2.2.1 Modélisation de la source
Considérons les 130 premiers mètres de la ligne médicale ID17, de la source à la sortie du monochromateur. Après la source (deux wigglers), les éléments influant sur le faisceau sont dans l’ordre
• les fentes primaires de collimation (dans la cabine optique),
• des filtres dans le faisceau (dans le cas de la dosimétrie pour les essais cliniques, 0.8 mm de carbone vitreux, 1 mm d’aluminium et 1 mm de cuivre furent généralement utilisés, afin de réduire la proportion de photons dans les plus hautes énergies du spectre) situés peu avant le monochromateur,
• des fentes secondaires, juste avant le monochromateur,
• puis enfin le monochromateur, qui a l’impact le plus important, en sélectionnant les photons dans une très étroite fenêtre en énergie. Cette sélection est réalisée par deux cristaux de silicium (structure Si(111)). Ces cristaux dévient les photons selon un angle dépendant de leur énergie, aussi la combinaison de deux cristaux (en géométrie dite « de Laue », c’est à dire parallèles et décalés) permet de diriger exclusivement les photons d’une énergie choisie vers la suite de la ligne.
Une simulation détaillée du faisceau depuis la source de photons et à travers ces éléments aurait un intérêt très limité pour la précision du calcul. La raison principale est que le calcul dans le monochromateur ne peut se faire de manière précise. En effet, PENELOPE (et aucun code Monte Carlo à notre connaissance) ne prend pas en compte la structure cristalline des matériaux. De plus, la simulation dans ces éléments serait extrêmement gourmande en temps de calcul pour un impact négligeable sur la dose au patient, car le faisceau est largement collimaté après le monochromateur et les particules secondaires arrêtées avant d’atteindre le patient.
Plutôt qu’une simulation depuis la source réelle dans cette première partie de la ligne, on utilise une source virtuelle, modélisant le faisceau dans son état connu à la sortie du monochro-mateur. Cette source virtuelle est un point ou une ellipse (selon les cas présentés) émettant des photons dans un cône (d’ouverture angulaire6.75 × 10−3 degré), et située à 147.96 m de l’iso-centre d’irradiation. Cette distance est choisie de façon à obtenir la divergence angulaire observée à la sortie du monochromateur. Le calcul de cette distance est présenté à la section 2.2.3, et la position de la source virtuelle y est illustrée figure 2.5. De ce faisceau en cône, toutes les parti-cules dépassant du champ de partiparti-cules connu à la sortie du monochromateur (150 × 5 mm2) sont coupées, pour obtenir le faisceau en éventail de la ligne médicale, tel que décrit dans la littérature [Elleaume et al. 1999, Elleaume et al. 2002, Suortti et al. 2000]. Nous considérons que l’erreur induite par ce modèle de source est négligeable en comparaison avec les modifications que le faisceau subit en aval (autres collimations, interactions avec l’air et éléments dans le champ).
En collaboration avec le groupe responsable de l’accélérateur de l’ESRF, il a été établi que la source réelle d’ID17 (deux wigglers) projetée dans un plan considéré lui même comme source virtuelle, forme une ellipse d’axes verticaux et horizontaux de 24 et 135µm, respectivement. Le choix d’utiliser une source virtuelle ponctuelle ou sous la forme plus réaliste d’une ellipse sera évoqué dans la suite.
2.2 Modélisation
Une autre approximation du modèle de source est faite. Il s’agit de la génération d’un faisceau purement monochromatique. Une bande passante de 1 pour 1000 existe en effet (largeur de 80 eV environ pour un faisceau à 80 keV), et une troisième harmonique (240 keV pour 80 keV) est également légèrement transmise à travers le monochromateur. La contribution de cette troisième harmonique a été estimée inférieure à 0.25 %. L’impact de la bande passante et de la troisième harmonique sur la dose sera discuté plus loin.
2.2.2 Modélisation de la ligne médicale
À la suite du monochromateur, les éléments modifiants le faisceau qui ont été modélisés sont les suivants :
• Plusieurs chambres d’ionisation à transmission rectangulaire (de type S-2266, OKEN, Tokyo, Japon, ouverture de 1 × 15 cm2), une placée immédiatement après le monochromateur, une avant le mur de sortie de la cabine monochromatique, deux à l’entrée de la cabine expérimentale. Le modèle d’une d’entre elle est représenté à la figure 2.3.
FIGURE 2.3 – Modélisation en géométrie PENGEOM (format des géométries analytiques de PE-NELOPE) d’une chambre d’ionisation par transmission. Le faisceau se propage selon la direction X.
• Les lames de collimation en tungstène (épaisseur 3 mm). Deux d’entre elles sélectionnent la taille verticale du faisceau (généralement 1 ou 2 mm) ; elles sont légèrement biseautées (cf. figure 2.4.a). Deux autres sélectionnent la taille horizontale du faisceau (généralement 150 mm, figure 2.4.b).
• Différents blocs de plomb, d’aluminium, avec des ouvertures fixes rectangulaires, ainsi que le plateau en aluminium (figure 2.6) portant les lames de collimation et certaines chambres d’ionisation par transmission.
• Le mur entre la cabine du monochromateur et la cabine expérimentale
• Bloc de plomb avec ouverture fixe carrée (6× 6 cm2) placé avant les caches de collimation personnalisés au patient, il est solidaire du porte cache.
• Les caches personnalisés en cerrobend d’épaisseur 15 mm (1 cache par incidence). • Deux chambres d’ionisation circulaires de diamètre 9.65 cm.
(a) Lames verticales (b) Lames horizontales
FIGURE2.4 – Modélisation en géométrie PENGEOM des lames de collimation. Le faisceau se pro-page selon la direction X. La simulation est détaillée seulement dans les deux premiers millimètres de tungstène se présentant au faisceau. Les particules atteignant le reste des lames de collimation sont stoppées.
2.2.3 Mesure de la position de la source virtuelle
FIGURE2.5 – Calcul de la position de la source virtuelle.
Pour la définition de la source virtuelle, il est nécessaire de connaître sa position, qui est le lieu d’où semblent provenir les photons au niveau du patient. Une mesure est indispensable car la direction des photons est légèrement modifiée par les cristaux du monochromateur, la source virtuelle n’est a priori pas à la même position que la source réelle. La position de la source virtuelle est estimée en plaçant des films radiosensibles dans l’air, dans le plan transverse au faisceau, à différentes distances de la source (cf. figure 2.5), et en mesurant sur ces films la taille de champ.
Dans le cas présenté ici, les deux films sont placés en deux positions connues et fixes. Le pre-mier est collé contre la sortie de la seconde chambre d’ionisation par transmission rectangulaire (filmCI), 2.14 mètres avant l’isocentre de la chaise médicale. Le second (filmdet) est placé sur la fenêtre d’entrée avant le détecteur2). La distance entre les deux films a été mesurée àl = 7.800 ± 0.005 m. Notons d la taille du champ sur le filmCIetD la taille sur le filmdet (tailles mesurées en pixels, on utilise uniquement la taille de champ horizontale car la taille verticale est trop faible pour obtenir des résultats précis). Nous avons mesuré le rapportr = D/(D − d) en de nombreuses positions sur le film, et on obtientr = 19.695 ± 0.021. La distance source (virtuelle)-filmdet est alorsL = r × l = 153.62 ± 0.19 m, soit une distance source virtuelle-patient de 147.96 m.