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MÉMOIRE - dspace.univ-tlemcen.dzdspace.univ-tlemcen.dz/bitstream/112/343/1/Dosimetrie-des-photons... · Interaction des particules chargées lourds avec la ... Interaction des neutrons

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Text of MÉMOIRE -...

  • Rpublique Algrienne Dmocratique et Populaire

    Ministre de lEnseignement Suprieur et de la Recherche Scientifique

    Universit Abou Bekr Belkaid Tlemcen

    Facult des Sciences

    Dpartement de Physique

    MMOIRE Pour lobtention du diplme de

    MASTER en Physique Mdicale

    Option : Radioprotection et Imagerie Mdicales

    THME

    Dosimtrie des photons de haute nergie

    Ralis par

    AISSANI Marwa

    YAHOUNI Imne

    tablissement daccueil

    Centre Anticancreux "Emir Abdelkader" d'ORAN (CAC)

    Soutenu en Novembre 2011 devant le Jury:

    Mr Kaouel MEGUENI Professeur (hospitalo-universitaire Tlemcen) Prsident

    Mr Belkacem HATTALI Physicien mdicale (CAC dOran) Encadreur

    Mme M. BENSENANE Matre-assistant (hospitalo-universitaire Tlemcen) Examinateur

    Mme I.MEGNOUNIF Matre-assistant (universit Tlemcen) Examinateur

    Mr B .TABETTI Doyen de la facult des sciences Tlemcen Invit

    Mr M.BENMOUNA Professeur (universit Tlemcen) Invit

    Anne universitaire : 2010-2011

  • Remerciement

    i

    On tient tout dabord remercier vivement le bon dieu, de nous avoir donn la force pour suivre ainsi que laudace pour dpasser toutes les difficults, grce son

    aide que nous avons ralises ce modeste travail.

    On prsente nos premiers remerciements notre promoteur Monsieur HATTALI Belkacem, physicien mdical au sein du CAC pour nous avoir permis de raliser ce travail de recherche, pour tout le temps quil nous a consacr et pour avoir assur

    avec intrt la direction et le suivi de ce travail.

    Nos remerciements les plus sincres sont adresss Monsieur B. TABTI le doyen de la facult des sciences, ainsi Monsieur M. BENMOUNA pour ses soutiens moral inconditionnel durant ces quelque mois, ses conseils prcieux et ses encouragements.

    Nous tenons galement remercier trs chaleureusement :

    Monsieur K. MEGUENI, Professeur la facult de mdecine de Tlemcen et mdecin chef au service de lpidmiologie CHUT.

    Madame m. Bensnane Matre-assistant hospitalo-universitaire Tlemcen . Madame I. MEGNOUNIF Matre-assistant luniversit de Tlemcen.

    avoir particip a notre nombre de jury.

    On remercie encore nos enseignent de master de la facult de mdecine et la

    facult des sciences.

    On noublierait pas de remercier les employeurs du CAC dOran surtout Monsieur M. BOUROUINA et les dosimtriste pour leur aide et leur gentillesse.

    Merci galement toutes personnes partageant ses connaissances du loin ou du

    proche, tous ceux qui ont publi leurs rsultats de recherche pour que tout le monde

    puisse les exploiter et les achever et que lon puisse rendre leurs travaux plus utiles

    pour le dveloppement de lhumanit.

  • Ddicace

    ii

    Je ddie ce travail

    A mes trs chers parents

    YAHOUNI FETHI

    LARBAOUI DALILA

    Pour leur sacrifices et leur encouragements, et qui grce eux jais pu continuer mes tudes. Merci pour votre comprhension, et votre soutien permanent. Merci davoir toujours t l.

    A mes trs chers frres et surs

    Nesrine et son mari Rda

    Ma petit sur Fedwa

    Mon cher frre Walid

    Merci de mavoir encourag et soutenu pour ralise ce mmoire

    A mes amis, de tout le long cycle dtude, pour leurs prsences et

    leurs encouragements.

    A tous ceux qui de prs ou de loin, ont contribus la ralisation

    de ce travail et ce qui me son chers.

  • Ddicace

    iii

    Je ddie ce travail

    mes trs chers parents

    AISSANI MOSTEFA

    KALACHE FAWZIA

    Jy puise une ouverture desprit, un soutien, une confiance et un amour indfectibles que jespre rendre pareillement et transmettre a mon tour.

    mes trs chers frres et surs

    Mansouriya et Nacera

    Ma petit sur Zineb

    Mon cher frre Mohamed

    Merci de mavoir encourag et soutenu pour ralise ce mmoire

    ma famille, mes amis et ceux qui maiment et qui attendent

    avec impatience ma russite.

    En esprant tre toujours la hauteur de leurs attentes et de

    leurs esprances.

