation having at least one predetermined beam quality, a reference dose in a predetermined medium being associated with the at least one quality of radiation.
  • beam the reference dose being known at a reference point, the reference dose being further associated with a reference depth, the detection head being arranged so that the detector which is located at an equivalent depth of the medium predetermined equal to the reference depth is disposed at the reference point, the method comprising, for the at least one beam quality, the steps of:
  • the calibration method comprises the following characteristic:
  • each detector is associated with a rank corresponding to the predetermined depth of the detector, the method comprising, for at least a pair of distinct ranks, and for the at least one beam quality, the steps of:
  • the subject of the invention is a computer program product comprising program code instructions which, when executed by a computer, implement the calibration method as defined above.
  • the subject of the invention is a method for determining the beam quality of a beam emitted by a radiation source, implementing a measurement system as defined above, the measurement system being calibrated by the calibration method as defined above, the detection head being disposed in the predetermined measuring position, the input surface of the matrix of the measuring system being illuminated by the beam emitted by the source, the method comprising the steps of:
  • the selected beam quality being the beam quality for which the calculated raw ratios satisfy a predetermined criterion with respect to the corresponding quality indices written in the memory location;
  • the method for determining a beam quality comprises the following one or more characteristics:
  • the method further comprises, if the selected beam quality is found, the step of:
  • the method furthermore comprises, if the selected beam quality is not found, the steps of:
  • the approximated calibration coefficient being equal to the image of the raw ratio associated with the pair of ranks by the approximation function associated with the pair of ranks;
  • the subject of the invention is a computer program product comprising program code instructions which, when executed by a computer, implement the method of determining the beam quality as defined above. above.
  • FIG. 1 is a diagrammatic representation of a first embodiment of a measuring system according to the invention, a matrix of the measuring system of FIG. 1 being shown in sectional view in a plane orthogonal to a surface; input of the matrix;
  • FIG. 2 is a detector of the measurement system of FIG. 1;
  • FIG. 3 is a representation of a second embodiment of a measuring system according to the invention.
  • FIG. 1 A first embodiment of an absorbed dose measurement system 2 according to the invention is shown in FIG.
  • the measurement system 2 is intended to measure the absorbed dose, in particular the absorbed dose in water, for a beam emitted by a radiation source 3 at at least one depth.
  • a beam has energy belonging to a predetermined energy range.
  • the predetermined energy range covers the energies associated with X-rays.
  • the predetermined energy range extends from a few tens of kiloelectronvolts to a few tens of megaelectronvolts.
  • the measurement system 2 comprises a matrix 4, at least one detector 6 and a computer 8.
  • the measurement system 2 comprises a plurality of detectors 6.
  • Each detector 6 is disposed in the matrix 4 and is connected to the computer 8.
  • the assembly formed by the matrix 4 and the detectors 6 is called the detection head 7.
  • Matrix 4 is a solid and solid matrix.
  • the matrix 4 has no cavity, or that the total volume of the cavities present in the matrix 4 is negligible compared to the volume of the matrix 4.
  • the matrix 4 has, for example, the shape of a parallelepiped.
  • each side of the matrix 4 advantageously has a length greater than or equal to 5 cm, preferably greater than or equal to 10 cm, for example greater than or equal to 20 cm.
  • the matrix has an input surface 10.
  • the input surface 10 is intended to be oriented towards the source 3 to be illuminated by the beam emitted by the source 3.
  • the input surface is flat.
  • the matrix 4 is made of a water equivalent material.
  • water equivalent material is meant, in the sense of the present invention, a material having, on average over the predetermined energy range, physical characteristics similar to those of liquid water.
  • the water equivalent material has, on average over the predetermined energy range, an absorption coefficient similar to the absorption coefficient of the liquid water.
  • the water equivalent material has, on average over the predetermined energy range, a diffusion coefficient similar to the diffusion coefficient of the liquid water.
  • the relative difference between the value of a physical property of the matrix 4 and the value of the corresponding physical property of the liquid water is less than or equal to 50%, advantageously less than or equal to 30%, for example less than or equal to 10%.
  • a given mass thickness of the material in which the matrix 4 is made has, on average over the predetermined energy range, an absorption coefficient, respectively a diffusion coefficient, similar to the absorption coefficient, respectively to the coefficient diffusion, the same mass thickness of liquid water.
  • mass thickness is meant the product result of the actual thickness by the density of the material.
  • the matrix comprises at least one material among PMMA (polymethyl methacrylate), PWDT (Plastic Water Diagnostic Therapy), VW (Virtual Water) or Solid Water known.
  • PMMA polymethyl methacrylate
  • PWDT Physical Water Diagnostic Therapy
  • VW Virtual Water
  • Solid Water Solid Water known.
  • the matrix 4 is made of a biological tissue equivalent material.
  • biological tissue equivalent material is understood to mean a material having, on average over the predetermined energy range, physical characteristics similar to those of a given biological tissue.
  • biological tissue corresponds, for example, to an organ, muscle, adipose tissue, bone, blood vessels or a combination of such tissues.
  • the biological tissue equivalent material has, on average over the predetermined energy range, an absorption coefficient similar to the absorption coefficient of the biological tissue considered.
  • the equivalent material biological tissue has, on average over the predetermined energy range, a diffusion coefficient similar to the diffusion coefficient of the biological tissue considered.
  • the relative difference between the value of a physical property of the matrix 4 and the value of the corresponding physical property of the biological tissue considered is less than or equal to 50%, advantageously less than or equal to 30%, for example less than or equal to 10%.
  • a given mass thickness of the material in which the matrix 4 is made has, on average over the predetermined energy range, an absorption coefficient, respectively a diffusion coefficient, similar to the absorption coefficient, respectively to the coefficient diffusion, the same mass thickness of the corresponding biological tissue.
  • the matrix includes, by way of example, at least one of the following known materials: ⁇ 150, acrylic, "Alderson muscle”, “Alderson lung”, “Griffith breast”, “Griffith” muscle “, LN10 / 75, M3, Mix-D, Nylon-6, Mylar / Melinex, RW-1, or RW-2.
  • Each detector 6 is able to deliver a signal representative of a radiation dose absorbed at the point where the detector 6 is placed.
  • Each detector 6 is disposed in the matrix 4, at a predetermined distance from the input surface 10, also called “depth”.
  • each detector 6 is housed in a cavity 12 formed in the die 4 to receive the detector 4.
  • the dimensions of the cavity 12 are such that the volume not occupied by the detector 6 in the cavity 12 is negligible in front of the volume of the detector 6.
  • each detector 6 is disposed in the matrix 4 at an equivalent depth of water which is equal to a reference depth as defined later.
  • equivalent depth of a medium is meant the actual depth of the detector 6, multiplied by the result of the division of the density of the medium in which the absorbed dose is expressed, by the density of the material in which is performed the matrix 4.
  • equivalent depth of water it is understood the actual depth of the detector 6, multiplied by the result of the division of the density of the water by the density of the material in which the matrix 4 is made.
  • each detector 6 is associated with a rank i integer between 1 and M, M being an integer equal to the total number of detectors 6 of the detection head 7.
  • M being an integer equal to the total number of detectors 6 of the detection head 7.
  • the detector 6 disposed at the smallest depth is associated with the rank 1
  • the detector 6 disposed at the greatest depth is associated with the rank M, the ranks being increasing with the depth.
  • the position of the detectors 6 in the matrix 4 defines a line X-X.
  • the line X-X defined by the position of the detectors 6 in the matrix 4 is locally orthogonal to the input surface 10 at the point of intersection of the line X-X with the input surface 10.
  • Each detector 6 is a solid detector.
  • each detector 6 is a diamond dosimeter, or a conventionally known scintillation detector.
  • the detectors 6 are silicon detectors.
  • each detector 6 is chosen as a function of the energy of the radiation emitted by the source 3.
  • the detector 6 comprises a detection element 14 placed between two electrodes 16.
  • the detection element 14 is made of monocrystalline or polycrystalline diamond.
  • the detector 6 has a volume less than or equal to 150 mm 3 , preferably less than or equal to 30 mm 3 , for example less than or equal to 5 mm 3 .
  • the detection element 14 is a diamond having the shape of a cylinder with a diameter of between 0.5 mm and 5 mm, for example between 0.8 mm and 2 mm, and with a height of between 50 ⁇ . and 1 mm, for example between 100 ⁇ and 200 ⁇ .
  • the detection element 14 is a diamond having the shape of a side parallelepiped between 0.5 mm and 5 mm, for example between 0.8 mm and 2 mm.
  • the electrodes 16 are arranged on two opposite faces of the detection element 14, in contact with the detection element 14. For example, each electrode 16 covers an area between 70% and 100% of the corresponding surface of the detection element 14.
  • Each electrode 16 has a thickness less than or equal to 1 ⁇ .
  • Each electrode 16 is made of metal, for example a single metal or a stack of metals, or carbon material.
  • the electrodes 16 are connected to the computer 8 to convey to the computer 8 a signal delivered by the detector 6 which is representative of a radiation dose absorbed at the point where the detector 6 is arranged.
  • the computer 8 is configured to calculate the absorbed dose, in particular the absorbed dose in the water, at each depth associated with a detector 6 from the signal delivered by each detector 6.
