0 0.2 0.4 0.6 0.8 1 Dose relative Prof. 30 mm Prof. 40 mm Prof. 90 mm Calcul MC Mesure Apr. 2011 −20 −10 0 10 20 30
Diff. rel. (%) à la prof. 30 mm
referenceCalcul MC ___ +/− 3σ −20 −10 0 10 20 30
Diff. rel. (%) à la prof. 40 mm
referenceCalcul MC ___ +/− 3σ −80 −60 −40 −20 0 20 40 60 80 −20 −10 0 10 20 30 Distance à l’axe (mm)
Diff. rel. (%) à la prof. 90 mm
referenceCalcul MC ___ +/− 3σ (a) Champ 3 × 3 cm2 0 0.2 0.4 0.6 0.8 1 Dose relative Prof. 30 mm Prof. 40 mm Prof. 90 mm Calcul MC Mesure Apr. 2011 −20 −10 0 10 20 30
Écart rel. (%) à la prof. 30 mm
referenceCalcul MC ___ +/− 3σ −20 −10 0 10 20 30
Écart rel. (%) à la prof. 40 mm
referenceCalcul MC ___ +/− 3σ −80 −60 −40 −20 0 20 40 60 80 −20 −10 0 10 20 30 Distance à l’axe (mm)
Écart rel. (%) à la prof. 90 mm
referenceCalcul MC
___ +/− 3σ
(b) Champ 5 × 5 cm2
FIGURE3.33 – Doses sur l’axe Z (profiles verticaux) en présence d’une couche d’os positionnée sur la moitié haute (Z > 0) du champ, dose tracée à 30, 40 et 90 mm de profondeur. L’écart relatif est tracé séparément à chaque profondeur.
3.5 Discussion
Pour la validation du calcul de dose par simulation Monte Carlo, la première difficulté qui s’est présentée a été la variabilité des mesures de doses, à cause de laquelle il est difficile de quan-tifier précisément l’éventuelle erreur réalisée par le calcul. Cette variabilité provient des moyens de mesure (imperfection de la chambre et des films dans cette gamme d’énergie, difficultés de positionnement de la chambre) et surtout de la variabilité liée à l’utilisation du rayonnement syn-chrotron, dont le réglage fait que certaines caractéristiques peuvent varier légèrement entre les différentes campagnes de mesure (homogénéité du flux, composante énergétique du faisceau, de-gré de polarisation).
Les paramètres permettant la meilleure adéquation aux mesures, et qui seront utilisés pour la planification sur patients sont les suivantes. Nous utilisons une source elliptique de photons pu-rement monochromatiques. (Éventuellement, il sera possible de créer et utiliser des PSF à partir d’une source non monochromatique, si le spectre d’énergie du faisceau est quantifié plus précisé-ment à l’avenir.) La prise en compte de la polarisation linéaire (avec un degré 1.0) est activée pour la simulation dans le patient.
En utilisant les paramètres de simulation les plus adéquats, on observe des désaccords entre calculs et mesures aux positions hors du champ. Le calcul donne des doses plus élevées que la mesure par chambre d’ionisation sur les cotés horizontaux du champ, plus faibles que la mesure sur les cotés verticaux. Nous avons émis l’hypothèse que la mesure par chambre d’ionisation est
légèrement biaisée hors du champ, en raison du faible spectre en énergie des photons dans cette zone. Les photons seraient alors moins bien détectés par la chambre, laquelle retournerait une mesure inférieure à la dose réelle. Sur les cotés verticaux, l’écart relatif avec le calcul ne peut s’expliquer par le même raisonnement.
Ces différences n’empêcheront pas l’utilisation de ce calcul Monte Carlo pour la planification de traitement. Le calcul est correct dans le champ (sur l’axe, sur les profils à l’intérieur du champ, ainsi que au niveau du bord du champ, l’écart relatif ou la DTA sont bons, généralement inférieurs à 2 % ou 2 mm).
