Soutenance mémoire
Bref historique
Le principe de la radiothérapie est d’irradier les cellules malades du patient, à l’aide d’une énergie contrôlée. Elle est née par hasard le 8 novembre 1895 des travaux de Wilhelm Conrad Roentgen, qui a mis en évidence un nouveau type de rayon invisible (les rayons X) dont les propriétés destructrices envers les cellules biologiques ont par la suite été découvertes dans plusieurs expériences du début du siècle dernier. La destruction des cellules est réalisée en contrôlant l’énergie du faisceau de traitement (actuellement de quelques MeV – Mega ElectronVolt – à plusieurs centaines de MeV), qui a pour effet notoire de rompre la double hélice d’ADN d’une cellule, entraînant sa mort. Bien évidemment, si ces « bombardements » d’énergie peuvent détruire les cellules malades (et dans la plupart des cas cancéreuses), elles sont également dangereuses pour les cellules saines, dont la destruction peut entraîner de graves effets secondaires pour le patient.De ce fait, la radiothérapie est en constante évolution, le but recherché étant d’améliorer la destruction des cellules ciblées, tout en protégeant au mieux les cellules saines. En parallèle de ces améliorations, l’informatique a elle aussi progressé, permettant à la radiothérapie de bénéficier de la puissance de calcul des machines pour réaliser des opérations de plus en plus complexes pour l’être humain.
Présentation d’un traitement
Un traitement complet de radiothérapie ne se limite pas à l’irradiation du patient, mais débute bien avant cela, au moment du (des) examen(s) d’imagerie de pré-traitement. Trois types d’examens sont couramment utilisés, leur but étant d’obtenir une représentation numérique du patient, utilisable pour planifier le traitement, qui sont le CT, l’IRM, et la TEP : Elles sont de deux sortes, l’IRM anatomique (la plus courante), et l’IRM fonctionnelle. Le but de la première est de compléter le scanner en visualisant les tissus mous (voir figure 2), alors que la seconde permet d’obtenir une imagerie du métabolisme et des fonctions du patient. Cet examen est généralement lui aussi 3D, réalisé par coupes également. Le principe est d’exploiter les propriétés magnétiques de certains noyaux atomiques des cellules du patient. Tomographie par Émission de Positrons (TEP) Cet examen permet de mesurer les émissions de positrons (anti-particule de l’électron), d’un produit injecté dans le corps du patient. Généralement, le produit utilisé ne réagit qu’en présence de cellules malades, ce qui permet d’obtenir une cartographie des cellules à traiter (voir figure 3). Ces différents examens vont servir de base aux personnes intervenant au cours du traitement du patient, après avoir été recalés entre eux [COM07] et seront la représentation virtuelle du patient sur laquelle la planification complète sera réalisée. Plusieurs étapes vont alors suivre, avant que l’irradiation du patient puisse avoir lieu, présentées ci-dessous, dans l’ordre de leur réalisation lors d’un traitement.
Alignement laser
Ce système ne permet pas un alignement du patient à lui seul, mais il offre un moyen simple et fiable de repositionner quotidiennement le patient (c’est d’ailleurs le système le plus utilisé dans les salles de radiothérapie conventionnelle). L’ensemble des axes des faisceaux de traitement d’un patient passe par un point appelé isocentre. En radiothérapie classique, on utilise un bras isocentrique pour irradier le patient, c’est-à-dire une source de rayonnement pouvant tourner autour du patient, autour d’un point fixe, qui est le centre de rotation de la machine. Le but est donc de faire correspondre ce centre avec l’isocentre du patient. Pour ce faire, trois lasers sont mis en place dans la salle (un pour chaque dimension de l’espace), se croisant au centre de la machine de traitement. Sur le patient (ayant déjà été positionné correctement au moins une fois) des repères ont été tracés (sur son masque de contention dans le cas d’un traitement intra-crânien par exemple), et la procédure de positionnement va simplement consister à aligner les lasers sur les repères préalablement tracés.