  • the computer 8 is also configured to calculate the beam quality. emitted by the source 3 from the signals delivered by the detectors 6.
  • the computer 8 comprises a memory 18 and a processor 20.
  • the memory 18 has a memory location 22.
  • the memory 18 is configured to store an acquisition software 26, a calibration software 28 and a qualification software 30.
  • the memory location 22 is adapted to store data relating to a plurality of beam qualities each associated with a beam emitted by at least one reference radiation source.
  • the memory slot 22 is configured to store a reference dose absorbed in water D ref, also called “dose reference ".
  • D ref a reference dose absorbed in water D ref
  • Each dose of reference D ref is known a predetermined reference point along the beam propagation direction having a given beam quality.
  • each D ref reference dose is set to an equivalent predetermined depth of water, so-called “reference depth”. The depth of each reference associated with RfD Dr. f depends on the energy of the photons of the beam, according to a given relationship in IAEA 398:
  • the memory location 22 is also configured to store, for each detector 6, at least one corresponding correction factor.
  • the memory location 22 is further configured to store quality indices R c , h / i as defined later.
  • the memory location 22 is also configured to store, for each quality index R c , h / i, a corresponding uncertainty.
  • the memory location 22 is also suitable for storing a predetermined threshold of difference between the quality indices R c , h / i and raw ratios Rb, h / i defined subsequently.
  • the memory location 22 is configured to store, for each beam quality, a calibration coefficient N as defined later.
  • the memory location 22 is also adapted to store at least one approximation function Fh / i as defined later.
  • the acquisition software 26 is configured to acquire, for each detector 6, a raw signal Sbj from the detector 6, i being the rank with which the detector 6 is associated.
  • the calibration software 28 is configured to calculate, from the raw signals Sbj acquired from the detectors 6 by the acquisition software 26 and correction factors stored in the memory location 22, a corrected signal S ⁇ rr, i For each beam quality and for each detector 6, the corrected signal S ⁇ rr i is equal to the result of the product of the raw signal Sbj by the corresponding correction factors stored in the memory location 22.
  • the calibration software 28 is also configured to calculate, during a calibration step, for each beam quality, a calibration coefficient N.
  • the calibration coefficient N is equal to the result by dividing the reference dose D ref by the corrected signal S ⁇ rr, i associated with the detector 6 of rank i which is similar depth of water equal to the reference depth for the reference dose Dr. f associated with the considered beam quality according to formula (1):
  • N - ⁇ (l).
  • the calibration software 28 is configured to calculate, during the calibration step, the quality index R c , h / i associated with a first detector 6 of rank i and a second detector 6 of rank h distinct from rank i.
  • the quality index R c , h / i is equal to the result of the division of the corrected signal S ⁇ rr, h associated with the second detector 6 by the corrected signal S ⁇ rr, i associated with the first detector 6, according to the formula ( 2):
  • the calibration software 28 is furthermore configured to calculate the uncertainty associated with each quality index R c , h / i, for example according to the method recommended by the work "Guide for the expression of measurement uncertainties”. "(ISO 1993 ISBN 92-67-10188-9).
  • the calibration software 28 is configured to write in the memory location 22, for each beam quality, the calibration coefficient N calculated, the quality indices R c , h / i calculated and the calculated uncertainty associated with each quality index R c , h / i.
  • the calibration software 28 is also configured to calculate at least one approximation function Fh / i, each approximation function Fh / i being associated with a pair of distinct ranks (h, i).
  • a pair of values is read, the pair being formed on the one hand by the quality index R c , h / i associated with the pair of ranks (h, i) for said beam quality, and on the other hand by the calibration coefficient N for said beam quality, the quality index R c , h / i forming an antecedent and the calibration coefficient N forming an image;
  • the approximation function Fh / i is calculated by a usual interpolation method.
  • the approximation function Fh / i is computed by a usual regression method.
  • the calibration software 28 is configured to take into account only the quality indices R c , h / i having an uncertainty less than a predetermined maximum uncertainty, when calculating the approximation functions Fh / i.
  • the qualification software 30 is configured to calculate, from the raw signals Sbj acquired from the detectors 6, a corrected signal S ⁇ rr i associated with each detector 6.
  • the qualification software 30 is configured to calculate the corrected signals S ⁇ rr, i according to the same calculation as the calibration software 28.
  • the qualification software 30 is configured to calculate, during a step of determining the beam quality of a beam emitted by the source 3, a raw ratio Rb, h / i associated with a first detector 6 of rank i and a second detector 6 of rank h distinct from the rank i.
  • the raw ratio Rb, h / i is equal to the result of the division of the corrected signal S ⁇ rr, h associated with the second detector 6 by the corrected signal S ⁇ rr, i associated with the first detector 6, according to formula (3):
  • the qualification software 30 is configured to search, in the memory location 22, the beam quality for which the raw ratios Rb, h / i satisfy a predetermined criterion with respect to all or some of the quality indices R c , h / i corresponding to said beam quality.
  • the qualification software 30 is configured to search, in the memory location 22, the beam quality for which, for the raw ratios Rb, h / i calculated, there exist quality indices R c , h / i which are equal to them, to the corresponding uncertainties, or to the predetermined threshold.
  • the qualification software 30 is also configured to calculate, for the beam quality of the source 3, an approximate calibration coefficient N 'as defined later.
  • the qualification software 30 is, furthermore, configured to calculate, for each detector 6, a corrected absorbed dose D, '.
  • the corrected absorbed dose D '' is equal to the result of the product of the corrected signal S ⁇ rr, i corresponding to the detector 6 of rank i by the approximate calibration coefficient N '.
  • the corrected absorbed dose D 1 ' is considered as the absorbed dose in water for the current beam, and for the depth of the corresponding detector 6.
  • the processor 20 is configured to execute the acquisition software 26, the calibration software 28 and the qualification software 30 stored in the memory 18.
  • FIG. 3 A second measurement system 2B according to the invention is illustrated in FIG. 3.
  • the measurement system 2B of FIG. 3 differs from the measurement system 2 of FIG. 1 in that it comprises a first calculator 8A and a second calculator. 8B each having an architecture similar to the architecture of the calculator 8 of the measurement system 2 of Figure 1.
  • the detectors 6 are adapted to be connected to the first computer 8A and the second computer 8B, for example simultaneously or alternately.
  • the memory 18 of the first computer 8A is able to store the first memory location 22, the acquisition software 26 and the calibration software 28.
  • the memory 18 of the second computer 8B is able to store the first memory location 22, the acquisition software 26 and the qualification software 30.
  • each reference radiation source being capable of emitting radiation having at least a predetermined beam quality.
  • a D ref reference dose is associated with each beam quality, Dr. f RfD being known to a predetermined reference point, for example a predetermined point along the beam propagation direction.
  • the detection head 7 is disposed in a predetermined measuring position. More precisely, for a given beam quality, the detection head 7 is arranged so that the detector 6 is, in the matrix 4, at an equivalent depth of water which is equal to the reference depth for said quality of the beam. beam (given in IAEA 398) is located at the reference point to which the reference dose D ref is known.
  • the detection head 7 is arranged so that the line X-X is parallel to the axis of the photon beam.
  • the input surface 10 of the matrix 4 of the measurement system 2 is then illuminated by a beam from the reference radiation source, the beam having a known beam quality.
  • the acquisition software 26 acquires a raw signal Sbj delivered by each detector 6. Then the calibration software 28 calculates, from each acquired raw signal Sbj, a corrected signal S ⁇ rr i associated with each detector 6.
  • the calibration software 28 then calculates the calibration coefficient N corresponding to the quality of the beam, from the corrected signal S ⁇ rr, i corresponding to the detector 6 placed at the reference point.
  • the calibration software 28 also calculates the quality indices R c , h / i.
  • the calibration software 28 further calculates the uncertainty associated with each quality index R c , h / i.
  • the calibration software 28 then writes, in the memory location 22, each calculated quality index R c , h / i, the corresponding uncertainty, as well as the calibration coefficient N associated with the current beam quality.
  • the calibration software 28 calculates, for each pair of ranks (h, i), the corresponding approximation function Fh / i.
  • the calibration software 28 takes into account only the quality indices R c , h / i having an uncertainty lower than a predetermined maximum uncertainty.
  • the calibration software 28 then writes each approximation function Fh / i in the memory location 22.
  • the measurement system 2 calibrated according to the calibration method described above is provided.
  • the detection head 7 is disposed in a predetermined measuring position.
  • the detection head 7 is arranged so that the line X-X is parallel to the axis of the photon beam emitted by the source 3.
  • the source 3 generates a beam that illuminates the input surface 10 of the matrix 7 of the measurement system 2.
  • the acquisition software 26 then acquires a raw signal Sbj delivered by each detector 6. Then, the qualification software 30 calculates, from each acquired raw signal Sbj, a corrected signal S ⁇ rr i associated with each detector 6.
  • the qualifying software 30 then calculates the raw ratios Rb, h / i.
  • the qualification software 30 searches, in the memory location 22, for a beam quality, called "selected beam quality", for which the raw ratios Rb, h / i satisfy the predetermined criterion with respect to the quality indices R c , h / i corresponding to said beam quality.