  • Sommaire

    iv

    Remerciement ..i

    Ddicace ...ii

    Table des matires......iv

    Liste des tableaux... x

    Liste des figures xi

    Glossaire.....xv

    Introduction gnrale..1

    Chapitre I. Interaction rayonnements matire, grandeurs et units

    dosimtriques des rayonnements

    I.1. Rappel sur les rayonnements ionisants...4

    I.1.1. Introduction.....4

    I.1.2. Dfinition et classification..4

    I .2. Interactions des particules avec la matire....7

    I.3. Interaction des particules charge avec la matire....8

    I.3.1. Interaction des lectrons avec la matire9

    I.3.1.1. Phnomne dexcitation et dionisation 9

    I.3.1.2. Rayonnement de freinage...11

    I.4. Interaction des particules charges lourds avec la matire...11

    I.5. Interaction des neutrons avec la matire.12

    I.6. Grandeurs Caractristiques de ces interactions..14

    I.6.1. Ralentissement des particules et pouvoir darrt..14

    I.6.2. Transfert linique dnergie (TEL)..14

  • Sommaire

    v

    I.6.3.Parcours..16

    I.7. Interactions du rayonnement lectromagntique (photons) avec la

    matire...16

    I.7.1. Effet photolectrique..17

    I.7.2. Effet Compton....19

    I.7.3. Production de paires.....20

    I.7.4. Section efficace.22

    I.7.4.1. Dfinitions et notations22

    I.7.4.2. Domaine de prpondrance de chacun des effets.22

    I.7.5.Attnuation des rayonnements lectromagntiques24

    I.7.5.1. Loi dattnuation..24

    I.7.5.2.Couche de demi-attnuation(CDA)....25

    I.8. La dosimtrie des rayonnements ionisants..25

    I.8.1. Dfinition......26

    I.9. Grandeurs et units dosimtriques26

    I.9.1. Exposition....26

    I.9.2. Kerma...27

    I.9.3. La dose absorbe..30

    I.9.4. Dbit de dose absorbe..30

    I.9.5. Lquilibre lectronique....31

  • Sommaire

    vi

    Chapitre II. Paramtres physiques et dosimtriques des units

    dirradiation

    II .1. Introduction......34

    II.2. Rayonnement lectromagntique X.34

    II.3. Origine des rayons X.34

    II.4. Production de rayons X....35

    II.5. Principe du tube rayons X.....35

    II.6. Spectre de rayons X...37

    II.7. Dosimtrie des faisceaux de photons...39

    II.7.1. Caractristiques physiques dun faisceau de photons dans le vide....39

    II.7.1.1. La distribution spectrale...39

    II.7.1.2. Les paramtres nergtiques.....40

    II.7.1.3. La distribution spatiale.....41

    II.7.1.4. Lois fondamentales de lattnuation des faisceaux de photons....41

    II.7.2. Caractristiques physiques dun faisceau traversant un matriau.41

    II.8. Pntration du faisceau de photons dans leau...42

    II.9. Paramtres de traitement.....44

    II.9.1. La taille du champ du faisceau de rayonnement....44

    II.9.2. Facteur de collimateur...44

    II.9.3. Le facteur de diffusions au pic (PSF)....45

    II.9.4. Le dbit de la machine relative (output)....46

    II.10. Courbes de distribution de doses...48

    II.10.1. Le rendement en profondeur....48

  • Sommaire

    vii

    II.10.2. Le profile de dose....49

    II.10.3. La pnombre gomtrique...49

    Chapitre III. Matriels et quipements utiliss

    III.1. Introduction.....52

    III.2. Description gnrale sur Les Acclrateurs Linaires ...52

    III.2.1 La Voie de photons...54

    III.2. 2 La Voie d'lectrons..55

    III.3. La dosimtrie57

    III.3.1. Introduction.....57

    III.3.2.Chambres d'ionisation.57

    III.3.2.1.Chaine de mesure chambre-lectromtre..58

    III.3.2.2.Principe de fonctionnement.......59

    III.3.2.3.Proprits des chambres dionisation.60

    III.3.2.4.Les diffrents types de chambres...60

    III.3.2.4.1.Chambres cylindriques......61

    III.4. Le milieu de rfrence (Le fantme)......63

    III.5. Llectromtre..65

    III.6. Thermomtre et baromtre.66

  • Sommaire

    viii

    Chapitre IV. Rsultats et discussion

    IV1. Introduction......68

    IV.2. Les donnes de photon scann....68

    IV. 2.1.Mthode et dispositifs utiliss.....68

    IV. 2.1.1. Medical Physics Control Center MEPHYSTO mc....69

    IV. 2.1.2. Le positionnement des chambres dionisation....70

    IV. 2.2. Rsultats...70

    IV. 2.2.1 Les courbes rendements en profondeur (PDD) pour les champs ouverts

    laxe central ..71

    IV. 2.2.1.1. Discutions et Interprtation74

    IV. 2.2.2. Mesure des profils latraux de doses74

    IV. 2.2.2.1. Profil de dose pour un champ ouvert..75

    IV. 2.2.2.1.1 Discutions et interprtation..81

    IV. 2.2.2.2. Profil de dose diagonale.....82

    IV. 2.2.2.3. Profil de dose pour un champ MLC...83

    IV. 2.2.2.3.1. Discutions et interprtation...84

    IV. 2.2.2.4. Profil de dose pour un champ avec filtre en coin...84

    IV. 2.2.2.4.1. Discutions et interprtation..95

    IV.3. Les donnes photon non scan...96

    IV.3.1. Mesure des facteurs de diffusion totale et doutput du collimateur....96

    IV.3.2 : facteurs de transmission de block et porte cache..99

    IV.4. comparaison entre les donnes mesurer et calculer101

    IV.4.1. Pour les rendements en profondeur.101

    IV.4.1.1. Discutions et interprtation....103

    IV.4.2. Pour les profils de dose avec filtre en coins.103

    IV.4.3. Pour les profils de dose avec champ ouvert....114

  • Sommaire

    ix

    IV.4.4. Pour les profils de dose diagonale..120

    IV.4.5. Interprtation des rsultats..122

    Conclusion gnrale 124

    Bibliographies & Rfrences...126

  • Liste des Tableaux

    x

    Tableau 1.1 classification des neutrons..13

    Tableau 4.1Valeur de COF, TSCF et PSCF pour les faisceaux de photons de 6

    et 18 MeV97

    Tableau 4.2Valeur obtenue pour les deux faisceaux RX avec et sans port

    cache..99

    Tableau 4.3Valeur obtenue pour les deux faisceaux RX avec et sans

    BLOC...100

    Tableau 4.4 Valeur obtenue pour la transmission par bloc..100

  • Liste des figures

    xi

    Figure 1.1 Classification des rayonnements...5

    Figure1.2 Phnomne dionisation......10

    Figure1.3 Phnomne dexcitation......10

    Figure1.4 Phnomne de freinage...11

    Figure1.5 Variation du TLE des lectrons dans les tissus en fonction de lnergie.15

    Figure1.6 Effet photolectrique..19

    Figure1.7 Effet Compton....20

    Figure1.8 Effet de production des paires....21

    Figure1.9 Phnomne dannihilation de la matire....21

    Figure 1.10 Probabilits de ralisation des effets photolectrique, Compton et de production

    de paires dans les tissus biologiques en fonction de lnergie..23

    Figure1.12 Reprsentation schmatique du transfert dnergie dun photon au milieu

    travers28

    Figure1.13 Lquilibre lectronique...32

    Figure 2.1 Principe du tube rayons X.....36

    Figure 2.2 Exemple dun spectre de rayons X, reprsent en fonction de la longueur

    donde....38

    Figure 2.3 Exemple dun spectre de rayons X, pour une haute tension de 100 KV,

    reprsent en fonction de lnergie...38

    Figure 2.4 Caractristiques physiques dun faisceau de photons dans le vide....39

    Figure 2.5 Caractristiques physiques dun faisceau traversant un matriau..42

    Figure 2.6 Schmatisation dune courbe de rendement en profondeur....43

    Figure 2.7 Mesure du PSF. La mesure dans lair seffectue avec un capuchon de build-up..46

    Figure 2.8 Mesure du (HSF) et du (RDF)....48

    Figure 2.9 Profile de dose....49

    Figure 2.10. Profil latral de dose et leur rgions (la partie centrale >80%, la partie de

    pnombre entre 20% et 80%, la partie de transmission >20%)....50

    Figure 3.1 Schma d'un acclrateur SIEMENS.....52

    Figure 3.2 Le schma des diffrents composants dun acclrateur linaire.........................54

    Figure 3.3 Chaine de mesure chambre-lectromtre.......58

    Figure 3.4 Principe de fonctionnement dune chambre dionisation..........59

    Figure 3.5 Schma dune chambre de type Farmer.....61

    Figure 3.6 Chambre dionisation de type Farmer...62

    Figure 3.7 Chambres dionisations de type Semiflex.....63

    Figure 3.8 Fantme deau MP3-P...64

    Figure 3.9 Mini-fantmes ESTRO.....65

    Figure 3.11 Electromtre PTW UNIDOS...66

    Figure 3.12 Thermomtre baromtre......66

    Figure 4.1. Systme dacquisition des donnes le software MEPHYSTO mc...69

    Figure 4.2. Moyenne de positionnement de la chambre dionisation..70

    Figure 4.3. Rendement en profondeur pour les faisceaux RX de 6MV...71

    Figure 4.4 Rendement en profondeur pour les faisceaux RX de 18MV..72

    Figure 4.5 Rendement en profondeur pour diffrent fitre en coin (W15, W30, W45, W60)

    pour les faiseaux RX de 6MV...73

    Figure 4.6 Rendement en profondeur pour diffrent filtre en coin (W15, W30, W45, W60)

    pour les faiseaux RX de 18MV.73

    Figure 4.7. Profils de dose pour champ ouvert de 55 avec une nergie de 6MeV....75

  • Liste des figures

    xii

    Figure 4.8. Profils de dose pour champ ouvert de 1010 avec une nergie de 6MeV75

    Figure 4.9. Profils de dose pour champ ouvert de 1515 avec une nergie de 6MeV....76

    Figure 4.10. Profils de dose pour champ ouvert de 2020avec une nergie de 6MeV...76

    Figure 4.11. Profils de dose pour champ ouvert de 2525 avec une nergie de 6MeV..77

    Figure 4.12. Profils de dose pour champ ouvert de 3030 avec une nergie de 6MeV.....77

    Figure 4.13. Profils de dose pour champ ouvert de 55 avec une nergie de 18MeV78

    Figure 4.14. Profils de dose pour champ ouvert de 1010 avec une nergie de 18MeV78

    Figure 4.15. Profils de dose pour champ ouvert de 1515 avec une nergie de 18MeV....79

    Figure 4.16. Profils de dose pour champ ouvert de 2020 avec une nergie de 18MeV79

    Figure 4.17. Profils de dose pour champ ouvert de 2525 avec une nergie de 18MeV80

    Figure 4.18. Profils de dose pour champ ouvert de 3030 avec une nergie de 18MeV80

    Figure 4.19. Profils de dose diagonale pour une nergie de 6MeV.82

    Figure 4.20. Profils de dose diagonale pour une nergie de 18MeV...82

    Figure 4.21. Profils de dose pour un champ MLC avec une nergie de 6MeV...83

    Figure 4.22. Profils de dose pour un champ MLC avec une nergie de 18MeV.83

    Figure 4.23. Profils avec filtre en coin de 15 pour un champ de 1010 et une nergie de 6MeV....84

    Figure 4.24. Profils avec filtre en coin de 15 pour un champ de 2020 et une nergie de 6Mev85

    Figure 4.25. Profils avec filtre en coin de 15 pour un champ de 2525 et une nergie de

    6MeV85

    Figure 4.26. Profils avec filtre en coin de 15 pour un champ de 1010 et une nergie de

    18MeV..86

    Figure 4.27. Profils avec filtre en coin de 15 pour un champ de 2020 et une nergie de

    18MeV.86

    Figure 4.28. Profils avec filtre en coin de 15 pour un champ de 2525 et une nergie de

    18MeV.87

    Figure 4.29 Profils avec filtre en coin de 30 pour un champ de 1010 et une nergie de

    6MeV87

    Figure 4.30. Profils avec filtre en coin de 30 pour un champ de 2020 et une nergie de

    6MeV88

    Figure 4.31. Profils avec filtre en coin de 30 pour un champ de 2525 et une nergie de

    6MeV88

    Figure 4.32. Profils avec filtre en coin de 30 pour un champ de 1010 et une nergie de

    18MeV..89

    Figure 4.33. Profils avec filtre en coin de 30 pour un champ de 2020 et une nergie de

    18MeV..89

    Figure 4.34. Profils avec filtre en coin de 30 pour un champ de 2525 et une nergie de

    18MeV..90

    Figure 4.35. Profils avec filtre en coin de 45 pour un champ de 1010 et une nergie de

    6MeV90

    Figure 4.36. Profils avec filtre en coin de 45 pour un champ de 2020 et une nergie de

    6MeV91

    Figure 4.37. Profils avec filtre en coin de 45 pour un champ de 2525 et une nergie de

    6MeV91

    Figure 4.38. Profils avec filtre en coin de 45 pour un champ de 1010 et une nergie de

    18MeV..92

    Figure 4.39. Profils avec filtre en coin de 45 pour un champ de 2020 et une nergie de

    18MeV..92

  • Liste des figures

    xiii

    Figure 4.40. Profils avec filtre en coin de 45 pour un champ de 2525 et une nergie de

    18MeV..93

    Figure 4.41. Profils avec filtre en coin de 60 pour un champ de 1010 et une nergie de

    6MeV93

    Figure 4.42. Profils avec filtre en coin de 60 pour un champ de 2020 et une nergie de

    6MeV....94

    Figure 4.43. Profils avec filtre en coin de 60 pour un champ de 1010 et une nergie de

    18MeV..94

    Figure 4.44. Profils avec filtre en coin de 60 pour un champ de 2020 et une nergie de

    18MeV..95

    Figure 4.45.Variation du CF, du TSCF et du PSCF en fonction de la taille du champ pour le

    faisceau X698

    Figure 4.46. Variation du CF, du TSCF et du PSCF en fonction de la taille du champ pour le

    faisceau X18..98

    Figure 4.47. Dispositif exprimental pour la mesure du facteur de transmission du porte

    cache..99

    Figure 4.48. Comparaison entre les rendements en profondeur pour les faisceaux RX de 6MV

    mesurer et calculer..101

    Figure 4.49. Comparaison entre les rendements en profondeur pour diffrent filtre en coin

    (W15, W30, W45, W60) pour les faiseaux RX de 6MV Mesurer et calculer....101

    Figure 4.50. Comparaison entre les rendements en profondeur pour diffrent filtre en coin

    (W15, W30, W45, W60) pour les faiseaux RX de 18MV Mesurer et calculer..102

    Figure 4.51. Comparaison entre les rendements en profondeur pour les faisceaux RX de

