Adaptation de GPUMCD pour une application en imagerie

Adaptation de GPUMCD pour une application en imagerie

Le rayonnement diffusé en tomodensitométrie
Mise en contexte

En préparation d’un traitement, un volume tomodensitométrique est acquis avec un scanneur CT qui a une meilleure résolution que le tomodensitomètre à faisceau conique (CBCT). Ce volume est utilisé pour la planification du traitement. Le jour du traitement, les technologues utilisent l’imageur kV de l’accélérateur pour vérifier le positionnement du patient et surveiller les changements anatomiques. L’imageur kV est composé d’un CBCT et d’un panneau plat qui est utilisé à des énergies diagnostiques généralement inférieure à 150 keV. La qualité des images CBCT est toutefois limitée par le rayonnement diffusé des rayons X qui ont pour effet de bruiter l’image et de causer un biais dans le calcul des densités des tissus humains.

Tomodensitométrie

Latomodensitométrieoffreplusieursavantagesparrapportauxautrestypesd’imagerie.L’imagerie par résonance magnétique (IRM) est une autre modalité utilisée pour la planification en radiothérapie.Ellepermetd’obtenirdesinformationscomplémentairesàlaTDMpourcertains types de tumeurs. L’avantage d’utiliser les rayons X avec la TDM est d’obtenir directement la densité des tissus, une information essentielle pour planifier les traitements en radiothérapie. De plus, la TDM permet d’obtenir des images rapidement à plus faible coût et comportant moins de distorsions que dans le cas de l’IRM [8]. Toutefois, l’IRM permet une meilleure différentiation des tissus et le patient n’est pas irradié [8]. Le temps de reconstruction de l’image tridimensionnelle est presque instantané pour la TDM (avec les algorithmes cliniques) et pour la plupart des images en IRM. Le temps d’acquisition varie entre une seconde et une minute pour la TDM, alors que les acquisitions IRM durent le plus souvent entre 15 minutes et 1 heure.Un sous-type de cette technologie est la TDM par faisceau conique avec un détecteur plat, appelée CBCT du terme en anglais Cone Beam CT. Ce type d’imageur est une option de l’accélérateur, l’appareil de radiothérapie. Cette modalité d’imagerie intervient au début d’un certain nombre de traitements pour valider le positionnement du patient et surveiller les changements anatomiques du patient.
La visualisation 3D classique du patient est cependant limitée par le chevauchement d’organes. En 1921,leDrA.Bocagesamènel’idéed’imagerieparcoupesutiliséesparleCBCTpermettant une meilleure visualisation des organes [10]. Des coupes sont définies selon l’axe axial du corps humain. Il est alors possible de visualiser une tranche du corps de quelques millimètres selon le plan sagittal sans voir les organes de la couche immédiatement avant et immédiatement après. Grâce au développement de la TDM, il est possible de faire une imagerie 3D sans chevauchement.
Une image de TDM ou CBCT contient des nombres CT, aussi appelés unités Hounsfield (HU), qui représentent la densité des tissus de chaque région du patient décrits par l’équation 1.1 où µ correspond à l’atténuation linéaire dans un tissu ou dans l’eau [11]. Un nombre CT de 0 correspond à de l’eau. Le signal détecté provient de photons primaires et de photons diffusés. Le signal provenant des photons diffusés par rapport au signal non bruité dit primaire varie grandement en fonction de la géométrie. Par exemple, dans le cas d’un pelvis, le rayonnement diffusé est aussi important que le rayonnement primaire .L’objectif est de retirer ce signal non négligeable du rayonnement diffusé pour améliorer la reconstruction.
Le signal provenant de photons diffusés crée entre autres des artefacts dit « cupping » [12] qui a comme effet de réduire la densité calculée au centre du volume.
Nombre CT = 1000× µtissu −µeau µeau
Les premiers prototypes fonctionnels de tomodensitométrie ont été créés au début des années 1970[8].CormacketHounsfieldsontlesprincipauxcréateursdecesprototypes.Cetteinvention leur a valu un prix Nobel de médecine en 1979[13]. Toutefois, l’utilisation de cette technologie fut limitée par des temps de calcul très longs résultant de la reconstruction 3D. L’amélioration des ordinateurs ainsi que des algorithmes de reconstruction d’image permirent une utilisation clinique de ces appareils. Aujourd’hui, une acquisition de projections prend quelques secondes et la reconstruction est quasi instantanée.
Pour obtenir une reconstruction provenant d’un CBCT, une série de projections sont acquises typiquement sur 360◦. Une projection correspond à l’image sur le détecteur qui est similaire à une radiographie. À partir de cet ensemble de projections, une reconstruction 3D est effectuée. Lareconstructionpermetdevisualiserlepatientparunesériedetranches2D.Lesinformations contenues dans l’image correspondent à l’atténuation des rayons X dans la matière.
Les images obtenues correspondent à l’énergie déposée dans le détecteur, mais les reconstructions présentent cette information généralement en termes d’atténuation. L’équation 1.2 présente la relation entre l’énergie ou l’intensité I sur le détecteur et l’atténuation µl. L’atténuation totale correspond au coefficient d’atténuation linéaire µ fois la distance parcourue l.
I = I0 exp−µl (1.2)