  • the qualification software 30 searches, in the memory location 22, the beam quality for which, for the raw ratios Rb, h / i calculated, there exist quality indices R c , h / i which are equal to the corresponding uncertainties, or the predetermined threshold.
  • the qualification software 30 finds such a beam quality in the memory location 22, the qualification software 30 assigns the selected beam quality to the beam quality of the beam from the source 3.
  • the corrected calibration coefficient N ' is equal to the calibration coefficient N associated with the selected beam quality.
  • the qualification software 30 loads an approximation function Fh / i for a given pair of ranks (h, i).
  • the pair of ranks (h, i) is chosen from a priori knowledge of the approximate energy of the photons emitted by the source 3.
  • the rank i is the rank which corresponds to the reference depth for the considered energy
  • the rank h is equal to the rank immediately inferior or superior.
  • the pair of ranks (h, i) is automatically selected or predetermined by a user.
  • the qualification software 30 calculates the approximate calibration coefficient N ', equal to the image of the raw ratio Rb, h / i by the approximation function Fh / i corresponding to the pair of rows (h, i) chosen.
  • the qualification software 30 then calculates, for each detector 6, the corrected absorbed dose D, ', which is assimilated to the absorbed dose in the water to be determined.
  • the operation of the measuring system 2B of FIG. 3 differs from the operation of the measuring system 2 of FIG. 1 in that, during the calibration step, the first computer 8A acquires the raw signals Sbj coming from the detectors 6, then calculates the quality indices R c , h / i, the corresponding uncertainties, the calibration coefficients N and the approximation functions Fh / i.
  • the quality indices R c , h / i, the corresponding uncertainties, the calibration coefficients N and the approximation functions Fh / i calculated by the first computer 8A are loaded into the memory location 22 of the second computer 8B.
  • the second computer 8B then calculates, during the step of determining the beam quality of a beam emitted by the source 3, the raw ratios Rb, h / i, the beam quality of the beam and the coefficient of corrected calibration N 'associated with the source 3, and the corrected absorbed dose D,' associated with each detector 6.
  • Measuring systems 2, 2B are also likely to be used for measuring the absorbed dose in a biological tissue. In this case, during the implementation of the measurement systems 2, 2B, corrections are applied to the quantities acquired and the quantities calculated so that the calculated doses correspond to absorbed doses in the biological tissue.
  • the ionization chambers are fragile, the absence of an ionization chamber in the measurement system 2 gives the measurement system 2 greater robustness with respect to external physical aggression and various manipulations than the measurement systems. the state of the art.
  • the matrix is made of a material with characteristics similar to those of liquid water leads to more reliable measurements of the absorbed dose in water.
  • the matrix is made of a material with characteristics similar to those of a biological tissue leads to more reliable measurements of the absorbed dose in the biological tissue.
  • the use of a plurality of detectors 6, arranged at different depths makes it possible to obtain information relating to the quality of the beam emitted by the source 3. Such information is useful for determining the value of corrective factors at apply to detector responses 6 to arrive at a precise measurement of the absorbed dose in water.
  • the detector 6 is a diamond dosimeter or a scintillation detector comprising a plastic scintillator
  • the detector 6 has a composition close to that of a living tissue or water. This increases the reliability of the measurement with respect to the ionization chambers.
  • PMMA reduces the manufacturing costs of measuring system 2, as PMMA is an easy-to-supply and inexpensive material.

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Abstract

L'invention concerne un système (2) de mesure de dose absorbée, comportant une tête de détection (7) comprenant une matrice (4) solide pleine et au moins un détecteur (6) solide, la matrice (4) présentant une surface d'entrée (10) externe, l'au moins un détecteur (6) étant propre à délivrer un signal représentatif d'une dose de rayonnement absorbée au point où est disposé le détecteur (6), l'au moins un détecteur (6) étant disposé dans la matrice (4), à une profondeur prédéterminée par rapport à la surface d'entrée (10).

Description

SYSTÈME DE MESURE DE DOSE ABSORBÉE DANS L'EAU, PROCÉDÉ D'ÉTALONNAGE ET PROCÉDÉ DE DETERMINATION D'UNE QUALITE DE FAISCEAU ASSOCIÉS
DESCRIPTION
DOMAINE TECHNIQUE
La présente invention concerne un système de mesure de dose absorbée.
L'invention concerne également un procédé d'étalonnage pour un tel système de mesure, un produit programme d'ordinateur pour la mise en œuvre d'un tel procédé d'étalonnage, un procédé de détermination d'une qualité de faisceau mettant en œuvre un tel système de mesure et un produit programme d'ordinateur pour la mise en œuvre d'un tel procédé de détermination d'une qualité de faisceau.
L'invention s'applique au domaine des sources de rayonnement. Plus particulièrement, l'invention s'applique au domaine des sources de photons, par exemple des sources de rayons X pour la radiothérapie, la radiothérapie de contact ou la curiethérapie. En particulier, l'invention s'applique à l'étalonnage et à la détermination de la qualité de faisceau et/ou de la dose absorbée associés à des faisceaux émis par de telles sources de rayonnement.
ÉTAT DE LA TECHNIQUE ANTÉRIEURE
Il est connu d'avoir recours à des sources de rayonnement, notamment des sources de rayons X, dans le cadre de traitements oncologiques, par exemple pour le traitement de cancers de la peau, du sein, du rectum, ou gynécologiques. Il est ainsi connu d'utiliser des faisceaux de rayons X pour le traitement de tumeurs superficielles et profondes, accessibles par les voies naturelles ou par voie chirurgicale. En général, le faisceau est délivré grâce à un applicateur placé au contact de la peau ou de l'organe à traiter.
Les photons constituant de tels faisceaux présentent généralement une énergie de l'ordre de la dizaine de kiloélectronvolts à la dizaine de mégaélectronvolts. L'utilisation de rayonnements à des fins thérapeutiques requiert l'administration d'une dose précise de rayonnement à la tumeur tout en préservant les tissus sains autour de celle-ci, de sorte à ne pas entraîner d'effets iatrogènes. Par conséquent, les méthodes de radiothérapie requièrent une connaissance précise des doses de rayonnement absorbées ainsi qu'une connaissance précise des sources de rayonnement et donc de la qualité des faisceaux émis par de telles sources.
Les tissus biologiques étant majoritairement composés d'eau, une grandeur appelée « dose absorbée dans l'eau » est classiquement utilisée en radiothérapie. La dose absorbée dans l'eau est la quantité de rayonnements provenant de la source qui est absorbée dans l'eau à une profondeur donnée. La dose absorbée dans l'eau est exprimée en « gray », unité homogène à des joules par kilogramme dans le système d'unité international. La qualité d'un faisceau est, quant à elle, définie comme la donnée de rapports entre des mesures de dose absorbée à différentes profondeurs dans un milieu donné.
En particulier, il est connu d'avoir recours à un système de mesure comportant une cuve remplie d'eau, encore appelée « fantôme d'eau », destinée à se substituer à l'organisme, dans laquelle est disposée une chambre d'ionisation destinée à émettre un signal qui dépend de la dose absorbée dans l'eau à l'endroit où la chambre d'ionisation est positionnée.
Néanmoins, un tel système de mesure ne donne pas entière satisfaction.
En effet, la présence de la chambre d'ionisation a pour effet de perturber la mesure de la dose absorbée dans l'eau, notamment pour la mesure du profil spatial du faisceau et de la variation de la dose absorbée en fonction de la profondeur, dite « rendement en profondeur ». En effet, la présence dans le fantôme d'eau d'un volume de gaz, à savoir le volume de gaz renfermé par la chambre d'ionisation, introduit des erreurs dans la mesure de la dose absorbée dans l'eau.
Ceci a pour effet de nuire à la fiabilité de la mesure et conduit à l'utilisation de facteurs correctifs pour corriger les mesures fournies par la chambre d'ionisation qui obèrent le bilan d'incertitude associé à la mesure de la dose absorbée dans l'eau.
En outre, l'eau étant à l'état liquide dans les conditions usuelles de mesure, le recours à une cuve d'eau entraîne des difficultés de mise en œuvre et de positionnement de la chambre d'ionisation dans le fantôme d'eau, ce qui nuit à la reproductibilité des mesures.
En outre, l'utilisation d'une chambre d'ionisation placée successivement à différentes profondeurs dans une cuve remplie d'eau rend fastidieuse la mesure de la qualité de faisceau.
Un but de l'invention est donc de proposer un système de mesure de dose absorbée, notamment de dose absorbée dans l'eau, qui soit plus fiable et plus simple à mettre en œuvre.
EXPOSÉ DE L'INVENTION
A cet effet, l'invention a pour objet un système de mesure du type précité, le système de mesure comportant une tête de détection comprenant une matrice solide pleine et au moins un détecteur solide, la matrice présentant une surface d'entrée externe, l'au moins un détecteur étant propre à délivrer un signal représentatif d'une dose de rayonnement absorbée au point où est disposé le détecteur, l'au moins un détecteur étant disposé dans la matrice, à une profondeur prédéterminée par rapport à la surface d'entrée.
En effet, la présence de détecteurs solides entraîne des perturbations du faisceau qui sont moins importantes qu'avec une chambre d'ionisation, ce qui conduit à des mesures plus fiables de la dose de rayonnement absorbée. De tels détecteurs solides sont généralement de petite dimension, ce qui réduit davantage les perturbations du faisceau.