    18MV mesurer et calculer...102

    Figure 4.52. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 15 pour un champ de 1010

    et une nergie de 6MeV..103

    Figure 4.53. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 15 pour un champ de 2020

    et une nergie de 6MeV..104

    Figure 4.54. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 15 pour un champ de 2525

    et une nergie de 6MeV..104

    Figure 4.55. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 30 pour un champ de 1010

    et une nergie de 6MeV..105

    Figure 4.56. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 30 pour un champ de 2020

    et une nergie de 6MeV..105

    Figure 4.57. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 30 pour un champ de 2525

    et une nergie de 6MeV..106

    Figure 4.58. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 45 pour un champ de 1010

    et une nergie de 6MeV..106

    Figure 4.59. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 45 pour un champ de 2020

    et une nergie de 6MeV..107

    Figure 4.60. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 45 pour un champ de 2525

    et une nergie de 6MeV..107

    Figure 4.61. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 60 pour un champ de 1010

    et une nergie de 6MeV..108

    Figure 4.62. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 60 pour un champ de 2020

    et une nergie de 6MeV..108

    Figure 4.63. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 15 pour un champ de 1010

    et une nergie de 18MeV...109

  • Liste des figures

    xiv

    Figure 4.64. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 15 pour un champ de 2020

    et une nergie de 18MeV...109

    Figure 4.65. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 15 pour un champ de 2525

    et une nergie de 18MeV110

    Figure 4.66. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 30 pour un champ de 1010

    et une nergie de 18MeV....110

    Figure 4.67. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 30 pour un champ de 2020

    et une nergie de 18MeV111

    Figure 4.68. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 30 pour un champ de 2525

    et une nergie de 18MeV111

    Figure 4.69. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 45 pour un champ de 1010

    et une nergie de 18MeV....112

    Figure 4.70. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 45 pour un champ de 2020

    et une nergie de 18MeV...112

    Figure 4.71. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 45 pour un champ de

    2525et une nergie de 18MeV.....113

    Figure 4.72. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 60 pour un champ de

    1010et une nergie de 18MeV....113

    Figure 4.73. Comparaison entre les Profils avec filtre en coin de 60 pour un champ de

    2020et une nergie de 18MeV....114

    Figure 4.74. Comparaison entre les Profils pour un champ ouvert de 55et une nergie de

    6MeV.114

    Figure 4.75. Comparaison entre les Profils pour un champ ouvert de 1010 et une nergie de

    6MeV..115

    Figure 4.76. Comparaison entre les Profils pour un champ ouvert de 1515et une nergie de

    6MeV..115

    Figure 4.77. Comparaison entre les Profils pour un champ ouvert de 2020et une nergie de

    6MeV..116

    Figure 4.78. Comparaison entre les Profils pour un champ ouvert de 2525et une nergie de

    6MeV..116

    Figure 4.79. Comparaison entre les Profils pour un champ ouvert de 3030et une nergie de

    6MeV..117

    Figure 4.80. Comparaison entre les Profils pour un champ ouvert de 55et une nergie de

    18MeV117

    Figure 4.81. Comparaison entre les Profils pour un champ ouvert de 1010et une nergie de

    18MeV....118

    Figure 4.82. Comparaison entre les Profils pour un champ ouvert de 1515et une nergie de

    18MeV118

    Figure 4.83. Comparaison entre les Profils pour un champ ouvert de 2020et une nergie de

    18MeV..119

    Figure 4.84. Comparaison entre les Profils pour un champ ouvert de 3030et une nergie de

    18MeV119

    Figure 4.85. Comparaison entre les Profils diagonale avec une nergie de

    6MeV..120

    Figure 4.86. Comparaison entre les Profils diagonale avec une nergie de 6MeV..120

    Figure 4.87. Comparaison entre les Profils diagonale avec une nergie de 18MeV.121

    Figure 4.88. Comparaison entre les Profils diagonale avec une nergie de 18MeV.121

  • Glossaire

    xv

    3D: Trois dimensions

    CAX : Central axis

    CDA : Couche de demi-attnuation

    CF: Collimator factor

    D : La dose absorbe

    Dbit de dose absorbe

    ERI : Energie de Rayonnement Ionisant

    ESTRO: European Society for Therapeutic Radiation Oncology

    FOC : Facteur d'Ouverture de Collimation

    Gy: Gray

    HVL: Half Value Layer

    ICRU: International Commission on Radiation Units and measurements

    J : Joule

    Kerma: Kinetic Energy Released per unit Mass in the medium

    KeV: Kilo Electro Volt

    LIAEA: International Atomic Energy Agency (AIEA : Agence Internationale de

    lEnergie Atomique)

    MEPHYSTO: Medical Physics Control Center

    MeV: Mega Electro Volt

    MLC : Multi Leaf Collimator (CML : Collimateur Multi Lames)

    PDD : Percentage Depth Dose

    PMMA: Poly Methyl Meth Acrylat

    PSF: Peak Scatter factor

    PTW: Physikalisch-Technische Werksttten

    RDF : Relative dose factor (facteur de dose relative)

    SAD : Source-Axis Distance

  • Glossaire

    xvi

    SI : Systme International des units

    SSD : Source-Surface Distance

    TBA: Therapy Beam Analyzers

    TEL : Transfert linique dnergie

    TPS : Treatment Planning System (Systme de planification des traitements)

    TRS: Technical Reports Series

    TSF: Total Scatter Factor

    UNIDOS : Universelle Dosimtre

    WF: Wedge Factor

    Z : Numro atomique dun atome

  • Introduction gnrale

    Page 1

    Les photons sont des rayonnements ionisants qui crent des particules charges

    (lectrons et positrons) dans le milieu ; ces particules charges leur tour vont ioniser

    le milieu. Les interactions prpondrantes des photons de hautes nergies utiliss en

    radiothrapie avec le tissu sont : effet Compton et cration de paires. Toutes ces

    interactions conduisent la production dlectrons de hautes nergies.

    Autrement dit, les lectrons sont vite absorbs et dposent toute leur nergie

    dans le tissu sous forme dionisations ; ceci permet datteindre des doses importantes

    ncessaires pour la strilisation des tumeurs. Les photons sont attnus

    exponentiellement avec la distance. Leffet biologique sur le tissu est proportionnel

    aux ionisations cres. Donc, mme si les photons sont utiliss en radiothrapie, ce

    sont les lectrons crs dans le tissu qui sont responsables des dommages au

    niveau de la cellule vivante.

    Les rayonnements ionisants sont les plus utilises en radiothrapie, pour le traitement

    des cancers qui consiste tenir de manire optimale l'ensemble des irradiations qu'il

    va falloir appliquer au patient dans le but de dtruire compltement sa tumeur.

    Dautre part lutilisation des rayonnements ionisants prsente de danger pour la sant

    humaine, qu'on-t-il dpasse un seuil de sret. D'o la ncessit de la prcision sur la

    dose dlivre la tumeur au cours du processus d'irradiation. Ceci fait lobjet de la

    dosimtrie qui permet le contrle de la qualit des traitements par ionisations. Elle

    mesure au mieux les rayonnements en un lieu ou sur une personne, pour fournir une

    estimation de l'quivalent de dose et de dose efficace. Il est, donc, important de tout

    mettre en uvre pour amliorer lexactitude et la prcision de la dose en radiothrapie

    afin dassurer le succs du traitement.

    Il est vident que lexactitude sur la dose absorbe de rfrence doit tre meilleure que

    lexactitude sur la dose absorbe dlivre au volume cible. En consquence le dbit de

    rfrence du faisceau clinique est le premier paramtre contrler.

  • Introduction gnrale

    Page 2

    Une combinaison approprie de ces fonctions va nous permettre de calculer le dbit

    de dose en nimporte quel point dans le fantme partir du dbit de dose de rfrence

    de lappareil de traitement.

    Le travail a t ralis dans le cadre du prsent mmoire de fin dtude, consiste

    dterminer les paramtres dosimtriques ncessaire pour le systme de calcule de

    dose (TPS), ces mesures de qualit applicable au programme de contrle de dose pour

    des faisceaux de photons de haute nergie laide de chambres d'ionisation. Les

    mesures des ces paramtre pour le TPS on t fait depuis linstallation des

    acclrateurs dans le service de radiothrapie en 2008. Les procdures de contrle

    qualit exigent que ces donnes serrant contrler chaque anne. Sil y a des

    changements important entre les nouvelles valeurs et les anciennes valeurs le

    physicien doit intervenir et rectifier les donnes dans le TPS.

    Dans ce projet, nous avons procd lorganisation suivante :

    Le premier chapitre sera consacr aux notions fondamentales de la dosimtrie des

    rayonnements ionisants. Il sattache essentiellement la description de linteraction

    des rayonnements avec la matire ainsi une description gnrale sur les grandeurs

    et les units dosimtriques utiliss en radiothrapie.

    Le second chapitre est consacr aux aspects physiques et dosimtriques des units de

    traitement.

    Le troisime chapitre est consacr aux matriels et mthodes exprimentales utiliss

    pour effectuer ce travail.

    Le quatrime chapitre est rserv la partie exprimentale et linterprtation des

    rsultats obtenus.

    Enfin, nous clturons par une conclusion qui dcrit panoramiquement le travail ralis

    et rsultats obtenu.

  • Chapitre I

    Interaction rayonnements matire, grandeurs

    et units dosimtriques des rayonnements

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 4

    I.1. Rappel sur les rayonnements ionisants :

    I.1.1. Introduction :

    Lhomme est expos aux rayonnements depuis son apparition sur terre.

    Il est expos la lumire visible provenant du Soleil, laquelle saccompagne de

    rayonnements invisibles connus sous le nom de rayonnements ultraviolets et infrarouges.

    Ces rayonnements sont des ondes lectromagntiques comme le sont aussi les ondes radio,

    les rayons X et les rayons gamma [1].