Interactions des photons avec la matière

Dans l’imagerie par CBCT, les photons ionisants ont une énergie incidente entre 10 keV et 125 keV [11]. Trois interactions sont possibles pour des photons de cette énergie : la diffusion Compton, l’effet photoélectrique et la diffusion Rayleigh. Ces interactions sont schématisées à 1.2.Les électrons ne seront pas discutés puisqu’ils ne sont pas modélisés pour accélérer le temps de calculs. Les électrons n’ont pas une énergie suffisante pour atteindre le détecteur et contribuer aux images cliniques. Les deux principales interactions produites dans le patient sont la diffusion Compton et l’effet photoélectrique. Selon l’énergie du photon et le type de matériau l’un ou l’autre prédomine. La figure 1.3 présente la prédominance des interactions en fonction de l’énergie et du type de matériau.Lors de la diffusion Compton, un photon incident interagit avec un électron d’un atome. L’énergieduphotonincidentestpartiellementtransféréeetl’électronestmisenmouvement.Le photon incident perd de l’énergie; sa trajectoire est modifiée et sa longueur d’onde augmente.
Il s’agit de l’interaction qui se produit dans la plus grande proportion pour des photons de basse énergie (énergie moyenne de 60 keV) dans un corps humain. L’atome est alors ionisé puisqu’il perd un électron. En deçà de 20 keV, le photoélectrique devient plus important, mais ne produit pas de rayonnement diffusé puisque le photon est totalement absorbé et l’électron est d’énergie trop faible pour atteindre le détecteur et déposé de la dose. Pour cet intervalle d’énergie,l’énergieduphotonincidentestmajoritairementtransféréeauphotondiffusélorsdes premières interactions tel que représenté sur la figure 1.4. En effet, pour un photon de 60 keV dans l’eau l’énergie maximale transférée à l’électron est d’environ 11,5 keV où la correction de l’énergie de liaison n’est pas considérée (voir la courbe K-N Compton de la figure 1.4). Cette correction de l’énergie de liaison est davantage discutée dans la section 3.3.3. Un photon peut subir plus d’un événement de diffusion Compton (diffusion de deuxième degré et d’ordre supérieur) et son énergie finale peut être suffisante pour atteindre le détecteur et ainsi causer des biais dans la reconstruction. La diffusion Compton prédomine dans les tissus mous aux énergies radio diagnostiques.

Table des matières

Résumé
Abstract
Liste des tableaux
Liste des figures
Liste des acronymes et des unités utilisés x
Remerciements
Introduction 1
1 Le rayonnement diffusé en tomodensitométrie
1.1 Mise en contexte
1.2 Tomodensitométrie
1.3 Problématique du rayonnement diffusé
1.4 Survol des différentes méthodes de correction du rayonnement diffusé
2 Méthodologie
2.1 Simulations Monte Carlo
2.2 GPUMCD
2.3 Adaptation de GPUMCD pour une application en imagerie
2.4 Geant4
2.5 Physique sous-jacente à GPUMCD et à Geant
2.6 Développementmathématiquedelacorrectioncalculéeparrapportauxdonnées brutes
2.7 Structure du programme
2.8 Sources et fantômes utilisés dans les simulations
2.9 Paramètres de simulation
2.10 Incertitudes et calculs des erreurs
1 2.11 Rapport signal sur bruit
2.12 Cartes graphiques
3 Validation de la physique de GPUMCD aux énergies diagnostiques
3.1 Introduction
3.2 Sections efficaces totales des photons
3.3 Algorithmes de la diffusion Compton
3.4 Algorithmes de la diffusion Rayleigh
3.5 Comparaison de GPUMCD avec Geant4 pour différents matériaux (densités)
3.6 Simulations complètes
3.7 Conclusion
4 Étude de méthodes d’optimisation du temps d’exécution
4.1 Traçage de rayon
4.2 Lissage du rayonnement diffusé
4.3 Réduction du nombre de pixels sur le détecteur
4.4 Interpolation et symétrie
4.5 Réduction de la voxelisation du fantôme
4.6 Temps de simulation
4.7 Prochaines étapes
4.8 Conclusion
Conclusion
Bibliographie

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