En outre, l'utilisation de plusieurs détecteurs placés à des profondeurs différentes dans la matrice autorise une mesure de la qualité d'un faisceau de rayonnement en une seule opération. Ceci rend possible la détermination de la valeur d'un coefficient d'étalonnage à utiliser pour calculer la dose absorbée. En outre, le recours à une matrice solide rend la mise en œuvre d'un tel système de mesure plus simple qu'avec un système de mesure usuel.
Suivant d'autres aspects avantageux de l'invention, le système de mesure comporte une ou plusieurs des caractéristiques suivantes, prise(s) isolément ou suivant toutes les combinaisons techniquement possibles :
- la matrice est réalisée dans un matériau présentant, en moyenne sur une plage d'énergie prédéterminée, un coefficient d'absorption présentant une différence relative avec le coefficient d'absorption de l'eau liquide qui est inférieure ou égale à 50%, avantageusement inférieure ou égale à 30%, par exemple inférieure ou égale à 10%, et un coefficient de diffusion présentant une différence relative avec le coefficient de diffusion de l'eau liquide qui est inférieure ou égale à 50%, avantageusement inférieure ou égale à 30%, par exemple inférieure ou égale à 10% ;
- la matrice est réalisée dans un matériau présentant, en moyenne sur une plage d'énergie prédéterminée, un coefficient d'absorption présentant une différence relative avec le coefficient d'absorption d'un tissu biologique donné qui est inférieure ou égale à 50%, avantageusement inférieure ou égale à 30%, par exemple inférieure ou égale à 10%, et un coefficient de diffusion présentant une différence relative avec le coefficient de diffusion du tissu biologique qui est inférieure ou égale à 50%, avantageusement inférieure ou égale à 30%, par exemple inférieure ou égale à 10% ;
- le système de mesure comporte une pluralité de détecteurs, la position des détecteurs dans la matrice définissant une droite ;
- l'au moins un détecteur est choisi parmi le groupe consistant en les dosimètres diamant et les détecteurs à scintillation.
En outre, l'invention a pour objet un procédé d'étalonnage d'un système de mesure tel que défini ci-dessus, la surface d'entrée de la matrice du système de mesure étant éclairée par un rayonnement d'une source de rayonnement de référence, la source de rayonnement de référence étant propre à émettre un rayonnement présentant au moins une qualité de faisceau prédéterminée, une dose de référence dans un milieu prédéterminé étant associée à l'au moins une qualité de faisceau, la dose de référence étant connue en un point de référence, la dose de référence étant, en outre, associée à une profondeur de référence, la tête de détection étant disposée de sorte que le détecteur qui est situé à une profondeur équivalente du milieu prédéterminé égale à la profondeur de référence soit disposé au point de référence, le procédé comprenant, pour l'au moins une qualité de faisceau, les étapes de :
- acquisition d'un signal délivré par chaque détecteur ;
- calcul, à partir du signal acquis, d'un signal corrigé associé à chaque détecteur ;
- calcul d'un coefficient d'étalonnage égal au résultat de la division de la dose de référence par le signal corrigé associé au détecteur disposé au point de référence ;
- écriture du coefficient d'étalonnage dans un emplacement mémoire ;
- pour au moins un premier détecteur et un deuxième détecteur distinct du premier détecteur, calcul d'un indice de qualité égal au résultat de la division du signal corrigé associé au deuxième détecteur par le signal corrigé associé au premier détecteur ;
- écriture de chaque indice de qualité dans l'emplacement mémoire. Suivant un autre aspect avantageux de l'invention, le procédé d'étalonnage comporte la caractéristique suivante :
- chaque détecteur est associé à un rang correspondant à la profondeur prédéterminée du détecteur, le procédé comportant, pour au moins un couple de rangs distincts, et pour l'au moins une qualité de faisceau, les étapes de :
- lecture d'un couple formé par le coefficient d'étalonnage correspondant et par l'indice de qualité associé au couple de rangs distincts pour la qualité de faisceau, l'indice de qualité formant un antécédent et le coefficient d'étalonnage formant une image ;
- calcul d'une fonction d'approximation pour l'ensemble des couples lus ;
- écriture de la fonction d'approximation dans l'emplacement mémoire. En outre, l'invention a pour objet un produit programme d'ordinateur comprenant des instructions de code de programme qui, lorsqu'elles sont exécutées par un ordinateur, mettent en œuvre le procédé d'étalonnage tel que défini ci-dessus.
En outre, l'invention a pour objet un procédé de détermination de la qualité de faisceau d'un faisceau émis par une source de rayonnement, mettant en œuvre un système de mesure tel que défini ci-dessus, le système de mesure étant étalonné par le procédé d'étalonnage tel que défini ci-dessus, la tête de détection étant disposée dans la position de mesure prédéterminée, la surface d'entrée de la matrice du système de mesure étant éclairée par le faisceau émis par la source, le procédé comprenant les étapes de :
- acquisition d'un signal délivré par chaque détecteur ;
- calcul, à partir du signal acquis, d'un signal corrigé associé à chaque détecteur ;
- pour au moins un premier détecteur et un deuxième détecteur distinct du premier détecteur, calcul d'un rapport brut égal au résultat de la division du signal corrigé associé au deuxième détecteur par le signal corrigé associé au premier détecteur ;
- recherche de l'existence d'une qualité de faisceau sélectionnée, la qualité de faisceau sélectionnée étant la qualité de faisceau pour laquelle les rapports bruts calculés satisfont un critère prédéterminé par rapport aux indices de qualité correspondants écrits dans l'emplacement mémoire ;
- si la qualité de faisceau sélectionnée est trouvée, affectation, à la qualité de faisceau de la source, de la qualité de faisceau sélectionnée.
Suivant un autre aspect avantageux de l'invention, le procédé de détermination d'une qualité de faisceau comporte la ou les caractéristiques suivantes :
- le procédé comprend en outre, si la qualité de faisceau sélectionnée est trouvée, l'étape de :
- calcul, pour chaque détecteur, d'une dose absorbée égale au résultat du produit du signal corrigé correspondant par le coefficient d'étalonnage associé à la qualité de faisceau sélectionnée ; - le procédé comprend en outre, si la qualité de faisceau sélectionnée n'est pas trouvée, les étapes de :
- choix d'un couple de rangs distincts ;
- calcul d'un coefficient d'étalonnage approché, le coefficient d'étalonnage approché étant égal à l'image du rapport brut associé au couple de rangs par la fonction d'approximation associée au couple de rangs ;
- calcul, pour chaque détecteur, d'une dose absorbée égale au résultat du produit du signal corrigé correspondant par le coefficient d'étalonnage approché.
En outre, l'invention a pour objet un produit programme d'ordinateur comprenant des instructions de code de programme qui, lorsqu'elles sont exécutées par un ordinateur, mettent en œuvre le procédé de détermination de la qualité de faisceau tel que défini ci-dessus.
BRÈVE DESCRIPTION DES DESSINS
L'invention sera mieux comprise à l'aide de la description qui va suivre, donnée uniquement à titre d'exemple non limitatif et faite en se référant aux dessins annexés sur lesquels :
- la figure 1 est une représentation schématique d'un premier mode de réalisation d'un système de mesure selon l'invention, une matrice du système de mesure de la figure 1 étant représentée selon une vue en section dans un plan orthogonal à une surface d'entrée de la matrice ;
- la figure 2 est un détecteur du système de mesure de la figure 1 ; et
- la figure 3 est une représentation d'un deuxième mode de réalisation d'un système de mesure selon l'invention.
EXPOSÉ DÉTAILLÉ DE MODES DE RÉALISATION PARTICULIERS
Un premier mode de réalisation d'un système 2 de mesure de dose absorbée selon l'invention est représenté sur la figure 1. Le système de mesure 2 est destiné à mesurer la dose absorbée, notamment la dose absorbée dans l'eau, pour un faisceau émis par une source 3 de rayonnement, à au moins une profondeur. Un tel faisceau présente une énergie appartenant à une plage d'énergie prédéterminée.
De préférence, la plage d'énergie prédéterminée couvre les énergies associées aux rayons X. Par exemple, la plage d'énergie prédéterminée s'étend de quelques dizaines de kiloélectronvolts à quelques dizaines de mégaélectronvolts.
Le système de mesure 2 comporte une matrice 4, au moins un détecteur 6 et un calculateur 8. Par exemple, comme représenté sur la figure 1, le système de mesure 2 comporte une pluralité de détecteurs 6.
Chaque détecteur 6 est disposé dans la matrice 4 et est relié au calculateur 8.
L'ensemble formé par la matrice 4 et les détecteurs 6 est appelé tête de détection 7.
La matrice 4 est une matrice solide et pleine.
Par « pleine », il est entendu, au sens de la présente invention, que la matrice 4 ne comporte pas de cavité, ou que le volume total des cavités présentes dans la matrice 4 est négligeable devant le volume de la matrice 4.
La matrice 4 présente, par exemple, la forme d'un parallélépipède. Dans ce cas, chaque côté de la matrice 4 présente, avantageusement, une longueur supérieure ou égale à 5 cm, de préférence supérieure ou égale à 10 cm, par exemple supérieure ou égale à 20 cm.