    En mdecine et en biologie, les rayonnements ionisants rencontrs sont principalement

    Constitus soit par des particules matrielles charges (lectrons, protons, deutons,

    ions) ou neutres (neutrons), soit par des photons (essentiellement les rayons x et ) [2].

    I.1.2. Dfinition et classification :

    On appelle rayonnement ou radiation le processus dmission ou de transmission

    dnergie sous la forme dondes lectromagntiques ou de particules [3].

    Rayonnement ionisant : Un rayonnement est dit ionisant quand il est susceptible

    darracher des lectrons la matire.

    Rayonnement non-ionisant : lnergie est insuffisante pour ioniser latome [4].

    Tout particules ou photons dont lnergie est suprieure lnergie de liaison des lectrons les

    moins lis des atomes constituant la matire vivante ERI12.4 eV [1].

    Un rayonnement ionisant est un transport dnergie sous la forme de particules ou dondes

    lectromagntiques dune longueur dondes infrieure ou gale 100 nanomtres, soit dune

    frquence suprieure ou gale 3 1015 hertz, pouvant produire des ions directement ou

    indirectement.

    Ces dfinitions rglementaires, assez ardue de prime abord, laisse transparaitre deux termes

    importants :

    Une particule ou une onde lectromagntique vont cder leur nergie dune faon bien

    caractristique [3]. :

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 5

    On peut classer les rayonnements selon leur faon de produire des ionisations dans la matire

    en utilisant leur propre pouvoir dionisation :

    1

    Figure 1.1. Classification des rayonnements

    Radiations directement ionisantes : comme les lectrons, particules , positrons,

    protons, deutons...

    Radiations indirectement ionisantes : comme les neutrons, rayons X, rayons .

    Les particules ou rayonnements particulaires : qui ont une masse au repos.

    Lnergie totale de ces particules est donne par la relation dEinstein :

    (1.1)

    Ou est la masse et c la vitesse de la lumire (3.108 ms.1) [1].

    *

    (noyaux de deutrium)

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 6

    Cette nergie totale peut elle-mme tre dcompose de la faon suivante :

    = T + (1.2)

    Ou T est lnergie cintique de la particule et lnergie quivalent a la masse au repos

    de cette mme particule [3].

    les rayonnements lectromagntiques : qui sont constitues par un flux de photons et

    donc nont pas de masse.

    On emploie parfois leur gard le terme nergie qui se dplace . Cette nergie est

    donne par la relation :

    (1.3)

    Ou est la constante de Planck (6,6.1034 J.s) et la frquence du rayonnement (en s1)

    gale au rapport entre et la longueur donde du rayonnement (en m) [1].

    Selon la dfinition prcdente, un rayonnement non ionisant aura une nergie insuffisante

    pour ioniser la matire.

    Daprs la figure 1.1, on saperoit que ce type de rayonnement est constitue essentiellement

    de rayonnements lectromagntiques de longueur donde suprieure a 100 nm.

    Par opposition, un rayonnement ionisant aura une nergie insuffisante pour ioniser la matire

    et une longueur donde infrieure 100 nm.

    Les rayons et X entrent dans cette catgorie. Lquivalent en nergie de la valeur de

    longueur donde 100 nm est gal a 12,4 eV.

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 7

    Pour en savoir plus on peut connaitre lnergie minimale en lectron-volt susceptible de

    provoquer lionisation de la matire, il suffit dappliquer la formule :

    Longueur donde correspondante (100nm). Application numrique :

    (1.4)

    Soit en lectronvolt :

    (1.5)

    I .2. Interactions des particules avec la matire :

    Les rayonnements rencontrs en mdecine et en biologie sont constitus, soit par des

    particules matrielles, charges (lectrons, positons, deutons et alphas), ou neutres (neutrons),

    soit par des photons (rayonnement et X). Les lectrons, positons et particules alpha sont des

    produits de dsintgration des sources radioactives.

    Les acclrateurs de particules produisent galement des protons, des deutons et des alphas de

    grande vitesse, ainsi que des lectrons acclrs. Ces particules traversent la matire cdent

    leur nergie cintique par suite de collisions (excitation et ionisation) avec les atomes de la

    matire.

    Les particules sous-atomiques impliques dans la physique des noyaux et des particules sont

    trop petites pour tre observes visuellement. La dtection de ces particules est base plutt

    sur leurs interactions avec la matire, o, en gnral une partie de lnergie dune particule est

    dpose, signalant sa prsence [5].

    Lnergie en excs contenue dans le noyau des isotopes radioactifs, tait libre sous la forme

    de rayonnements ionisants, dnergies et de natures diffrentes.

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 8

    La nature de ces Rayonnements dpend la fois de la quantit dnergie en excs contenue

    dans le noyau Instable et de la structure de ce dernier (noyaux, lourds de fort numro

    atomique Z, noyau avec un excs de protons ou un excs de neutrons).

    Ces rayonnements pourvus dnergie vont interagir avec les structures constitutives de la

    matire cest-a-dire essentiellement les lectrons et les noyaux des atomes. En interagissant, le

    rayonnement va cder tout ou une partie de cette nergie la matire.

    En contrepartie, cette dernire subit des modifications du fait de cette interaction [3].

    Notre objectif est de dcrire le comportement des rayonnements ionisants aprs leur

    formation suite une dsintgration ou une dsexcitation dun noyau radioactif [3] :

    On peut citer trois tires de limportance de cette tude :

    Linteraction entre un rayonnement et la matire se traduit par un transfert dnergie.

    Une interaction est ncessaire pour dtecter un rayonnement, do limportance de

    cette notion en imagerie diagnostique.

    De mme, un transfert dnergie est la premire tape de laction biologique des

    rayonnements.

    Nous tudierons successivement le cas des particules charges, des photons, puis des

    neutrons [1].

    I.3. Interaction des particules charge avec la matire :

    En gnral, les particules charges perdent de leur nergie principalement par les Interactions

    lectrostatiques avec les lectrons de latome. Lorsque lnergie transfre aux lectrons dans

    un atome est suffisante pour faire monter le niveau dnergie des lectrons un niveau

    suprieur, ce processus est appel excitation.

    Si lnergie transfre est encore plus grande, alors llectron est ject en dehors du systme

    ce processus est nomm ionisation.

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 9

    Llectron ject perdra son nergie cintique et sattachera un autre atome, faisant ainsi de

    cet atome un ion ngatif.

    Latome est charg positivement et lion ngatif forme une paire dions.

    Quelques-uns des lectrons jects peuvent avoir une nergie suffisante pour produire une

    ionisation [7].

    I.3.1. Interaction des lectrons avec la matire :

    Les lectrons sont des particules lgres porteuses dune charge lectrique lmentaire,

    ngative pour les ngatons et positive pour les positons [1].

    Un lectron traversant un milieu matriel perd de l'nergie par :

    "Collisions", c'est--dire interactions coulombiennes avec les lectrons des atomes du

    Milieu travers, ce qui conduit l'ionisation ou l'excitation de ces atomes,

    Deux cas de figure peuvent se prsenter : les lectrons agissent soit avec les lectrons des

    atomes constituant le milieu, soit avec leur noyau [8].

    Dans le cas dune interaction lectron-lectron , on parlera de collision. Il en existe deux

    types : lionisation et lexcitation ; dans le cas dune interaction lectron-noyau , on

    parlera de sur les rayonnements de freinage.

    I.3.1.1. Phnomne dexcitation et dionisation :

    Ces interactions sont les plus probables. Llectron incident transfre une partie de son

    nergie cintique a llectron atomique ; selon la valeur de la quantit dnergie transfre,

    Lune ou lautre de ces ractions aura lieu [3] :

    Notons E lnergie cintique de llectron incident et WL lnergie de liaison de l'lectron

    de latome cible.

    Selon que E est suffisante ou non pour jecter llectron de son orbite, deux phnomnes

    peuvent se produire : [1]

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 10

    Si E WL : l de la cible est ject de son orbite avec une nergie cintique (EWL), et

    il se produit une ionisation de latome cible. Llectron ject, dit lectron secondaire, peut

    son tour crer dautres ionisations si son nergie cintique est suffisante.

    Figure1.2. Phnomne dionisation

    Si E < WL : le transfert dnergie E ne peut produire aucune ionisation mais, peut porter

    llectron cible un niveau nergtique suprieur, avec excitation de latome cible.

    Figure1.3. Phnomne dexcitation.

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 11

    Si E

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 12

    spontanes ou ractions provoques par bombardement de noyau avec des particules

    acclres, ou acclres artificiellement avec des cyclotrons (nergies de plusieurs dizaines

    de MeV).

    Une particule lourde charge qui traverse la matire perdre de lnergie principalement par

    lionisation et lexcitation des atomes.

    Une particule lourde charge peut transfrer seulement une petite fraction de son nergie lors

    dune collision lectronique simple. Sa dflection lors de la collision est ngligeable.

    Toutes les particules lourdes voyagent essentiellement selon une trajectoire directe dans la

    matire [7].

    Les particules charges lourdes (m>>me), telles que les particules les protons ou les noyaux

    datomes ioniss, interagissent principalement par les forces coulombiennes entre leur propre

    charge positive et la charge ngative des lectrons orbitaux des atomes du matriau absorbeur.

    Linteraction directe de ces particules avec les noyaux (diffusion de Rutherford) est possible,

    mais beaucoup plus rare et donc en pratique ngligeable pour modliser leur ralentissement.

    La valeur trs leve du pouvoir darrt des consquences importantes : le parcours des

    particules lourdes est, lnergie gale, beaucoup plus petit que celui des lectrons et le TEL

    au long de la trajectoire est trs leve ce qui confre ces particules une efficacit biologique

    leve [9] [10].

    I.5. Interaction des neutrons avec la matire :

    Le neutron est une particule non charge de masse voisine de celle du proton. Il est

    instable lorsquil nest pas li, avec une demi-vie de 12 minutes. Les neutrons sont

    gnralement classs en fonction de leur nergie.

