2.3 Organisation du calcul
À partir de la source virtuelle, le calcul de dose dans un patient requiert trois simulations, que nous nommerons de façon courte simulations a, b et c. La simulation a est indépendante du pa-tient, la simulation b dépend du papa-tient, la simulation c est également dépendante du patient mais effectuée dans une géométrie voxélisée. Les simulations a et b sont elles effectuées dans des géomé-tries analytiques décrites dans le format propre à PENELOPE, nommé PENGEOM. Les géomégéomé-tries PENGEOM sont décrites en délimitant différents objets, par des intersections de surfaces mathé-matiques appelées quadriques. Souvent, ces quadriques sont tout simplement des plans. Comme expliqué plus haut, pour le calcul de dose en SSRT, le code penmain est utilisé pour les simula-tions en géométries analytiques (a et b), penct est utilisé pour la simulation dans la modélisation voxélisée du patient. Les positions des géométries correspondant à chacune des trois étapes de simulation sont représentées sur la figure 2.6.
FIGURE2.6 – Organisation des trois simulations a, b et c localisées sur la fin de la ligne ID17.
2.3.1 Simulation indépendante du patient
La simulation indépendante du patient est la simulation a.
Depuis la sortie du monochromateur (source virtuelle), le transport des particules est simulé à travers les éléments modélisés, représentés ensemble à la figure 2.7. C’est ici que la taille du faisceau est sélectionnée (généralement 2 × 150 mm2) par les quatre lames de collimation. Au cours de cette simulation, les particules sont stoppées au niveau d’un plan situé 1 mm avant le premier élément de la géométrie dépendant du patient (une plaque de plomb fixée au plateau portant les caches personnalisés de collimation), et enregistrées dans un fichier d’espace de phases (le PSF1).
La géométrie pour la simulation a étant indépendante du patient, cette simulation est effectuée une seule fois pour chaque configuration de champ ouvert utilisé devant les caches en cerrobend. En pratique, une seule configuration sera utilisé pour les essais cliniques (2× 150 mm2, à 80 keV, juste en dessous de la raie K de l’or à 80.7 keV). Le PSF résultant de cette simulation est enregistré
FIGURE2.7 – Modèle d’ID17 pour la simulation a.
dans la bibliothèque de faisceaux d’ISOgray, afin d’être utilisé ensuite pour la planification du traitement spécifique à chaque patient.
Paramètre Valeur
Eabs(1) = Eabs(3) (électrons et positons) 100 keV
Eabs(2) (photons) 1 keV
C1=C2 0.1
Wcc=Wcr 1 keV
TABLE2.1 – Paramètres utilisés pour la simulation indépendante du patient (simulation a).
Les paramètres utilisés pour la simulation a sont présentés à la table 2.1. Les énergies de cou-pure pour les électrons et positons sont délibérément hautes de façon à déposer localement toute l’énergie des électrons créés au cours de la simulation a. En effet vu l’éloignement de la géométrie au patient (supérieur à un mètre) et vu le parcours moyen des électrons d’énergie inférieure à 80 keV dans l’air (inférieur à 10 cm), ces électrons n’ont aucune influence sur la dose reçue par le patient3.
Une représentation des particules enregistrées dans le PSF1est proposée figure 2.8.
2.3.2 Simulation dépendante du patient en géométrie analytique
La simulation dépendante du patient en géométrie analytique est la simulation b.
Dans ISOgray, une simulation est effectuée dans les éléments du porte cache, solidaires de la chaise médicale, à partir du PSF1enregistré suite à l’exécution de la simulation indépendante du patient (simulation a). Cette simulation est donc réalisée dans le référentiel de la chaise. Pen-dant une irradiation, celle-ci est balayée verticalement devant le faisceau à vitesse constante (des obturateurs rapides placés avant la cabine expérimentale arrêtent le faisceau pendant les phases d’accélération et de décélération de la chaise). Dans le référentiel de la chaise, c’est le faisceau qui apparaît balayé. Pour la simulation Monte Carlo, ceci est pris en compte en déplaçant
vertica-3. Rarement, un électron dans l’air peut générer un photon par rayonnement de freinage, mais la faible probabilité de l’événement, et l’énergie du photon généré elle même probablement basse rendent très improbable un impact sur la dose au patient.