La matrice présente une surface d'entrée 10. La surface d'entrée 10 est destinée à être orientée vers la source 3 pour être illuminée par le faisceau émis par la source 3. De préférence, la surface d'entrée est plane.
Avantageusement, la matrice 4 est réalisée dans un matériau équivalent eau.
Par « matériau équivalent eau », il est entendu, au sens de la présente invention, un matériau présentant, en moyenne sur la plage d'énergie prédéterminée, des caractéristiques physiques similaires à celles de l'eau liquide. En particulier, le matériau équivalent eau présente, en moyenne sur la plage d'énergie prédéterminée, un coefficient d'absorption similaire au coefficient d'absorption de l'eau liquide.
En outre, le matériau équivalent eau présente, en moyenne sur la plage d'énergie prédéterminée, un coefficient de diffusion similaire au coefficient de diffusion de l'eau liquide.
Dans ce cas, par « similaire », il est entendu que la différence relative entre la valeur d'une propriété physique de la matrice 4 et la valeur de la propriété physique correspondante de l'eau liquide est inférieure ou égale à 50%, avantageusement inférieure ou égale à 30%, par exemple inférieure ou égale à 10%.
En particulier, une épaisseur massique donnée du matériau dans lequel la matrice 4 est réalisée présente, en moyenne sur la plage d'énergie prédéterminée, un coefficient d'absorption, respectivement un coefficient de diffusion, similaire au coefficient d'absorption, respectivement au coefficient de diffusion, d'une même épaisseur massique d'eau liquide.
Par « épaisseur massique », il est entendu le résultat du produit de l'épaisseur réelle par la masse volumique du matériau.
Par exemple, la matrice comporte au moins un matériau parmi le PMMA (polyméthacrylate de méthyle), le PWDT (Plastic Water Diagnostic Therapy), le VW (Virtual Water) ou le Solid Water connus.
En variante, la matrice 4 est réalisée dans un matériau équivalent tissu biologique.
Par « matériau équivalent tissu biologique », il est entendu, au sens de la présente invention, un matériau présentant, en moyenne sur la plage d'énergie prédéterminée, des caractéristiques physiques similaires à celles d'un tissu biologique donné. Un tel tissu biologique correspond, par exemple, à un organe, du muscle, un tissu adipeux, de l'os, des vaisseaux sanguins ou encore une combinaison de tels tissus.
En particulier, le matériau équivalent tissu biologique présente, en moyenne sur la plage d'énergie prédéterminée, un coefficient d'absorption similaire au coefficient d'absorption du tissu biologique considéré. En outre, le matériau équivalent tissu biologique présente, en moyenne sur la plage d'énergie prédéterminée, un coefficient de diffusion similaire au coefficient de diffusion du tissu biologique considéré.
Dans ce cas, par « similaire », il est entendu que la différence relative entre la valeur d'une propriété physique de la matrice 4 et la valeur de la propriété physique correspondante du tissu biologique considéré est inférieure ou égale à 50%, avantageusement inférieure ou égale à 30%, par exemple inférieure ou égale à 10%.
En particulier, une épaisseur massique donnée du matériau dans lequel la matrice 4 est réalisée présente, en moyenne sur la plage d'énergie prédéterminée, un coefficient d'absorption, respectivement un coefficient de diffusion, similaire au coefficient d'absorption, respectivement au coefficient de diffusion, d'une même épaisseur massique du tissu biologique correspondant.
Par exemple, la matrice comporte, à titre d'exemple, au moins un matériau parmi les matériaux suivants connus : ΓΑ150, l'acrylique, le « Alderson muscle », le « Alderson lung », le « Griffith breast », le « Griffith muscle », le LN10/75, le M3, le Mix- D, le Nylon-6, le Mylar/Melinex, le RW-1, ou encore le RW-2.
Chaque détecteur 6 est propre à délivrer un signal représentatif d'une dose de rayonnement absorbée au point où est disposé le détecteur 6.
Chaque détecteur 6 est disposé dans la matrice 4, à une distance prédéterminée de la surface d'entrée 10, encore appelée « profondeur ». Par exemple, chaque détecteur 6 est logé dans une cavité 12 ménagée dans la matrice 4 pour recevoir le détecteur 4. De préférence, les dimensions de la cavité 12 sont telles que le volume non occupé par le détecteur 6 dans la cavité 12 est négligeable devant le volume du détecteur 6.
Avantageusement, chaque détecteur 6 est disposé, dans la matrice 4, à une profondeur équivalente d'eau qui est égale à une profondeur de référence telle que définie ultérieurement.
Par « profondeur équivalente d'un milieu », il est entendu la profondeur réelle du détecteur 6, multipliée par le résultat de la division de la masse volumique du milieu dans lequel la dose absorbée est exprimée, par la masse volumique du matériau dans lequel est réalisée la matrice 4. Ainsi, par « profondeur équivalente d'eau », il est entendu la profondeur réelle du détecteur 6, multipliée par le résultat de la division de la masse volumique de l'eau par la masse volumique du matériau dans lequel est réalisée la matrice 4.
Par exemple, chaque détecteur 6 est associé à un rang i entier compris entre 1 et M, M étant un entier égal au nombre total de détecteurs 6 de la tête de détection 7. Par exemple, le détecteur 6 disposé à la plus petite profondeur est associé au rang 1, le détecteur 6 disposé à la plus grande profondeur est associé au rang M, les rangs étant croissants avec la profondeur.
Avantageusement, et comme cela apparaît sur la figure 2, la position des détecteurs 6 dans la matrice 4 définit une droite X-X. De préférence, la droite X-X définie par la position des détecteurs 6 dans la matrice 4 est localement orthogonale à la surface d'entrée 10, au point d'intersection de la droite X-X avec la surface d'entrée 10.
Chaque détecteur 6 est un détecteur solide. Par exemple, chaque détecteur 6 est un dosimètre diamant, ou encore un détecteur à scintillation classiquement connu. En variante, les détecteurs 6 sont des détecteurs silicium.
Avantageusement, chaque détecteur 6 est choisi en fonction de l'énergie du rayonnement émis par la source 3.
Comme illustré par la figure 2, dans le cas où le détecteur 6 est un dosimètre diamant, le détecteur 6 comprend un élément de détection 14 disposé entre deux électrodes 16. L'élément de détection 14 est réalisé en diamant monocristallin ou polycristallin.
Avantageusement, le détecteur 6 présente un volume inférieur ou égal à 150 mm3, de préférence inférieur ou égal à 30 mm3, par exemple inférieur ou égal à 5 mm3.
Par exemple, l'élément de détection 14 est un diamant présentant la forme d'un cylindre de diamètre compris entre 0,5 mm et 5 mm, par exemple compris entre 0,8 mm et 2 mm, et de hauteur comprise entre 50 μιη et 1 mm, par exemple compris entre 100 μιη et 200 μιη. En variante, l'élément de détection 14 est un diamant présentant la forme d'un parallélépipède de côté compris entre 0,5 mm et 5 mm, par exemple compris entre 0,8 mm et 2 mm.
Les électrodes 16 sont disposées sur deux faces opposées de l'élément de détection 14, au contact de l'élément de détection 14. Par exemple, chaque électrode 16 couvre une surface comprise entre 70% et 100% de la surface correspondante de l'élément de détection 14.
Chaque électrode 16 présente une épaisseur inférieure ou égale à 1 μιη.
Chaque électrode 16 est réalisée en métal, par exemple un métal unique ou un empilement de métaux, ou en matériau carboné.
Les électrodes 16 sont reliées au calculateur 8 pour acheminer vers le calculateur 8 un signal délivré par le détecteur 6 qui est représentatif d'une dose de rayonnement absorbée au point où est disposé le détecteur 6.
Le calculateur 8 est configuré pour calculer la dose absorbée, notamment la dose absorbée dans l'eau, à chaque profondeur associée à un détecteur 6 à partir du signal délivré par chaque détecteur 6. Le calculateur 8 est également configuré pour calculer la qualité du faisceau émis par la source 3 à partir des signaux délivrés par les détecteurs 6.
Le calculateur 8 comporte une mémoire 18 et un processeur 20.
La mémoire 18 comporte un emplacement mémoire 22.
En outre, la mémoire 18 est configurée pour stocker un logiciel d'acquisition 26, un logiciel d'étalonnage 28 et un logiciel de qualification 30.
L'emplacement mémoire 22 est adapté pour stocker des données relatives à une pluralité de qualités de faisceau associées chacune à un faisceau émis par au moins une source de rayonnement de référence.
En particulier, dans le cadre de la mesure de la dose absorbée dans l'eau, pour chaque qualité de faisceau, l'emplacement mémoire 22 est configuré pour stocker une dose absorbée dans l'eau de référence Dref, encore appelée « dose de référence ». Chaque dose de référence Dref est connue en un point de référence prédéterminé le long de la direction de propagation du faisceau présentant une qualité de faisceau donnée. En outre, chaque dose de référence Dref est définie à une profondeur équivalente d'eau prédéterminée, dite « profondeur de référence ». La profondeur de référence associée à chaque dose de référence Dref dépend de l'énergie des photons du faisceau, selon une relation donnée dans le document IAEA 398 :
- 0 cm (surface à l'équilibre électronique) pour des photons présentant une énergie inférieure ou égale à 100 keV (kiloélectronvolt) destinés à la thérapie de contact ;
- 1 cm de profondeur dans l'eau, pour des photons présentant une énergie inférieure ou égale à 100 keV (kiloélectronvolt) destinés à la curiethérapie ;
- 2 cm de profondeur dans l'eau, pour des photons présentant une énergie comprise entre 100 keV et 350 keV ;
- 5 cm de profondeur dans l'eau, pour des photons dits « Co-60 » ;
- 10 cm et/ou 20 cm de profondeur dans l'eau, pour des photons dits « MV » ou « LI NAC ».