    Cette classification est rsume dans le tableau suivant :

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 13

    Neutron Energie cintique

    thermique inferieure a 0,4 eV

    intermdiaire comprise entre 0,4 eV et 200 keV

    rapide comprise entre 200 keV et 10 MeV

    relativiste suprieure 10 MeV

    Tableau 1.1 : classification des neutrons

    Les neutrons ninteragissent quavec les noyaux des atomes du matriau traverse En raison de

    leur charge nulle, Ces interactions se divisent en deux catgories : celles qui entranent la

    disparition du neutron, que lon nomme absorptions et celles qui ne contribuent qu diminuer

    lnergie du neutron que lon nomme diffusions.

    Les neutrons rapides perdent leur nergie cintique au cours de chocs avec les noyaux

    atomiques, transfrant une partie de son nergie au noyau heurte. Le transfre dnergie est

    faible lorsque le noyau cible une masse leve et cette interaction entraine seulement la

    diffusion du neutron.

    Lorsque la masse du noyau est gale celle du neutron on a un choc frontal et pour arrter les

    neutrons on utilise des milieux riches en hydrogne (paraffine). Les neutrons thermiques,

    ayant leur nergie cintique rduit une valeur trs faible, correspondant lnergie cintique

    de lagitation thermique, sont absorbs dans le milieu par capture nuclaire et il en rsulte la

    production dun isotope souvent radioactif.

    Les applications principales des neutrons sont la production des radiolments et lanalyse par

    activation, mais la prsence de neutrons au voisinage des piles atomiques des acclrateurs

    soulve des problmes de protection.

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 14

    I.6. Grandeurs Caractristiques de ces interactions :

    I.6.1. Ralentissement des particules et pouvoir darrt :

    On appelle pouvoir darrt ou coefficient de ralentissement dun matriau par une particule

    dnergie E la perte dnergie S subie par la particule dans le matriau par unit de longueur :

    (1.6)

    Le ralentissement des lectrons est surtout d aux interactions, mais aussi au freinage.

    S sexprime en MeV.cm-1.

    On peut sparer S = Sc + Sr avec Sc pouvoir darrt par collision et Sr pouvoir darrt par

    freinage.

    On peut galement utiliser le pouvoir massique darrt [11,10].

    I.6.2. Transfert linique dnergie (TEL) :

    Les trois mcanismes dcrits prcdemment permettent aux lectrons de transfrer leur

    nergie la matire traverse.

    Lexprience montre que les faibles transferts dnergie sont trs favoriss ; les lectrons

    doivent donc subir un trs grand nombre dinteractions avant dtre stopps.

    Il en rsulte que le ralentissement peut tre considr comme un phnomne progressif et

    continu qui peut tre caractris par le transfert linique dnergie (TEL ou TLE).

    On appelle transfert linique dnergie (TEL) la quantit dnergie transfre au milieu cible

    par la particule incidente, par unit de longueur de trajectoire.

    Le TEL sexprime classiquement en keV/m ou keV.cm-1.

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 15

    Pour des particules de vitesse faible devant celle de la lumire, le TEL est donne par la

    formule approche :

    (1.7)

    Avec K une constante ; z la charge de la particule incidente ; v sa vitesse ; n : le nombre

    datomes de la cible/unit de volume et Z le numro atomique de la cible.

    Dans le cas particulier des tissus vivants,

    Les dgts biologiques crs par les lectrons sont dautant plus importants que lnergie

    cde localement aux cellules est grandes :

    Le TEL est donc une grandeur importante dans la dtermination de leffet biologique .

    La figure 1.5 dcrit les variations du TEL dans les tissus en fonction de lnergie des

    lectrons.

    Figure1.5. Variation du TLE des lectrons dans les tissus en fonction de lnergie.

    On peut dduire de la figure :

    Dans le cas de basse nergie : le TLE est une fonction dcroissante de lnergie. On peut en

    dduire que plus les lectrons sont ralentis, plus la quantit dnergie cde la matire par

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 16

    interaction est grande, plus leur aptitude lser les cellules constitutives des tissus devient

    grande. Les lectrons sont donc plus dangereux la fin de leur parcours ;

    Dans le cas de 500 keV < E < 5 MeV, le TLE peut tre considre comme sensiblement

    Constant est gal environ 2 MeV.cm1.

    I.6.3.Parcours :

    Le parcours est par dfinition le trajet effectu par une particule cdant toute son nergie

    cintique. Le parcours total effectu par une particule dnergie est donne par la

    relation :

    (1.8)

    Sous la forme diffrentielle lquation (1.8) scrit sous la forme :

    (1.9)

    Ce qui conduit :

    (1.10)

    I.7. Interactions du rayonnement lectromagntique avec la matire :

    Le comportement des rayonnements lectromagntiques dans la matire est

    fondamentalement diffrent de celui des particules charges. En une seule interaction, le

    Photon peut tre compltement absorb et disparatre. Mais, linverse, il est susceptible de

    traverser des quantits importantes de matire (par exemple un centimtre dpaisseur de

    plomb) sans interagir du tout, ce qui est exclu pour les particules charges qui, en pntrant.

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 17

    Un photon peut interagir avec les lectrons atomiques, le noyau ou les champs

    lectromagntiques prsents autour des lectrons ou du noyau.

    Le transfert de l'nergie de radiation aux lectrons de la matire se fait soit par excitation en

    faisant passer llectron de latome cible un niveau nergtique suprieur, soit en ljectant

    hors de l'atome par ionisation.

    Lors d'une interaction, le photon peut "rebondir" sans perd d'nergie (diffusion lastique),

    perdre une partie de son nergie (diffusion inlastique), ou perdre toute son nergie

    (absorption).

    Linteraction entre les photons et la matire par laquelle les photons individuels sont enlevs

    ou dflchis du faisceau primaire de rayons X ou de rayons peut tre classifie selon :

    Le type de cible : par exemple, les lectrons, les atomes ou les noyaux avec lesquels le

    photon interagit.

    Le type dvnement : par exemple : diffusion, absorption, production de paires, etc.

    qui se produit [7].

    Les interactions qui se produisent avec les lectrons atomiques sont :

    Leffet photolectrique (absorption)

    La diffusion de Rayleigh (diffusion)

    La diffusion de Compton (diffusion)

    La diffusion de Compton deux photons (Effet multi photonique)

    Les principales interactions possibles sont : leffet photolectrique, leffet Compton et

    cration de paires, dautres effets de moindre importance : leffet Thomson-Rayleigh et photo

    nuclaire [12].

    I.7.1. Effet photolectrique :

    Leffet photolectrique est le mode dominant dinteraction pour les photons de basse nergie

    (0.01 et 0.1 MeV) [2]

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 18

    Cest un processus par lequel le photon incident, cde toute son nergie un lectron des

    couches profondes (couche K ou L), qui est alors ject de latome : il y a absorption totale du

    photon et ionisation de latome [12].

    Lnergie de llectron est gale lnergie du photon incident, moins lnergie de liaison

    de llectron qui a t ject :

    = hWe (1.11)

    O We est lnergie de liaison dun lectron atomique et h lnergie initiale du photon

    Incident.

    Comme les nergies de liaison sont relativement faibles, lnergie de llectron secondaire est

    peu prs gale celle du photon incident. L'atome se trouve alors dans un tat excit et son

    retour l'tat fondamental peut se faire par deux processus :

    Le mode de dsexcitation radiatif correspondant l'mission d'un rayonnement de

    fluorescence, dont le spectre de raies discontinu est caractristique du matriau cible.

    Le mode de dsexcitation non radiatif ou lectronique qui est galement connu sous le

    nom "d'effet Auger"[2].

    La probabilit dinteraction par effet photolectrique est caractrise par le coefficient

    dattnuation massique.

    Cette probabilit est grande quand lnergie du photon incident est suprieure, mais voisine

    lnergie de liaison dun lectron sur sa couche ; la probabilit dcroit trs vite avec lnergie.

    On peut conclure que leffet photolectrique = Absorption complte du photon incident par

    latome et jection consquente dun lectron de latome.

    C'est--dire Quand lnergie du photon augmente, des lectrons des couches plus profondes

    peuvent tre jects [4].

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 19

    Figure1.6. effet photolectrique

    La figure 1.6 reprsente l'interaction d'un photon par effet photolectrique et la dsexcitation

    radiative de l'atome cible avec mission d'un photon de fluorescence ou d'un lectron Auger.

    La dsexcitation non radiative est prpondrante dans le cas d'atomes cibles lgers qui

    subissent principalement des photo-ionisations en couche K et deviennent donc metteur

    d'lectrons Auger.

    I.7.2. Effet Compton :

    Cet effet est produit si le photon incident possde une nergie de 0.1 0.5 MeV.

    Le photon interagit avec un lectron libre ou peu li et linteraction conduit ljection de

    llectron, et le photon incident subit une diffusion avec une nergie infrieure son nergie

    initiale.

    Lnergie du photon diffus et lectron de Compton est donne simplement, en appliquant les

    lois de la conservation de lnergie et du moment cintique au choc du photon avec un

    lectron libre, ce qui donne la relation suivante [2] :

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 20

    (1.12)

    est lnergie du rayonnement lectromagntique incident (ici un rayon ), et est

    lnergie cintique de llectron ject.

    Au cours de l'interaction, une partie de l'nergie du photon est transmise l'lectron, qui

    recule et le reste de l'nergie, apparat sous la forme d'un photon diffus.

    Figure1.7. Effet Compton.

    I.7.3. Production de paires :

    Dans le champ lectrique intense qui rgne au voisinage du noyau, le photon peut se

    matrialiser sous forme dun lectron et dun positon.

    Une nergie de 2 , correspondant leurs masses, est dpense pour crer

    llectron et le positon (figure 1.8). Lexcdent dnergie se rpartit, sous forme dnergie

    cintique, entre les deux particules. La production dune paire nest donc possible que

    si lnergie du photon est suprieure [10].