Monitoring et correction
En plus de la technique utilisée pour mettre en place le patient, la fréquence de cette vérification dépend du centre et de la technique d’irradiation (plus ou moins complexe, donc nécessitant une mise en place plus ou moins précise). La procédure peut être simple, alignement à l’aide d’un CBCT à chaque séance dans le cas de la tomothérapie par exemple, ou plus élaborée : alignement à l’aide de clichés RX en début de semaine, puis alignement avec des lasers pour les séance suivantes, et de nouveau alignement grâce aux clichés RX en début de semaine suivante. Dans certains cas, en plus de l’alignement initial du patient, un monitoring et/ou une correction de la position du patient régulière (pendant la séance d’irradiation), peuvent être nécessaires. C’est le cas notamment dans le cadre d’irradiation des poumons, puisque l’ensemble des organes du thorax se déplacent. Des techniques élaborées pour synchroniser l’irradiation du patient avec le cycle respiratoire (gating) sont alors mises en place. Plusieurs techniques peuvent également être mises en œuvre conjointement, en utilisant par exemple les marqueurs infra-rouges pour « pré-positionner » le patient, c’est-à-dire l’amener dans une position ne nécessitant qu’une correction très petite, pour ensuite finaliser le positionnement avec des marqueurs implantés ou des clichés RX. L’utilisation conjointe de plusieurs systèmes d’alignement du patient fait partie des objectifs du projet POROS, dans lequel les travaux de cette thèse s’insèrent.
Impact de la résolution des DRR
Nous avons vu dans la section 2.2.2 que le temps d’exécution de l’opération de mapping des coordonnées entre les deux images est directement dépendant du nombre de pixels de l’image de référence, c’est d’ailleurs ce qui nous avait fait préféré la transformation inverse à la transformation directe. Cependant, comme nous contrôlons la génération de la DRR, nous pouvons choisir le nombre de pixels désiré. Nous avons donc évalué la résolution minimale admissible dans la procédure de recalage, permettant d’obtenir un temps de recalage rapide,tout en respectant les contraintes demandées par l’ICPO. Nous avons donc testé des résolutions de 256×256, 512×512 et 1024×104 pixels, 900 recalages ayant été effectués pour chacune d’elles, dans les plages de fonctionnement attendues par l’ICPO. Rappellons également que les paramètres utilisés sont les suivants (voir 2.3.2) :
1. 0,018 pour le pas unitaire de recherche en rotation (2.3.2.1)
2. « Bining » de 128 pour l’information mutuelle (2.3.2.2)
3. 0,01 comme valeur de tolérance pour la variation du critère dans la recherche de Powell (2.3.2.3)
Calcul fondé sur les « Attenuation fields »
Cette méthode a été présentée par Russakoff en 2005 [RUS05], dans laquelle il étend la notion de « light fields » introduite en 2003. Il a travaillé sur le stockage des images de base connues afin d’optimiser les données à stocker, en éliminant les redondances d’information d’une image à l’autre (permettant ainsi de gagner à la fois en place et en temps de calcul). Grâce à ces nouveaux travaux, il a réussi à gagner quelques précieuses millisecondes, passant de 50ms à 30ms pour la génération d’une DRR. Fort de cette expérience, il a proposé en 2005, avec l’aide de Rohlfing, une extension des « Attenuation fields », qu’il a nommé « Progressive attenuation fields » [ROH05], dans laquelle ils suppriment l’étape la plus consommatrice en temps : le pré-calcul des « Attenuation fields ». En effet, si la génération des DRR est rapide, elle demande plus de 7 heures de pré-calcul dans le pire des scénarios de son article. En utilisant une nouvelle paramétrisation, ils calculent les DRR « à la volée », sans aucun besoin de pré-calcul, économisant ainsi un temps considérable en amont du calcul de la DRR, et un espace de stockage conséquent (2 Go dans le pire des scénarios de l’article précédent de Russakoff). Il est également intéressant de noter que ces travaux ont été effectués pour la société Accuray, conceptrice du Cyberknife®, pour des besoins de recalage 2D-3D rapides (le Cyberknife® traite le patient selon plusieurs incidences, et à chaque changement, sa position doit être évaluée, et éventuellement corrigée), et sont utilisés aujourd’hui en routine clinique dans les installations existantes.