Chapitre 4
La version du TPS ISOgray dédiée à
la SSRT
Sommaire
4.1 Bibliothèque de faisceaux . . . 101 4.2 Bibliothèque d’appareils d’imagerie . . . 101 4.3 ISOgray . . . 102 4.3.1 Données d’imagerie . . . 102 4.3.2 Module de segmentation . . . 103 4.3.3 Module de simulation virtuelle . . . 104 4.3.4 Module de dosimétrie . . . 105 4.3.5 Intégration du calcul Monte Carlo au TPS . . . 106 4.3.5.1 Fichiers générés par ISOgray . . . 106 4.3.5.2 Lancement des calculs . . . 108 4.3.5.3 Le programme penlinac . . . 108 4.3.5.4 Simulation dépendante du patient en géométrie analytique . . . . 108 4.3.5.5 Simulation dans le patient . . . 109 4.3.6 Temps de simulation et performance . . . 109 4.3.7 Dose dans l’eau, dose dans le milieu . . . 111 4.3.8 Réduction du bruit . . . 111 4.3.9 Pondération, somme, normalisation, visualisation . . . 113 4.3.10 Validation du modèle du cache personnalisé . . . 113 4.3.11 Calcul de dose absolue et des temps d’irradiation . . . 114 4.4 Conclusion . . . 116
On s’intéresse dans ce chapitre à l’ensemble du développement du TPS dédié à la SSRT, l’ajout de fonctionnalités nécessaires à la planification de traitement pour cette technique particulière, et l’intégration au TPS du calcul Monte Carlo décrit précédemment (chapitre 2). La figure 4.1 résume le déroulement d’une planification de traitement en SSRT avec la version d’ISOgray dédiée.
Les différents modules d’ISOgray utilisés au cours de cette planification sont indiqués dans des cadres en gras. Les doubles flèches indiquent les relations de ces modules au code source d’ISOgray. Le code source comprend de nombreuses librairies (lib.)1 de classes C++, servant à
1. on utilisera la version francisée librairie du terme anglais library, plutôt que bibliothèque, par habitude et pour éviter la confusion avec les bibliothèques de faisceaux et d’appareils d’imagerie.
FIGURE 4.1 – Planification de traitement en SSRT avec ISOgray. Les points ayant nécessité des modifications au code source du logiciel sont indiqués en vert.
définir des interfaces, des actions, des algorithmes de traitement, des fonctions de gestion des données associées au plan de traitement. Les cadres et textes en vert indiquent les étapes de la planification ayant particulièrement nécessité des modifications au code par rapport à la version standard. Ces modifications aux librairies du code, auxquelles on fera référence avec les numéros indiqués en vert figure 4.1 (lib.[1]à lib.[5]), sont développées dans la suite du chapitre.
4.1 Bibliothèque de faisceaux
4.1 Bibliothèque de faisceaux
Les faisceaux ESRF ont été ajoutés à la bibliothèque de faisceaux. Les étapes sont les suivantes. • Création d’un appareil du constructeur « ESRF ».
• Distance source - axe de rotation du support (c’est à dire isocentre) à 147961 mm.
• Intervalle d’ouverture des mâchoires. Contrairement aux LINACs (accélérateurs linéaires) hospitaliers, il n’y a pas à l’ESRF de mâchoires de collimation réglées pour chaque patient, le champ plein mesure toujours 15 cm× 7 cm (obtenu avec un faisceau fin de 2 mm de balayé verticalement sur 7 cm).
Cependant, dans ISOgray, pour la visualisation graphique du champ non collimaté lors du positionnement des faisceaux dans une balistique, on souhaite voir la taille maximale dis-ponible pour l’irradiation, qui est 6 cm× 6 cm2. Il s’agit de l’ouverture fixe de la plaque en plomb située juste avant les caches de collimation. Dans la bibliothèque de faisceau, on doit donc indiquer un intervalle d’ouverture des mâchoires de 60 mm (ouvertures verticale et horizontale). Puis pour chaque mâchoire, il faut indiquer des positions extrêmes minimum et maximum de -30 ou 30 mm (de façon à empêcher une asymétrie des mâchoires). Ces positions de mâchoires fictives correspondent ainsi à l’ouverture fixe de la plaque en plomb, et permettront ensuite une visualisation correcte du champ dans ISOgray.
• Création d’un accessoire « porte-caches ».
• Création de faisceaux. Les étapes pour chaque faisceau sont les suivantes.
◦ Sélection d’une énergie. Ce point est requis par le logiciel, mais est purement indicatif et la valeur n’a aucun impact. Pour le calcul Monte Carlo en effet, les caractéristiques du faisceau sont entièrement décrites par le PSF.
◦ À nouveau, indication des minima et maxima des plages d’ouvertures autorisées pour ce faisceau, à 60 mm sur les deux axes.
◦ Sélection du PSF (répertoire et nom de fichier) pour ce faisceau.
La plupart des informations à entrer ne nécessitent donc pas de modification par rapport à la ver-sion standard de la bibliothèque de faisceaux. Dans le code (classes C++ de gestion de l’interface et de la base de données pour cette bibliothèque, lib.[2]), les modifications suivantes ont toutefois été nécessaires.
• Limite maximum modifiée de 5.6 à 200 m pour la distance source - axe de rotation du support, dans le code et dans le module graphique.
• Ajout de l’ « ESRF » comme un constructeur valide d’unités de traitement dans la biblio-thèque, ajout qui a effet de même dans le reste du code source d’ISOgray.