    La conservation de lnergie scrit :

    E= 2 + + (1.13)

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 21

    O est l'quivalent nergtique de la masse de llectron ( = 0,511 MeV), et

    sont respectivement les nergies cintiques de llectron et du positron.

    Llectron et le positron sont ralentis dans la matire.

    la fin de son parcours, le positron interagit avec un lectron et sannihile ce qui engendre

    lmission de deux photons gamma dnergie 511 keV 180 lun de lautre (voire figure 1.8

    et figure 1.9) [2].

    Figure1.8. effet de production des paires.

    Figure1.9. Phnomne dannihilation de la matire.

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 22

    I.7.4. Section efficace :

    I.7.4.1. Dfinitions et notations :

    En physique nuclaire ou en physique des particules, la section efficace est une grandeur

    physique relie la probabilit d'interaction d'une particule pour une raction donne. L'unit

    de section efficace est une unit de surface ; on utilise traditionnellement le barn (b) :

    1 b = 10-24

    cm = 10010-30

    m, soit la surface d'un carr de dix femto mtres de ct (c'est--

    dire lordre de grandeur du diamtre d'un noyau atomique).

    La section efficace reprsente la probabilit intrinsque dune interaction et elle est

    indpendante des variables du faisceau et de la cible : la gomtrie, la densit et lintensit

    A chacun de ces modes dinteraction est associe une section efficace, qui dpend de lnergie

    des photons incidents et du numro atomique Z du matriau travers. Limportance relative de

    ces trois modes en fonction de E et Z est reprsente sur la figure 1.10, avec , et

    les sections efficaces des effets photolectriques, Compton et cration de paires

    respectivement [5,13].

    Linteraction des photons avec la matire a comme section efficace la somme de toutes les

    sections efficaces des diffrents processus. Elle est donne par :

    (1.14)

    I.7.4.2. Domaine de prpondrance de chacun des effets :

    Limportance relative des diffrents types d'interaction est en fonction de lnergie de la

    radiation et du numro atomique du milieu, on peut reporter dans le plan (h, Z) les lieux de

    probabilit des effets :

    http://fr.wikipedia.org/wiki/Physique_nucl%C3%A9airehttp://fr.wikipedia.org/wiki/Physique_des_particuleshttp://fr.wikipedia.org/wiki/Probabilit%C3%A9http://fr.wikipedia.org/wiki/Particulehttp://fr.wikipedia.org/wiki/Barnhttp://fr.wikipedia.org/wiki/Femtom%C3%A8trehttp://fr.wikipedia.org/wiki/Noyau_atomique

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 23

    Ceci permet de dfinir trois zones :

    Faible nergie des photons et haut Z : prdominance de leffet photolectrique.

    nergie moyenne et Z moyen : prdominance de leffet Compton.

    nergie leve et Z lev : prdominance de la production de paires.

    Figure 1.10. Probabilits de ralisation des effets photolectrique, Compton et de

    production de paires en fonction de lnergie.

    Daprs la figure, il apparait que :

    leffet photolectrique prdomine aux basses nergies. La probabilit doccurrence est

    une fonction dcroissante de lnergie du rayonnement incident ;

    leffet Compton est leffet prdominant aux nergies intermdiaires et la valeur du

    facteur varie relativement peu en fonction de lnergie ;

    la probabilit doccurrence de leffet de production de paires, au-dessus de son seuil

    dapparition de 1,022 MeV, est une fonction croissante de lnergie.

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 24

    Pour les nergies des rayonnements mis par les radionuclides (0,1 a quelques MeV), on

    peut constater que leffet Compton est le mode dinteraction privilgie ou prpondrant dans

    les tissus biologiques [3].

    I.7.5.Attnuation des rayonnements lectromagntiques :

    I.7.5.1. Loi dattnuation :

    Ltude de probabilits dinteraction des photons avec la matire conduit la dfinition des

    lois dattnuation dun faisceau de photons.

    Au contraire des particules charges qui cdent progressivement leur nergie la matire au

    cours dinteractions successives, les rayonnements lectromagntiques disparaissent

    brutalement la suite dune interaction.

    On ne peut plus parler de ralentissement, il faut y substituer la notion dattnuation en

    nombre.

    Dans le cas dun faisceau parallle mono nergtique (dont les rayonnements ont la mme

    nergie), le nombre de rayons mergeants N nayant subi aucune interaction dans la traverse

    dun cran dpaisseur x est lie au nombre de rayons incidents par une relation

    exponentielle du type :

    N = (1.15)

    Ou est le coefficient dattnuation linique dont la valeur dpend de lnergie du

    rayonnement et de la nature de lcran : si x, paisseur de lcran, est exprim en cm par

    exemple, devra tre exprim en cm1.

    Sur papier semi-logarithmique, la reprsentation graphique de cette loi dattnuation est une

    droite de pente .

    Il est important de noter que cette loi ne permet pas de calculer que le nombre de

    rayonnements lectromagntiques sortant de lcran avec lnergie initiale (donc vierges de

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 25

    toute interaction). Ceux-ci ne reprsentent quune partie des rayonnements

    lectromagntiques mergeants, ils ne prennent pas en compte, en particulier, les

    rayonnements diffuses Compton.

    I.7.5.2.Couche de demi-attnuation(CDA) :

    On appelle couche de demi-attnuation (CDA) l'paisseur de matire ncessaire pour

    diminuer de moiti lintensit du faisceau.

    Tel que :

    (1.16)

    Appliquant (1.12) pour , on obtient :

    (1.17)

    Comme dpend de lnergie des photons et de la matire traverse [10] [14].

    I.8. La dosimtrie des rayonnements ionisants :

    L'htrognit de l'mission de la source de rayonnements, les caractristiques du

    rayonnement utilisent, les distances de la source par rapport aux diffrentes parties du volume

    des produits traites et la structure du produit ne permettent pas d'obtenir une dose identique

    dans tout le volume du produit. Do la ncessite de procder la dosimtrie [15].

    Leffet biologique obtenu lors de lirradiation de la matire vivante par un rayonnement

    dpend, essentiellement de la nature du rayonnement et de lnergie absorbe par la matire

    irradie.

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 26

    La dosimtrie a pour but de dterminer cette nergie absorbe. Cette dtermination est

    essentielle :

    Pour estimer le danger potentiel des techniques de diagnostique utilisant, in vivo, les

    radiations ionisantes.

    Pour prvoir en radiothrapie, les effets du traitement sur les tissus tumoraux et sur les

    tissus sains adjacents.

    Pour dfinir les normes de radioprotection individuelle et collective [2].

    I.8.1. Dfinition :

    La dosimtrie est un moyen de mesure de la dose des rayonnements, absorbe par la matire

    et de contrle du bon fonctionnement de l'installation. Comme elle reprsente une assurance

    de rsultats et de qualit pour les produits traites [16] et une maintenance des performances

    des mesures acceptables [17].

    I.9. Grandeurs et units dosimtriques :

    Les dfinitions voques dans cette partie sont celles des grandeurs qui reprsentent l'outil

    ncessaire pour corrler des mesures physiques aux effets des irradiations. Ce sont des

    grandeurs macroscopiques se rapportant aux effets dans un milieu, pouvant tre utilises pour

    prvoir les consquences d'une irradiation [18].

    L'action d'un rayonnement ionisant est dfinie par plusieurs grandeurs, auxquelles

    correspondent des units particulires. Les grandeurs usuellement utilises en dosimtrie,

    sont : [17]

    I.9.1. Exposition :

    Lexposition ne sapplique qu des rayonnements indirectement ionisants et parmi ceux-ci

    uniquement aux rayons X et .

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 27

    Cette quantit dexposition est dfinie par lICRU (International Commission on Radiation

    Units and measurements) comme le quotient de la charge par le volume dair de masse

    [19, 2,13]

    (1.18)

    Lunit : C.

    Lancienne unit utilise tait le Roentgen (R)

    1R = 2.58. C. [20]

    O est la charge lectrique totale de tous les ions dun signe donn produits dans lair

    quand tous les lectrons secondaires librs par les photons dans un volume dair de masse

    Sont compltement arrts par lair.

    Les ions produits par labsorption des rayonnements de freinage mis par les lectrons

    secondaires trs nergtiques nentrent pas dans la charge .

    I.9.2. Kerma :

    Le Kerma reprsente l'nergie cintique libre dans le milieu par le rayonnement

    indirectement ionisant (photon, neutron).

    Le transfert dnergie par un flux de photons un milieu se fait en deux tapes [21] [13] :

    La premire est linteraction des photons avec les atomes du milieu mettant ainsi

    les lectrons en mouvement par les interactions de photons (effet photolectrique,

    Compton, cration de paire, etc...) (figure 1.11(a))

    La deuxime tape concerne le transfert dnergie qui se fait entre ces lectrons de

    haute nergie et le milieu par excitations et ionisations (figure 1.11. (b)).

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 28

    Figure1.11 : Reprsentation schmatique du transfert dnergie dun photon au milieu

    travers

    La quantit dnomme Kerma (Kinetic Energy Released per unit Mass in the medium).

    Elle traduit le premier acte du transfert dnergie par collision aux particules secondaires. Elle

    prsente la somme des nergies cintiques initiales de toutes les particules charges mises en

    mouvement par les rayonnements dans le volume de masse dm du milieu :

    (1.19)

    Dans le systme international des units (SI), le kerma est exprim en gray (symbole : Gy) :

    1Gy = 1 J/kg. Bien que son usage ne soit plus autoris depuis 1er janvier 1986, une ancienne

    unit est encore souvent employe le rad (1 rad = Gy).

    Le Kerma sapplique quelle que soit la nature du rayonnement indirectement ionisant.

    Lorsque le milieu absorbant est lair, on parle de Kerma et de dbit de Kerma dans lair [22].