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Table des matières
Résumé
1 Contexte et état de l’art
1.1 Présentation de la radiothérapie
1.1.1 Bref historique
1.1.2 Présentation d’un traitement
1.1.3 Segmentation
1.1.4 Simulation virtuelle
1.1.5 Dosimétrie
1.2 Positionnement du patient
1.2.1 Systèmes invasifs
1.2.2 Systèmes non invasifs
1.2.3 Monitoring et correction
1.3 Etat de l’art dans le positionnement
1.3.1 Contraintes à prendre en compte
1.3.2 Analyse de quelques travaux existants
1.3.3 Bilan
2 Recalage 2D
2.1 Introduction
2.1.1 Nature des images
2.1.2 Type de recalage et nombre d’images à prendre en compte
2.1.3 Espace de recherche
2.1.4 Précision attendue
2.1.5 Taille et résolution des images considérées
2.1.6 Interaction avec l’utilisateur
2.1.7 Puissance de calcul disponible
2.2 Méthodes mises en œuvre
2.2.1 Mesure de similarité
2.2.2 Interpolation
2.2.3 Méthode d’optimisation
2.3 Expérimentations
2.3.1 Méthode de test
2.3.2 Optimisation des paramètres de l’algorithme
2.3.3 Impact de la résolution des DRR
2.3.4 Impact de l’épaisseur des coupes du scanner
2.4 Conclusion
3 Recalage 2x2D
3.1 Introduction
3.2 Analyse des besoins de l’ICPO
3.2.1 Méthode utilisée
3.2.2 Résultats
3.3 Méthode de reconstruction 2x2D utilisée
3.4 Tests réalisés
3.4.1 Étude théorique
3.4.2 Étude en conditions réelles
3.4.3 Étude clinique
3.5 Conclusion
4 Recalage 3D
4.1 Introduction
4.2 Calcul de DRR
4.2.1 Principe
4.2.2 État de l’art
4.2.3 Possibilités d’apport
4.2.4 Calcul fondé sur OpenCL
4.3 Principe de recalage 3D
4.4 Conclusion
5 Conclusions et perspectives
5.1 État actuel des développements pour l’utilisation clinique
5.2 Limites de notre méthode
5.3 Outils développés pour faciliter la prise de décision
5.4 Intégration dans la chaîne de traitement de l’ICPO
5.5 Perspectives d’évolution
5.6 Conclusion générale
6 Introduction
6.1 Présentation de la protonthérapie
6.1.1 Principes physiques
6.1.2 Présentation des accessoires
6.2 Présentation de l’ICPO
6.2.1 Historique
6.2.2 Présentation de la ligne de traitement
6.2.3 Partenariat avec DOSIsoft
7 Compensateur
7.1 Présentation
7.2 Principe de calcul
7.3 Simulation de la réalité
7.4 Tests réalisés
7.4.1 Prise en compte des différentes marges
7.4.2 Cohérence de la simulation de la réalisation
7.4.3 Calcul dans un milieu synthétique
7.4.4 Calcul dans un milieu clinique
7.5 Apport par rapport à l’existant
7.6 Conclusion
8 Calcul de dose
8.1 Décomposition de la forme de champ complexe
8.2 Présentation de l’algorithme de « ray-tracing »
8.2.1 Calcul de l’air-gap
8.2.2 Calcul de la pénombre initiale
8.2.3 Calcul de la profondeur équivalente-eau
8.2.4 Interpolation dans la courbe de rendement en profondeur
8.2.5 Calcul de la pénombre en fin de parcours
8.2.6 Facteur de collimation
8.3 Présentation de l’algorithme de « Pencil-Beam »
8.3.1 Calcul de la matrice de fluence initiale
8.3.2 Calcul de la profondeur équivalente-eau
8.3.3 Interpolation dans la courbe de rendement en profondeur
8.3.4 Calcul de la pénombre en fin de parcours
8.3.5 Pondération par la valeur de la fluence initiale
8.3.6 Boucle sur les pencil-beams
8.4 Tests réalisés
8.4.1 Généralités
8.4.2 Prise en compte des données de la bibliothèque
8.4.3 Calcul en milieu homogène
8.4.4 Calcul en milieu hétérogène
8.5 Amélioration de l’existant
8.5.1 Algorithmes de calcul
8.5.2 Outil de « patching » automatique
8.6 Conclusion
9 Conclusions et perspectives
9.1 État actuel de l’utilisation clinique
9.2 Développements en cours pour la nouvelle salle isocentrique
9.3 Conclusion générale
Conclusion générale
Perspectives
Bibliographie
Index des figures
Annexe A
Annexe B
Annexe C
Annexe D
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