2.3 Organisation du calcul
FIGURE 2.8 – Position des particules enregistrées dans le PSF1 (seules les 100000 premières sont affichées, toutes sauf 3 d’entre elles sont des photons). En bleu sont représentés les photons de 80 keV (99.23 % des particules, qui n’ont pas perdu d’énergie depuis la source), en rouge sont représentées les autres particules. 99.17 % des particules sont dans le faisceau principal de 150× 2 mm2(rectangle fin au centre).
lement les particules du PSF1, chacune indépendamment l’une de l’autre. Pour chaque particule, le décalage est choisi aléatoirement dans l’intervalle de balayage (selon une loi uniforme car la vitesse de balayage est constante).
Le transport des particules est ensuite simulé dans la première partie de la géométrie dépen-dante du patient (qui comprend un bloc personnalisé de collimation en cerrobend de 15 mm d’épaisseur, deux chambres d’ionisation, tous étant balayés verticalement avec le patient). Cette simulation est arrêtée 137 cm avant l’isocentre d’irradiation et les particules sont enregistrées dans un PSF temporaire, nommé PSF2. Les paramètres utilisés pour la simulation b sont présentés à la table 2.2.
Paramètre Valeur
Eabs(1) = Eabs(2) = Eabs(3)
• peau du cache (face coté patient et bord intérieur de l’ouverture) 1 keV • partie principale du cache (face coté source et corps du cache) 100 keV
• air 1 keV
C1=C2 0.2
Wcc=Wcr 10 keV
TABLE2.2 – Paramètres utilisés pour la simulation dépendante du patient en géométrie analytique (simulation b).
Les énergies de coupure pour la partie principale du cache (face coté source et intérieur du volume du cache) sont délibérément hautes de façon à ne pas simuler le transport d’une particule qui ne sortira jamais du cache. En revanche la simulation des particules est détaillée sur une
FIGURE 2.9 – Gauche : cache dessiné dans d’ISOgray (automatiquement ou manuellement) sous forme d’un polygone. Droite : géométrie PENGEOM construite par ISOgray à partir de plans pas-sant par chacune des arêtes du polygone dessiné. On distingue la peau dans laquelle la simulation est détaillée (orange). En utilisant l’utilitaire dédié et fourni dans la distribution PENELOPE, le matériau cerrobend a été créé en utilisant les proportions stoechiométriques suivantes : Cadmium 14.6 %, Étain 19.7 %, Plomb 22.6 % et Bismuth 43.0 %.
peau de 1 mm d’épaisseur dans l’ouverture du cache ainsi que sur la face côté patient du cache (figure 2.9). Le transport des électrons est simulé dans cette peau. Si les électrons créés par les interactions des photons et sortant du cache n’ont aucune chance d’atteindre le patient, il est en revanche possible que dans ce cache constitué d’atomes lourds, les électrons génèrent à nouveau des photons secondaires par rayonnement de freinage.
En ne détaillant la simulation des particules que dans la peau du cache, on évite de suivre (et donc perdre énormément de temps) des particules n’ayant aucune chance d’atteindre le patient et de contribuer à la dose. Ceci peut par exemple diminuer le temps de la simulation b d’un facteur 15 (cas d’un faisceau de 15 cm de large balayé sur 7 cm devant un cache d’ouverture circulaire de 5 cm de diamètre).
Une représentation des particules enregistrées dans le PSF2(PSF temporaire) pour un cache de collimation de 3× 3 cm2est proposée figure 2.10.
2.3.3 Simulation dans le modèle voxélisé du patient
La simulation dans le modèle voxélisé du patient est la simulation c.
Depuis le PSF2, cette simulation est effectuée dans la géométrie du patient, modélisée par une grille 3D de voxels. Cette grille est générée par le TPS à partir d’images tomodensitométriques. L’étape de modélisation sera évoquée en détail aux chapitres 4 et 5.
Les paramètres utilisés pour la simulation c, effectuée par penct, sont choisis de telle sorte que le libre parcours moyen des particules soit négligeable en regard de la taille des voxels utilisés pour le calcul (voir table 2.3).