    Le Kerma se divise en Kerma de collision et Kerma radiatif [13].

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 29

    Kerma de collision est lnergie transfre aux lectrons secondaires qui est perdue lors

    des collisions.

    Kerma radiatif est lnergie transfre aux lectrons qui est perdue par des processus

    radiatifs.

    Donc, le kerma scrit :

    (1.20)

    La fraction moyenne de lnergie transfre aux lectrons qui est perdue par des processus

    radiatifs est reprsente par un facteur dsign sous le nom de la fraction radiative . Par

    consquent, la fraction dnergie perdue lors des collisions est (1 ).

    Une relation frquemment utilise entre le kerma de collision et le kerma total K peut

    tre crite comme suit :

    (1.21)

    Le dbit de Kerma est le quotient de la variation du Kerma pendant un intervalle de temps

    .

    (1.22)

    Son unit est le gray par minute.

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 30

    I.9.3. La dose absorbe :

    Cest une grandeur plus intressante en radiothrapie et en radiobiologie.

    La diffrence entre le Kerma et la dose absorbe peut tre mise en vidence en remarquant

    que dans lnergie transfre llectron une partie est dpose dans le milieu, lautre est

    perdu sous forme de rayonnement de freinage [2].

    La dose absorbe, D, est le quotient par d , o est l'nergie moyenne cde par le

    rayonnement ionisant la matire de masse d :

    (1.23)

    Unit S.I. : J. Le nom spcial de l'unit de dose absorbe est le gray (symbole : Gy) :

    1Gy = 1 J.

    L'ancienne unit de dose absorbe, rad, a pour valeur correspondante : 1 rad = J.

    Pour une source de photon et sous les conditions de lquilibre lectronique, la dose absorbe,

    D, peut tre exprime comme suit :

    (1.24)

    O :

    = fluence des particules (particules / ),

    E = nergie du rayonnement ionisant (J), et ( / ) = Le coefficient massique d'absorption

    d'nergie ( / kg) [23] [18].

    I.9.4. Dbit de dose absorbe :

    Le dbit de dose absorbe, est le quotient de dD par dt, o dD est l'incrment de dose

    absorbe pendant l'intervalle de temps dt correspondant :

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 31

    (1.25)

    Unit S.I: J. .

    Le nom spcial, gray (Gy), peut tre substitu au joule par kilogramme :

    1Gy. = 1 J. .

    L'ancienne unit de dbit de dose absorbe, rad. , a pour valeur correspondante :

    1 rad. = 10-2 J. [23, 17,18].

    I.9.5. Lquilibre lectronique :

    Le Kerma et la dose absorbe sexpriment avec la mme unit. Cependant, ce nest que

    lorsque lquilibre lectronique est atteint dans le milieu que les quantits Kerma et dose

    absorbe sont gales.

    Un rayonnement gamma interagit avec la matire pour donner des lectrons secondaires qui

    cdent leur nergie la matire selon diffrents processus (excitation, ionisation).

    Considrons un faisceau de photons pntrant dans un milieu matriel ; les lectrons mis en

    mouvement ont un certain parcours en fonction de leur nergie (figure 1.12) [13,2].

    Au fur et mesure que le faisceau de photons pntre dans le milieu, il met en mouvement

    des lectrons et la fluence de ces lectrons sur des couches successives du milieu augmente

    progressivement ceci jusqu une profondeur gale au parcours des lectrons dnergie

    maximale mis en mouvement dans le milieu, cest la profondeur de lquilibre lectronique.

    (1.26)

  • CHAPITRE I INTERACTION RAYONNEMENTS MATIRE

    Page 32

    Lorsque celui-ci est teint, le flux dlectrons est proportionnel au flux de photons ; mais

    celui-ci tant attnu le flux dlectrons diminue alors paralllement tout en restant

    proportionnel au flux de photons.

    Figure1.12 : Lquilibre lectronique

  • Chapitre II

    Paramtres physiques et dosimtriques

    des units dirradiation

  • CHAPITRE II PARAMTRES PHYSIQUES ET DOSIMTRIQUES

    Page 34

    II .1. Introduction :

    Dans le domaine mdical, les rayons X de basse nergie sont utiliss en radiodiagnostic et en

    radiothrapie conventionnelle, encore appele radiothrapie basse nergie , alors que la

    radiothrapie dite haute nergie met en uvre des rayonnements X produits par des

    acclrateurs [3].

    Les faisceaux de photons externes sont tous caractriss par des paramtres physiques, mais

    tombent dans diffrentes catgories selon leur origine, des moyens de production et l'nergie.

    En ce qui concerne les rayons X qui sont originaires d'un objectif de bombardement

    d'lectrons nergtiques. En ce qui concerne les moyens de production des rayons X sont

    produits soit dans un tube rayons X (rayons x superficielle ou orthovoltage) ou dans un

    acclrateur linaire (mgavoltage rayons X) [16].

    II.2. Rayonnement lectromagntique X :

    Les rayons X ont t dcouverts en 1895 par le physicien allemand Rntgen, ils appartiennent

    au rayonnement lectromagntique haute frquence, avec une longueur donde comprise

    entre cinq picomtre et dix nanomtres.[27]

    Ils sinscrivent dans le large domaine des ondes lectromagntiques, Sur le spectre en nergie

    des rayonnements lectromagntiques, les rayons X se situent aprs lultraviolet Selon le

    mode de production, ils peuvent avoir une nergie plus ou moins leve, de quelques KeV

    des centaines de MeV [27,3].

    II.3. Origine des rayons X :

    Si les rayons X sont des rayonnements lectromagntiques de mme nature que les photons

    gamma, ils en diffrent par leur origine.

    Les photons gamma sont issus du noyau de latome, alors que les rayons X prennent

    naissance au niveau du cortge lectronique ou dans le champ lectrostatique qui entoure le

  • CHAPITRE II PARAMTRES PHYSIQUES ET DOSIMTRIQUES

    Page 35

    noyau. Ils rsultent des interactions des lectrons avec la matire, qui peuvent prendre deux

    formes selon lnergie des lectrons et la nature du milieu traverse :

    Interaction des lectrons avec le noyau, qui cre un rayonnement X de freinage.

    Interaction des lectrons incidents avec les lectrons du cortge lectronique donnant

    lieu une ionisation ou une excitation, dont la consquence directe sera un

    rarrangement du cortge [3].

    II.4. Production de rayons X :

    La thorie du rayonnement lectromagntique prvoit que lorsquune particule charge subit

    une modification de sa trajectoire, elle rayonne de lnergie. Ainsi, une particule acclre ou

    dclre subit une perte de son nergie sous forme de rayonnement lectromagntique.

    Ce processus porte le nom de rayonnement de freinage ou Bremsstrahlung. Cette perte

    dnergie par rayonnement de freinage dpend en partie de la masse de la particule incidente.

    Ce processus est important pour les particules lgres comme les lectrons et il est

    pratiquement ngligeable pour les particules lourdes.

    La production des rayons X seffectue sur la base de ce processus en crant un faisceau de

    particules charges que lon freine ensuite dans un matriau cible, cest le principe du tube

    rayon X [27].

    II.5. Principe du tube rayons X :

    Pour disposer de faisceaux de rayons X utilisables, le procd technologique consiste crer

    des lectrons et a les envoyer sur une cible pour obtenir des rayonnements de freinage en

    grand nombre.

    Un courant lectrique circule dans un filament et cre des lectrons par chauffage (effet

    thermo-ionique). Ce filament constitue la cathode du tube a rayons X ; il est port un

    potentiel ngatif. Les lectrons forms sont acclrs par une haute tension applique entre la

  • CHAPITRE II PARAMTRES PHYSIQUES ET DOSIMTRIQUES

    Page 36

    cathode et une cible, ou anode (parfois aussi appele anticathode), qui est porte un potentiel

    fortement positif pour attirer les lectrons.

    Lensemble est plac dans une ampoule en verre dans laquelle est ralis un vide

    Pouss pour viter la dispersion des lectrons (Figure 2.1).

    Figure 2.1. Principe du tube rayons X

    Pour favoriser la production de rayonnement de freinage, lanode est constitue dun matriau

    de numro atomique lev rsistant la chaleur. Le tungstne, de numro atomique 74 (et de

    symbole chimique W) rpond bien a ces deux exigences et constitue trs souvent la cible des

    tubes a rayons X. Selon les applications envisages, celle-ci peut tre galement en

    molybdne, or, cuivre, fer, cobalt. . .

    Le rendement de la cible en rayonnement de freinage reste toujours limite (2 %). Les

    nombreuses ionisations et excitations cres par les lectrons dans la cible produisent une

    importante lvation de temprature. Celle-ci est donc souvent enchsse dans du cuivre pour

    assurer la diffusion de la chaleur et ncessite un refroidissement par air, huile ou eau.

  • CHAPITRE II PARAMTRES PHYSIQUES ET DOSIMTRIQUES

    Page 37

    Lanode est le plus souvent incline par rapport la direction des lectrons et les rayons X

    sont mis prfrentiellement dans un cne dont laxe dpend de la pente de lanode. Les

    rayons X traversent la paroi du tube et sortent par une fentre en matriau lger (bryllium ou

    aluminium) amnage dans la gaine plombe qui entoure le tube.

    Cette fentre va arrter une partie des rayons X, en particulier ceux qui auront une nergie

    faible. De plus, pour limiter le faisceau sa partie utile, un collimateur est plac aprs la

    fentre de sortie.

    II.6. Spectre de rayons X :

    Le spectre en nergie des rayons X mis par lanode est le rsultat de la superposition de deux

    spectres indpendants :

    le spectre continu des rayonnements de freinage, de 0 ;

    le spectre de raies caractristiques lies au rarrangement du cortge lectronique.

