Accelerated Clinical Prompt Gamma simulations for Proton Therapy
Simulations de Gamma Prompts Cliniques accélérés pour la Thérapie Proton
Résumé
After an introduction to particle therapy and prompt gamma detection, this doctoral dissertation comprises in its first part of original work the development, analysis and release of a variance reduction method for the simulation of prompt gammas (PGs) in clinical proton therapy simulations, achieving a gain of about a factor 103 with respect to analog Monte Carlo. Secondly, the method is used to study clinical deviations and the associated PG detection, which helps illuminate if and how
PG cameras might be used in clinical scenarios. Spot-by-spot PG verification with two contemporary collimated PG cameras is found to be unlikely to produce usable results, but a spot grouping method is proposed that does not adversely affect the fall-off position (FOP) precision and makes millimetric FOP measurements possible.
The variance reduction method (named vpgTLE) is a two-stage track length estimation method developed to estimate the PG yield in voxelized volumes. A PG production database is precomputed once and can be reused for every patient-source combination. As primary particles are propagated throughout the patient CT, the PG yields are computed as function of the current energy of the primary, the material in the voxel and the step length. The result of this first stage is a voxelized image of PG production yield. The second stage uses this intermediate image as a source to generate and
propagate the number of PGs throughout the rest of the scene geometry, e.g. into a detection device, corresponding to the number of primaries desired. For both a geometrical heterogeneous phantom and a complete patient CT treatment plan with respect to analogMC, at a convergence level of 2% relative uncertainty on the PG yield per voxel in the 90% yield region, a gain of around 103 was achieved. The method agrees with reference analog MC simulations to within 10¡4 per voxel, with negligible bias.
The second major study conducted in this PhD program was on PG FOP estimation in clinical simulations. The number of protons (spot weight) required for a consistent FOP estimate was investigated for the first time for two optimized PG cameras, a multi-parallel slit (MPS) and a knife edge design (KES). By studying recent treatment plans from various proton clinics, we observe very few spots with weights over 108. Trends in increased precision in treatment planning seems to point towards more and small spots, at least for certain clinical conditions where tolerances are low. A CT and replanning CT (RPCT) was obtained in the Centre Léon Bérard clinic in Lyon. Initial treatment was created based on the CT image, and after the patient had suffered from significant weight loss, replanning was deemed necessary and the RPCT created. We created a proton treatment plan for the CT image, and studied the difference in detected PG signal by simulating the treatment with both the CT and RPCT. This is the closest a PG simulation study has come to studying the effect due to morphological change to date. Three spots were selected for an in depth study, and at the prescribed spot
weights were found to produce results of insufficient precision, rendering usable clinical output on the spot level unlikely. When the spot weight is artificially increased to 109 primaries, the precision on the FOP reaches millimetric precision. On the FOP shift theMPS camera provides between 0.71 - 1.02mm(1) precision for the three spots at 109 protons; the KES between 2.10 - 2.66mm.
Grouping iso-energy layers was employed in passive delivery PG detection for one of the PG camera prototypes. Here we apply iso-energy grouping for both cameras, and compare it with a new spot grouping method based on the notion of iso-depth. In iso-depth grouping, enabled by active delivery, spotswith similar distal dose fall-offs are grouped so as to providewell-defined fall-offs as an attempt to sidestep range mixing. While with spot measurements the measured shift was in agreement with the PG emissions shift, for both grouping methods this was not the case. The precision of the shift
improved with respect to iso-energy grouping for the KES camera (1 = 3.05 and 2.41mm, iso-energy and iso-depth resp.), but not for the MPS (1 = 1.00 and 1.04 mm, iso-energy and iso-depth resp.). It is shown that grouping spots does not necessarily negatively affect the precision compared to the artificially increased spot, which means some form of spot grouping can enable clinical use of these PG cameras. With all spots or spot groups the MPS has a better signal compared to the KES, thanks to a larger detection efficiency and a lower background level due to time of flight selection.
Les cancers sont des cellules cancéreuses anormales malignes qui limitent le fonctionnement humain normal et peuvent entraîner un handicap permanent ou la mort. La plupart des cancers sont environnementaux (pollution, choix de mode de vie, infections) tandis que certains sont dus à une prédisposition héréditaire (International Agency for Research on Cancer, 2014). Avec l’âge, divers facteurs de risque s’accumulent, ce qui explique l’incidence plus élevée de cancer chez les personnes âgées. Avec les progrès continus dans les soins de santé, le cancer est de plus en plus la principale cause de décès. Des mesures préventives peuvent arrêter ou ralentir le développement de certains types de cancers. Si un cancer parvient à se développer, divers types de contre-mesures existent pour le combattre. Les traitements les plus courants comprennent la chirurgie, les produits chimiques anticancéreux ou les médicaments, éventuellement aidés par des biomarqueurs, et la radiothérapie (RT). Souvent, diversesmodalités sont combinées pour améliorer les chances de récupération.