L'emplacement mémoire 22 est également configuré pour stocker, pour chaque détecteur 6, au moins un facteur de correction correspondant.
L'emplacement mémoire 22 est, en outre, configuré pour stocker des indices de qualité Rc,h/i tels que définis ultérieurement.
L'emplacement mémoire 22 est également configuré pour stocker, pour chaque indice de qualité Rc,h/i, une incertitude correspondante.
L'emplacement mémoire 22 est également ada pté pour stocker un seuil prédéterminé d'écart entre les indices de qualité Rc,h/i et des rapports bruts Rb,h/i définis ultérieurement.
L'emplacement mémoire 22 est configuré pour stocker, pour chaque qualité de faisceau, un coefficient d'étalonnage N tel que défini ultérieurement.
L'emplacement mémoire 22 est également adapté pour stocker a u moins une fonction d'approximation Fh/i telle que définie ultérieurement. Le logiciel d'acquisition 26 est configuré pour acquérir, pour chaque détecteur 6, un signal brut Sbj en provenance du détecteur 6, i étant le rang auquel est associé le détecteur 6.
Le logiciel d'étalonnage 28 est configuré pour calculer, à partir des signaux bruts Sbj acquis en provenance des détecteurs 6 par le logiciel d'acquisition 26 et des facteurs de correction stockés dans l'emplacement mémoire 22, un signal corrigé S∞rr,i associé à chaque détecteur 6. Pour chaque qualité de faisceau et pour chaque détecteur 6, le signal corrigé S∞rr,i est égal au résultat du produit du signal brut Sbj par les facteurs de correction correspondant stockés dans l'emplacement mémoire 22.
Le logiciel d'étalonnage 28 est également configuré pour calculer, lors d'une étape d'étalonnage, pour chaque qualité de faisceau, un coefficient d'étalonnage N. Pour chaque qualité de faisceau, le coefficient d'étalonnage N est égal au résultat de la division de la dose de référence Dref par le signal corrigé S∞rr,i associé au détecteur 6 de rang i qui se trouve à une profondeur équivalente d'eau égale à la profondeur de référence pour la dose de référence Dref associée à la qualité de faisceau considérée, selon la formule (1) :
N= -^ (l).
^corrU
En outre, le logiciel d'étalonnage 28 est configuré pour calculer, lors de l'étape d'étalonnage, l'indice de qualité Rc,h/i associé à un premier détecteur 6 de rang i et un deuxième détecteur 6 de rang h distinct du rang i. L'indice de qualité Rc,h/i est égal au résultat de la division du signal corrigé S∞rr,h associé au deuxième détecteur 6 par le signal corrigé S∞rr,i associé au premier détecteur 6, selon la formule (2) :
Rc,h/l = ^ (2).
Le logiciel d'étalonnage 28 est, en outre, configuré pour calculer l'incertitude associée à chaque indice de qualité Rc,h/i, par exemple selon la méthode préconisée par l'ouvrage « Guide pour l'expression des incertitudes de mesure » (ISO 1993 ISBN 92-67-10188-9).
En outre, le logiciel d'étalonnage 28 est configuré pour écrire dans l'emplacement mémoire 22, pour chaque qualité de faisceau, le coefficient d'étalonnage N calculé, les indices de qualité Rc,h/i calculés et l'incertitude calculée associée à chaque indice de qualité Rc,h/i.
Le logiciel d'étalonnage 28 est également configuré pour calculer au moins une fonction d'approximation Fh/i, chaque fonction d'approximation Fh/i étant associée à un couple de rangs (h, i) distincts.
La fonction d'approximation Fh/i associée à un couple de rangs (h, i) distincts est calculée de la façon suivante :
- pour chaque qualité de faisceau, un couple de valeurs est lu, le couple étant formé d'une part par l'indice de qualité Rc,h/i associé au couple de rangs (h, i) pour ladite qualité de faisceau, et d'autre part par le coefficient d'étalonnage N pour ladite qualité de faisceau, l'indice de qualité Rc,h/i formant un antécédent et le coefficient d'étalonnage N formant une image ;
- une fonction d'approximation Fh/i de l'ensemble des couples fournis est calculée.
Par exemple, la fonction d'approximation Fh/i est calculée par une méthode usuelle d'interpolation. Dans ce cas, la fonction d'approximation Fh/i prend comme variable la valeur de l'indice de qualité Rc,h/i associé à chaque qualité de faisceau, et retourne, comme image, le coefficient d'étalonnage N associé à la même qualité de faisceau : N = Fh/i(Rc,h/i).
En variante, la fonction d'approximation Fh/i est calculée par une méthode usuelle de régression. Dans ce cas, la fonction d'approximation Fh/i prend comme variable la valeur de l'indice de qualité Rc,h/i associé à chaque qualité de faisceau, et retourne, comme image, une valeur approchée du coefficient d'étalonnage N associé à la même qualité de faisceau : N = Fh/i(Rc,h/i).
De préférence, le logiciel d'étalonnage 28 est configuré pour prendre en compte uniquement les indices de qualité Rc,h/i présentant une incertitude inférieure à une incertitude maximale prédéterminée, lors du calcul des fonctions d'approximation Fh/i.
Le logiciel de qualification 30 est configuré pour calculer, à partir des signaux bruts Sbj acquis en provenance des détecteurs 6, un signal corrigé S∞rr,i associé à chaque détecteur 6. Le logiciel de qualification 30 est configuré pour calculer les signaux corrigés S∞rr,i suivant le même calcul que le logiciel d'étalonnage 28.
Le logiciel de qualification 30 est configuré pour calculer, lors d'une étape de détermination de la qualité de faisceau d'un faisceau émis par la source 3, un rapport brut Rb,h/i associé à un premier détecteur 6 de rang i et un deuxième détecteur 6 de rang h distinct du rang i. Le rapport brut Rb,h/i est égal au résultat de la division du signal corrigé S∞rr,h associé au deuxième détecteur 6 par le signal corrigé S∞rr,i associée au premier détecteur 6, selon la formule (3) :
n _ scorr,h
Kb,h/i- 3>- ^corr.i
Le logiciel de qualification 30 est configuré pour rechercher, dans l'emplacement mémoire 22, la qualité de faisceau pour laquelle les rapports bruts Rb,h/i satisfont un critère prédéterminé par rapport à tout ou partie des indices de qualité Rc,h/i correspondant à ladite qualité de faisceau. Par exemple, le logiciel de qualification 30 est configuré pour rechercher, dans l'emplacement mémoire 22, la qualité de faisceau pour laquelle, pour les rapports bruts Rb,h/i calculés, il existe des indices de qualité Rc,h/i qui leur sont égaux, aux incertitudes correspondantes près, ou encore au seuil prédéterminé près.
Le logiciel de qualification 30 est également configuré pour calculer, pour la qualité de faisceau de la source 3, un coefficient d'étalonnage approché N' tel que défini ultérieurement.
Le logiciel de qualification 30 est, en outre, configuré pour calculer, pour chaque détecteur 6, une dose absorbée corrigée D,'. La dose absorbée corrigée D,' est égale au résultat du produit du signal corrigé S∞rr,i correspondant au détecteur 6 de rang i par le coefficient d'étalonnage approché N'. La dose absorbée corrigée D,' est considérée comme la dose absorbée dans l'eau pour le faisceau courant, et pour la profondeur du détecteur 6 correspondant.
Le processeur 20 est configuré pour exécuter le logiciel d'acquisition 26, le logiciel d'étalonnage 28 et le logiciel de qualification 30 stockés dans la mémoire 18.
Un deuxième système de mesure 2B selon l'invention est illustré par la figure 3. Le système de mesure 2B de la figure 3 diffère du système de mesure 2 de la figure 1 en ce qu'il comporte un premier calculateur 8A et un deuxième calculateur 8B présentant chacun une architecture similaire à l'architecture du calculateur 8 du système de mesure 2 de la figure 1.
Les détecteurs 6 sont propres à être reliés au premier calculateur 8A et au deuxième calculateur 8B, par exemple simultanément ou alternativement.
La mémoire 18 du premier calculateur 8A est propre à stocker le premier emplacement mémoire 22, le logiciel d'acquisition 26 et le logiciel d'étalonnage 28.
La mémoire 18 du deuxième calculateur 8B est propre à stocker le premier emplacement mémoire 22, le logiciel d'acquisition 26 et le logiciel de qualification 30.