    Ce spectre global peut tre reprsent de deux manires :

    en fonction des longueurs donde, comme sur la (figure 2.2.) : le spectre prsentera

    alors une longueur donde minimale

    (2.1)

    en fonction de lnergie, comme sur la (figure 2.3.) Dans ce cas, lnergie des rayons

    X ne pourra pas dpasser une valeur maximale correspondant la haute tension

    applique. En aucun cas lnergie du photon X de freinage ne peut tre suprieure celle de

    llectron qui lui a donn naissance :

    (2.2)

    Ou, plus simplement : (en KeV) = haute tension (KV) (2.3)

  • CHAPITRE II PARAMTRES PHYSIQUES ET DOSIMTRIQUES

    Page 38

    La forme exacte du spectre mis par un tube rayons X dpend de nombreux paramtres tels

    que la nature de lanode, la valeur de la haute tension et la filtration totale. Lintensit

    lectrique du courant parcourant le filament permet de modifier le nombre dlectrons mis,

    donc celui de rayons X produits par le tube.

    Figure 2.2. Exemple dun spectre de rayons X, reprsent en fonction de la longueur

    donde

    Figure 2.3. Exemple dun spectre de rayons X, pour une haute tension de 100 KV,

    reprsent en fonction de lnergie

  • CHAPITRE II PARAMTRES PHYSIQUES ET DOSIMTRIQUES

    Page 39

    II.7. Dosimtrie des faisceaux de photons :

    II.7.1. Caractristiques physiques dun faisceau de photons dans le vide :

    Considrons un faisceau de photons issu dune source S suppose ponctuelle et qui se propage

    dans le vide [2].

    Un faisceau de photons issu dune source sera caractris par trois types de grandeur : sa

    distribution spectrale, par ses paramtres nergtiques et par sa distribution spatiale.

    Figure 2.4. Caractristiques physiques dun faisceau de photons dans le vide

    II.7.1.1. La distribution spectrale :

    Cest--dire les proportions relatives des nergies qui sont reprsentes dans le faisceau

    Par exemple : Source radioactive spectre de raies

    Tube de Coolidge spectre continu

    Pour tous les autres paramtres, on raisonnera sur un faisceau mononergtique.

    Pour les faisceaux polynergtiques, on procde par addition (spectre de raies) ou par

    intgration (spectre continu).

  • CHAPITRE II PARAMTRES PHYSIQUES ET DOSIMTRIQUES

    Page 40

    II.7.1.2. Les paramtres nergtiques :

    1. Flux nergtique ( ) :

    Cest nergie totale transporte par le faisceau par unit de temps. Ce qui nous intresse

    plus particulirement est le flux qui va entrer en interaction avec la matire dont la taille

    est finie, donc le flux transport dans langle solide qui voit la matire partir de la

    source.

    2. Intensit nergtique (I) : dans une direction donne

    I

    (2.4)

    Unit : Watt/stradian

    d est pris suffisamment petit pour que dsoit homogne dans cet angle solide.

    3. Lnergie totale (W) : Lnergie totale transporte par le faisceau pendant un temps T est

    W

    (2.5)

    Unit : Joules

    4. Fluence nergtique () : Cette quantit de densit de puissance peut tre cumule dans

    le temps pour aboutir lnergie totale qui a travers dS pendant le temps dirradiation, on

    parle de fluence nergtique.

    (2.7)

    Unit : Joules/

  • CHAPITRE II PARAMTRES PHYSIQUES ET DOSIMTRIQUES

    Page 41

    II.7.1.3. La distribution spatiale :

    On caractrise la distribution spatiale dun rayonnement par lindicatrice dintensit

    nergtique ; si lintensit nergtique I ne dpend pas de la direction dobservation,

    lindicatrice dintensit nergtique est une sphre et le faisceau est dit isotrope.

    I = /4(2.8)

    Cest le cas dune source radioactive de faibles dimensions [2].

    II.7.1.4. Lois fondamentales de lattnuation des faisceaux de photons :

    Considrons un faisceau mince issu dune source ponctuelle S et se propageant dans le vide.

    Quand on sloigne de la source, la surface traverse par ce flux augmente. La fluence

    nergtique est proportionnels 1/ .

    Par contre, lintensit nergtique I ne varie pas quand on sloigne de la source [2].

    II.7.2. Caractristiques physiques dun faisceau traversant un matriau :

    Au voisinage dun point P du matriau, on observe non seulement des photons provenant du

    faisceau initial, mais galement des photons diffuss dont la direction de propagation et la

    distribution spectrale ne sont pas uniformes (figure 2.5) [2].

  • CHAPITRE II PARAMTRES PHYSIQUES ET DOSIMTRIQUES

    Page 42

    Figure 2.5. Caractristiques physiques dun faisceau traversant un matriau

    Dans llment de sphre de rayon dr, la surface de section qui est perpendiculaire au

    rayonnement diffus est toujours quelle que soit la direction du rayonnement diffus.

    Il convient donc dadapter les dfinitions qui font intervenir une surface fixe dS, donc on

    aura : [28]

    - la fluence nergtique

    (2.11)

    II.8. Pntration du faisceau de photons dans leau :

    Dans ltude de la distribution de la dose sur laxe du faisceau de photons pntrant dans un

    milieu quivalent tissu, on obtient une courbe dont la forme dpend de lnergie et des

    paramtres gomtriques de lirradiation (section de faisceau, distance source surface SSD).

    Ces paramtres dpendent beaucoup dappareillages utiliss.

  • CHAPITRE II PARAMTRES PHYSIQUES ET DOSIMTRIQUES

    Page 43

    Le plus souvent, la dose absorbe en un point de laxe est exprime en pourcentage de la dose

    maximale sur laxe, la courbe obtenue, appele courbe de rendement en profondeur, prsente

    toujours trois parties distinctes figure (2.6).

    Figure 2.6. Schmatisation dune courbe de rendement en profondeur

    La rgion daccroissement de dose, AB, correspondant dune part, la mise en mouvement

    des lectrons secondaires dans le milieu par les photons primaires et, dautre part, a leffet des

    rayonnements diffuss provenant de la tte dirradiation et des ventuels accessoires placs

    sur le trajet du faisceau. Elle est caractrise par la dose la surface .

    La rgion du maximum, B, correspondant un quilibre lectronique, est dautant plus plate

    que lnergie est plus leve et est caractrise par la profondeur du maximum .

    La rgion de la dcroissance de dose en profondeur, BC, est pratiquement exponentielle.

    Le rendement en profondeur dpend de la distance sparant la source de photons la surface

    du milieu quivalent-tissu.

  • CHAPITRE II PARAMTRES PHYSIQUES ET DOSIMTRIQUES

    Page 44

    II.9. Paramtres de traitement :

    II.9.1. La taille du champ du faisceau de rayonnement :

    Les Faisceaux utiliss pour la radiothrapie ont des formes diffrentes que reprsentent

    habituellement un compromis entre la forme de la cible relle et le besoin de simplicit et

    d'efficacit dans le faisceau de faonnage. Gnralement les formes utilises : carre,

    rectangulaire, circulaire et irrgulires.

    Les champs circulaires avec collimateurs spciaux attachs la machine de traitement, et les

    champs irrguliers qui ceux faits avec des blocs de blindage ou avec des collimateurs

    mutilmes attach une machine de traitement.

    Un champ arbitraire rectangulaire avec des cts a et b sera peu prs quivalente un champ

    carr avec des cts lorsque les deux champs ont la mme aire / primtre (rgle de la

    journe), c'est--dire,

    (2.12)

    Un champ arbitraire carr avec des cts sera quivalent un champ circulaire avec un

    rayon lorsque les deux champs ont la mme zone, savoir

    (2.13)

    II.9.2. Facteur de collimateur :

    Lorsque l'ouverture du collimateur augmente, le Build-up (profondeur o la dose est

    maximale) se rapproche de la surface. Ceci est d l'augmentation du flux des lectrons

    secondaires et des photons diffuss par le collimateur lorsque sa surface interne crot.

    L'augmentation de la section du faisceau entrane celle du volume diffusant ; il en rsulte un

    accroissement du flux des lectrons secondaires et donc de la dose sur l'axe. Ainsi, on

  • CHAPITRE II PARAMTRES PHYSIQUES ET DOSIMTRIQUES

    Page 45

    dtermine un facteur correctif (Facteur d'Ouverture de Collimation "F.O.C") pour tenir

    compte de l'influence de l'ouverture du champ.

    Le facteur de collimation (F.O.C) est dfini dans lICRU24 comme le rapport du dbit

    dexposition ou dbit de dose dun champ donn celui dun champ de rfrence. Il s'obtient

    en mesurant les doses reues (D) par une chambre d'ionisation place une distance de

    rfrence , la profondeur de rfrence , pour un champ de dimension C, la dose ( )

    mesure la mme distance et la mme profondeur pour le champ de rfrence, : [2,29]

    (2.14)

    Les dtecteurs habituellement recommands pour ce type de mesures en radiothrapie

    conventionnelle sont une chambre dionisation de type Farmer (cylindrique de 0,6 cm3).

    II.9.3. Le facteur de diffusions au pic (PSF) :

    Cest le facteur PSF dfini la profondeur de maximum de dose (figure 2.7). Il reprsente le

    rapport entre la dose absorbe totale et la dose des photons primaires la profondeur de

    maximum de dose.

    Daprs cette dfinition, le PSF tend vers 1 si la taille du champ tend vers 0. [30,13]

    (2.15)

  • CHAPITRE II PARAMTRES PHYSIQUES ET DOSIMTRIQUES

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    Figure 2.7. Mesure du PSF. La mesure dans lair seffectue avec un capuchon de build-up

    II.9.4. Le dbit de la machine relative (output) :

    Le facteur doutput dun appareil de traitement est dfini dans lICRU24 (ICRU, 1976)

    comme le rapport du dbit dexposition ou du dbit de dose dun champ donn celui dun

    champ de rfrence ( , ). Il est not RDF (facteur de dose rela