Dans la RT, les dépôts de rayonnements ionisants se déposent dans des tissus, où la dose quantifie le dommage au tissu. Le rayonnement peut être appliqué en introduisant des sources radioactives dans le corps, par ingestion, injection ou placement par chirurgie. La radiothérapie par faisceau externe (EBRT), la forme de radiothérapie la plus courante, est appliquée en dirigeant des faisceaux de rayonnements ionisants à travers le corps. Les cancers localisés sont communément appelés tumeurs (malignes), et l’EBRT exige que le cancer soit localisé, car il cible les régions spatiales. Environ la moitié de toutes les tumeurs impliquent un traitement par EBRT. Différents types de rayonnements ionisants sont ou ont été utilisés, mais de loin le plus commun est le rayon X: les photons avec des énergies dans la gamme de 1 à 20 méga de volt électronique (MeV). Les rayons X ont une autre caractéristique utile: ils peuvent être utilisés pour imaginer le corps car différents tissus atténuent le faisceau différemment.
La thérapie par particules est un type d’EBRT plus récent, et il se réfère à l’utilisation médicale d’ions accélérés. Hadron ou ion therapie le différencierait plus correctement de la thérapie par rayons X du point de vue de la physique, mais comme la thérapie implique de multiples disciplines (physique, biologie, médecine), le mot particule Semble être le terme le plus largement compris pour le différencier du traitement par rayons X. En dehors des installations expérimentales, deux espèces d’ion sont utilisées dans la thérapie par particules médicales: les protons (environ 90% des patients traités) et les carbones (10%). Dans le reste de cette thèse, le terme thérapie de particules sera utilisé.
La thérapie par particules montre un nombre croissant de patients traités (figure A.1). Les particules sont accélérées dans les cycles synchro ou cyclotrons et ensuite «jetées» dans la tumeur. Cette modalité peut être considérée comme un spin-off de la physique des énergies élevées, qui utilise des faisceaux de particules pour sondage de la matière et des interactions physiques. Les accélérateurs médicaux ne sont conceptuellement pas différents des accélérateurs physiques expérimentaux. Il existe une raison physique très intéressante pour choisir des particules sur des photons dans l’EBRT: ces ions présentent une gamme définie dans la matière, par opposition à une diminution exponentielle de la dose par absorption, comme on le voit avec les rayons X (figure ??) . De plus, juste avant la fin de leur gamme, les pointes de dose déposées: le pic de Bragg (BP). En plaçant cette pointe sur le site de la tumeur, pour un niveau de dose donné dans la tumeur, le tissu environnant reçoit une dose réduite par rapport au traitement par rayons X.
EBRT cible une région spatiale, et pour les photons, cela signifie tous les tissus dans le chemin des poutres. Pour déconcentrer la dose dans le tissu sain entourant la tumeur, les traitements par rayons X comportent habituellement des faisceaux à partir de directions multiples, de champs, en faisant tourner un portique ou en déplaçant la table du patient (radiothérapie à modulation d’intensité, IMRT). En thérapie par particules, le nombre de champs peut être réduit à un ou deux, alors que IMRT peut avoir plus de 10.
rayons X (fig. A.3). Un inconvénient important à ce moment est le coût du traitement: la thérapie par particules nécessite des accélérateurs de particules coûteux. Une installation de traitement de protons coûtera, aumoment de l’écriture, entre une et deux ordres de grandeur plus qu’une installation de traitement par rayons X et des installations capables d’accélérer encore plus les ions plus lourds comme le carbone. De plus, une importante expansion de l’hôpital lui-même est souvent requise pour héberger l’accélérateur, et il faut également recruter plus de personnel pour faire fonctionner
l’accélérateur. Des travaux sont réalisés pour rendre possibles des accélérateurs de particules médicales plus compacts et abordables. Les «solutions de chambre simple», le Varian ProBeam et l’IBA Proteus One sont des exemples de ces conceptions.
Origine : Fichiers produits par l'(les) auteur(s)
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