En fonctionnement, au cours de l'étape d'étalonnage du système de mesure 2, au moins une source de rayonnement de référence est fournie, chaque source de rayonnement de référence étant propre à émettre des rayonnements présentant au moins une qualité de faisceau prédéterminée. Une dose de référence Dref est associée à chaque qualité de faisceau, la dose de référence Dref étant connue en un point de référence prédéterminé, par exemple un point prédéterminée situé le long de la direction de propagation du faisceau.
En outre, la tête de détection 7 est disposée dans une position de mesure prédéterminée. Plus précisément, pour une qualité de faisceau donnée, la tête de détection 7 est disposée de sorte que le détecteur 6 se trouvant, dans la matrice 4, à une profondeur équivalente d'eau qui est égale à la profondeur de référence pour ladite qualité de faisceau (donnée dans le document IAEA 398), soit situé au point de référence pour lequel la dose de référence Dref est connue.
Avantageusement, la tête de détection 7 est disposée de sorte que la droite X-X soit parallèle à l'axe du faisceau de photons.
La surface d'entrée 10 de la matrice 4 du système de mesure 2 est ensuite éclairée par un faisceau issu de la source de rayonnement de référence, le faisceau présentant une qualité de faisceau connue.
Pour la qualité de faisceau courante, le logiciel d'acquisition 26 acquiert un signal brut Sbj délivré par chaque détecteur 6. Puis le logiciel d'étalonnage 28 calcule, à partir de chaque signal brut Sbj acquis, un signal corrigé S∞rr,i associée à chaque détecteur 6.
Le logiciel d'étalonnage 28 calcule ensuite le coefficient d'étalonnage N correspondant à la qualité de faisceau, à partir du signal corrigé S∞rr,i correspondant au détecteur 6 placé au point de référence.
Le logiciel d'étalonnage 28 calcule également les indices de qualité Rc,h/i.
Le logiciel d'étalonnage 28 calcule, en outre, l'incertitude associée à chaque indice de qualité Rc,h/i.
Le logiciel d'étalonnage 28 écrit ensuite, dans l'emplacement mémoire 22, chaque indice de qualité Rc,h/i calculé, l'incertitude correspondante, ainsi que le coefficient d'étalonnage N associé à la qualité de faisceau courante.
A l'issue du traitement de l'ensemble des faisceaux de référence, le logiciel d'étalonnage 28 calcule, pour chaque couple de rangs (h, i), la fonction d'approximation Fh/i correspondante.
De préférence, pour le calcul de chaque fonction d'approximation Fh/i, le logiciel d'étalonnage 28 prend en compte uniquement les indices de qualité Rc,h/i présentant une incertitude inférieure à une incertitude maximale prédéterminée.
Le logiciel d'étalonnage 28 écrit ensuite chaque fonction d'approximation Fh/i dans l'emplacement mémoire 22.
Au cours de l'étape de détermination de la qualité de faisceau d'un faisceau émis par une source 3 de rayonnement, le système de mesure 2 étalonné suivant le procédé d'étalonnage décrit ci-dessus est fourni. En outre, la tête de détection 7 est disposée dans une position de mesure prédéterminée.
Avantageusement, la tête de détection 7 est disposée de sorte que la droite X-X soit parallèle à l'axe du faisceau de photons émis par la source 3.
La source 3 génère un faisceau qui éclaire la surface d'entrée 10 de la matrice 7 du système de mesure 2.
Le logiciel d'acquisition 26 acquiert ensuite un signal brut Sbj délivré par chaque détecteur 6. Puis le logiciel de qualification 30 calcule, à partir de chaque signal brut Sbj acquis, un signal corrigé S∞rr,i associé à chaque détecteur 6.
Le logiciel de de qualification 30 calcule ensuite les rapports bruts Rb,h/i.
Puis le logiciel de qualification 30 recherche, dans l'emplacement mémoire 22, une qualité de faisceau, dite « qualité de faisceau sélectionnée », pour laquelle les rapports bruts Rb,h/i satisfont le critère prédéterminé par rapport aux indices de qualité Rc,h/i correspondant à ladite qualité de faisceau. Par exemple, le logiciel de qualification 30 recherche, dans l'emplacement mémoire 22, la qualité de faisceau pour laquelle, pour les rapports bruts Rb,h/i calculés, il existe des indices de qualité Rc,h/i qui leur sont égaux, aux incertitudes correspondantes près, ou au seuil prédéterminé près.
Si le logiciel de qualification 30 trouve une telle qualité de faisceau dans l'emplacement mémoire 22, le logiciel de qualification 30 affecte la qualité de faisceau sélectionnée à la qualité de faisceau du faisceau issu de la source 3.
Dans ce cas, le coefficient d'étalonnage corrigé N' est égal au coefficient d'étalonnage N associée à la qualité de faisceau sélectionnée.
Si le logiciel de qualification 30 ne trouve pas une telle qualité de faisceau, alors le logiciel de qualification 30 charge une fonction d'approximation Fh/i pour un couple de rangs (h, i) distincts donné. Le couple de rangs (h, i) est choisi à partir d'une connaissance a priori de l'énergie approximative des photons émis par la source 3. Par exemple, le rang i est le rang qui correspond à la profondeur de référence pour l'énergie considérée, et le rang h est égal au rang immédiatement inférieur ou supérieur.
Le couple de rangs (h, i) est choisi automatiquement ou déterminé au préalable par un utilisateur.
Puis le logiciel de qualification 30 calcule le coefficient d'étalonnage approché N', égal à l'image du rapport brut Rb,h/i par la fonction d'approximation Fh/i correspondant au couple de rangs (h, i) choisi.
Le logiciel de qualification 30 calcule ensuite, pour chaque détecteur 6, la dose absorbée corrigée D,', qui est assimilée à la dose absorbée dans l'eau à déterminer. Le fonctionnement du système de mesure 2B de la figure 3 diffère du fonctionnement du système de mesure 2 de la figure 1 en ce que, pendant l'étape d'étalonnage, le premier calculateur 8A acquiert les signa ux bruts Sbj issus des détecteurs 6, puis calcule les indices de qualité Rc,h/i , les incertitudes correspondantes, les coefficients d'étalonnage N et les fonctions d'approximation Fh/i.
Puis les indices de qualité Rc,h/i, les incertitudes correspondantes, les coefficients d'étalonnage N et les fonctions d'approximation Fh/i calculés par le premier calculateur 8A sont chargés dans l'emplacement mémoire 22 du deuxième calculateur 8B.
Le deuxième calculateur 8B calcule ensuite, au cours de l'étape de détermination de la qualité de faisceau d'un faisceau émis par la source 3, les rapports bruts Rb,h/i, la qualité de faisceau du faisceau et le coefficient d'étalonnage corrigé N' associés à la source 3, et la dose absorbée corrigée D,' associée à chaque détecteur 6.
Les systèmes de mesure 2, 2B sont également susceptibles d'être utilisés pour la mesure de la dose absorbée da ns un tissu biologique. Dans ce cas, a u cours de la mise en œuvre des systèmes de mesure 2, 2B, des corrections sont appliquées aux grandeurs acquises et aux grandeurs calculées pour que les doses calculées correspondent à des doses absorbées dans le tissu biologique
Les chambres d'ionisation étant fragiles, l'absence de chambre d'ionisation dans le système de mesure 2 confère au système de mesure 2 une plus grande robustesse vis-à-vis des agressions physiques extérieures et diverses manipulations que les systèmes de mesures de l'état de la technique.
Le fait que la matrice soit réalisée dans un matériau présentant des caractéristiques similaires à celles de l'eau liquide conduit à des mesures plus fiables de la dose absorbée dans l'eau.
Le fait que la matrice soit réalisée dans un matériau présentant des caractéristiques similaires à celles d'un tissu biologique conduit à des mesures plus fiables de la dose absorbée dans le tissu biologique.
Le recours à des détecteurs 6 solides, notamment des détecteurs 6 présentant des dimensions réduites, contribue à limiter la perturbation du faisceau provenant de la source 3. Ceci accroît la fiabilité de la mesure par rapport aux chambres d'ionisation.
En outre, le recours à de tels détecteurs 6 de dimensions réduites autorise une résolution élevée en position.
Le recours à une pluralité de détecteurs 6, disposés à des distances différentes dans la matrice 4 par rapport à la surface d'entrée 10, c'est-à-dire à des profondeurs différentes, autorise une mesure simultanée de la dose absorbée dans l'eau à plusieurs profondeurs. Ceci a pour effet de rendre plus simples les procédures de mesure et de qualification des sources de rayonnement.
En outre, le recours à une pluralité de détecteurs 6, disposés à des profondeurs différentes, facilite l'obtention d'informations relatives à la qualité du faisceau émis par la source 3. De telles informations sont utiles pour déterminer la valeur de facteurs correctifs à appliquer aux réponses des détecteurs 6 pour aboutir à une mesure précise de la dose absorbée dans l'eau.
En outre, dans le cas où le détecteur 6 est un dosimètre diamant ou un détecteur à scintillation comportant un scintillateur en plastique, le détecteur 6 présente une composition proche de celle d'un tissu vivant ou de l'eau. Ceci accroît la fiabilité de la mesure par rapport aux chambres d'ionisation.
Le recours au PMMA réduit les coûts de fabrication du système de mesure 2, le PMMA étant un matériau facile à approvisionner et peu coûteux.

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé d'étalonnage d'un système (2 ; 2B) de mesure de dose absorbée, le système de mesure (2 ; 2B) comportant une tête de détection (7) comprenant une matrice (4) solide pleine et une pluralité de détecteurs (6) solides, la matrice (4) présentant une surface d'entrée (10) externe, chaque détecteur (6) étant disposé, dans la matrice (4), à une profondeur prédéterminée par rapport à la surface d'entrée (10), au moins deux détecteurs (6) étant disposés, dans la matrice (4), à une profondeur différente par rapport à la surface d'entrée (10), chaque détecteur (6) étant propre à délivrer un signal (Sbj) représentatif d'une dose de rayonnement absorbée au point où est disposé le détecteur (6), chaque détecteur (6) étant un dosimètre diamant, la surface d'entrée (10) de la matrice (4) du système de mesure (2 ; 2B) étant éclairée par un rayonnement d'une source de rayonnement de référence, la source de rayonnement de référence étant propre à émettre un rayonnement présentant au moins une qualité de faisceau prédéterminée, une dose de référence (Dref) dans un milieu prédéterminé étant associée à l'au moins une qualité de faisceau, la dose de référence (D f) étant connue en un point de référence, la dose de référence (Dref) étant, en outre, associée à une profondeur de référence, la tête de détection (7) étant disposée de sorte que le détecteur (6) qui est situé à une profondeur équivalente du milieu prédéterminé égale à la profondeur de référence soit disposé au point de référence,
le procédé comprenant, pour l'au moins une qualité de faisceau, les étapes de :
- acquisition d'un signal (Sbj) délivré par chaque détecteur (6) ;
- calcul, à partir du signal acquis (Sbj), d'un signal corrigé (S∞rr,i) associé à chaque détecteur (6) ;
- calcul d'un coefficient d'étalonnage (N) égal au résultat de la division de la dose de référence (Dref) par le signal corrigé (S∞rr,i) associé au détecteur (6) disposé au point de référence ; - écriture du coefficient d'étalonnage (N) dans un emplacement mémoire (22) ;
- pour au moins un premier détecteur (6) et un deuxième détecteur (6) distinct du premier détecteur (6), calcul d'un indice de qualité (Rc,h/i) égal au résultat de la division du signal corrigé (S∞rr,h) associé au deuxième détecteur (6) par le signal corrigé (S∞rr,i) associé au premier détecteur (6) ;
- écriture de chaque indice de qualité (Rc,h/i) dans l'emplacement mémoire (22).
2. Procédé d'étalonnage selon la revendication 1, dans lequel chaque détecteur (6) est associé à un rang correspondant à la profondeur prédéterminée du détecteur (6), le procédé comportant, pour au moins un couple de rangs (h, i) distincts, et pour l'au moins une qualité de faisceau, les étapes de :
- lecture d'un couple formé par le coefficient d'étalonnage (N) correspondant et par l'indice de qualité (Rc,h/i) associé au couple de rangs (h, i) distincts pour la qualité de faisceau, l'indice de qualité (Rc,h/i) formant un antécédent et le coefficient d'étalonnage (N) formant une image ;
- calcul d'une fonction d'approximation (Fh/i) pour l'ensemble des couples lus ;
- écriture de la fonction d'approximation (Fh/i) dans l'emplacement mémoire (22).
3. Produit programme d'ordinateur comprenant des instructions de code de programme qui, lorsqu'elles sont exécutées par un ordinateur, mettent en œuvre le procédé d'étalonnage selon la revendication 1 ou 2.
4. - Procédé de détermination de la qualité de faisceau d'un faisceau émis par une source (3) de rayonnement, mettant en œuvre un système de mesure (2 ; 2B) de dose absorbée, le système de mesure (2 ; 2B) comportant une tête de détection (7) comprenant une matrice (4) solide pleine et une pluralité de détecteurs (6) solides, la matrice (4) présentant une surface d'entrée (10) externe, chaque détecteur (6) étant disposé, dans la matrice (4), à une profondeur prédéterminée par rapport à la surface d'entrée (10), au moins deux détecteurs (6) étant disposés, dans la matrice (4), à une profondeur différente par rapport à la surface d'entrée (10), chaque détecteur (6) étant propre à délivrer un signal (Sbj) représentatif d'une dose de rayonnement absorbée au point où est disposé le détecteur (6), chaque détecteur (6) étant un dosimètre diamant, le système de mesure (2 ; 2B) étant étalonné par le procédé d'étalonnage selon la revendication 1 ou 2,
la tête de détection (7) étant disposée dans la position de mesure prédéterminée, la surface d'entrée (10) de la matrice (4) du système de mesure (2 ; 2B) étant éclairée par le faisceau émis par la source (3),
le procédé comprenant les étapes de :
- acquisition d'un signal (Sbj) délivré par chaque détecteur (6) ;
- calcul, à partir du signal acquis (Sbj), d'un signal corrigé (S∞rr,i) associé à chaque détecteur (6) ;
- pour au moins un premier détecteur (6) et un deuxième détecteur (6) distinct du premier détecteur (6), calcul d'un rapport brut (Rb,h/i) égal au résultat de la division du signal corrigé (S∞rr,h) associé au deuxième détecteur (6) par le signal corrigé (S∞rr,i) associé au premier détecteur (6) ;
- recherche de l'existence d'une qualité de faisceau sélectionnée, la qualité de faisceau sélectionnée étant la qualité de faisceau pour laquelle les rapports bruts (Rb,h/i) calculés satisfont un critère prédéterminé par rapport aux indices de qualité (Rc,h/i) correspondants écrits dans l'emplacement mémoire (22) ;
- si la qualité de faisceau sélectionnée est trouvée, affectation, à la qualité de faisceau de la source (3), de la qualité de faisceau sélectionnée.
5. Procédé selon la revendication 4, comprenant en outre, si la qualité de faisceau sélectionnée est trouvée, l'étape de : - calcul, pour chaque détecteur (6), d'une dose absorbée (D,') égale au résultat du produit du signal corrigé (S∞rr,i) correspondant par le coefficient d'étalonnage (N) associé à la qualité de faisceau sélectionnée.
6. Procédé selon la revendication 4 lorsqu'elle dépend de la revendication 2, comprenant en outre, si la qualité de faisceau sélectionnée n'est pas trouvée, les étapes de :
- choix d'un couple de rangs (h, i) distincts ;
- calcul d'un coefficient d'étalonnage approché (Ν'), le coefficient d'étalonnage approché (Ν') étant égal à l'image du rapport brut (Rb,h/i) associé au couple de rangs (h, i) par la fonction d'approximation (Fh/i) associée au couple de rangs (h, i) ;
- calcul, pour chaque détecteur (6), d'une dose absorbée (D,') égale au résultat du produit du signal corrigé (S∞rr,i) correspondant par le coefficient d'étalonnage approché (Ν').
7. Produit programme d'ordinateur comprenant des instructions de code de programme qui, lorsqu'elles sont exécutées par un ordinateur, mettent en œuvre le procédé de détermination d'une qualité de faisceau selon l'une quelconque des revendications 4 à 6.
8. Système (2 ; 2B) de mesure de dose absorbée, caractérisé en ce qu'il comporte une tête de détection (7) comprenant une matrice (4) solide pleine et une pluralité de détecteurs (6) solides,
la matrice (4) présentant une surface d'entrée (10) externe,
chaque détecteur (6) étant disposé dans la matrice (4), à une profondeur prédéterminée par rapport à la surface d'entrée (10), au moins deux détecteurs (6) étant disposés, dans la matrice (4), à une profondeur différente par rapport à la surface d'entrée (10),
chaque détecteur (6) étant propre à délivrer un signal (Sbj) représentatif d'une dose de rayonnement absorbée au point où est disposé le détecteur (6), chaque détecteur (6) étant un dosimètre diamant.
9. Système de mesure (2 ; 2B) selon la revendication 8, dans lequel la matrice (4) est réalisée dans un matériau présentant, en moyenne sur une plage d'énergie prédéterminée, un coefficient d'absorption présentant une différence relative avec le coefficient d'absorption de l'eau liquide qui est inférieure ou égale à 50%, avantageusement inférieure ou égale à 30%, par exemple inférieure ou égale à 10%, et un coefficient de diffusion présentant une différence relative avec le coefficient de diffusion de l'eau liquide qui est inférieure ou égale à 50%, avantageusement inférieure ou égale à 30%, par exemple inférieure ou égale à 10%.
10. Système de mesure (2 ; 2B) selon la revendication 8, dans lequel la matrice (4) est réalisée dans un matériau présentant, en moyenne sur une plage d'énergie prédéterminée, un coefficient d'absorption présentant une différence relative avec le coefficient d'absorption d'un tissu biologique donné qui est inférieure ou égale à 50%, avantageusement inférieure ou égale à 30%, par exemple inférieure ou égale à 10%, et un coefficient de diffusion présentant une différence relative avec le coefficient de diffusion du tissu biologique qui est inférieure ou égale à 50%, avantageusement inférieure ou égale à 30%, par exemple inférieure ou égale à 10%.
11. Système de mesure (2 ; 2B) selon l'une quelconque des revendications 8 à 10, comportant une pluralité de détecteurs (6), la position des détecteurs (6) dans la matrice (4) définissant une droite (X-X).
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