Monte-Carlo appliqué aux calculs de dosimétrie et de radioprotection 445
On observe que plus la résolution augmente, plus l’énergie a tendance à se
déposer avec célérité. En abaissant cette résolution, à partir d’un certain point,
plus rien ne change. Cette observation est imputable au fait que lorsque la
résolution augmente, le nombre de sous-étapes par étape diminue, en moyenne.
La section efficace pour la diffusion multiple et la perte d’énergie sont, rappelons-le, déterminées pour des bandes d’énergies définies à l’énergie moyenne
perdue dans l’étape. Cela signifie encore que les premières sous-étapes sont
menées avec des énergies perdues et des angles de déviation trop grands, alors
que les dernières sous-étapes sont traitées avec des paramètres trop bas.
Pour illustrer cet effet, si on considère un milieu infini où le transport n’est
pas « gêné » par les frontières entre milieux, toutes les sous-étapes qui se déroulent dans une étape sont effectuées, ce qui conduit en moyenne à un traitement correct de l’énergie déposée et des diffusions multiples. Quand a contrario la résolution est augmentée (épaisseur diminuée), seule une sous-étape
peut avoir lieu pour une étape (n) donnée et l’énergie perdue, ainsi que l’angle
diffusé sont trop importants. Une résolution maximale admissible (c’est-à-dire
l’épaisseur minimale du volume sensible où est calculée la dose moyenne) pour
des énergies supérieures à 0,5 MeV peut être définie selon l’expression (6.72)
empirique [31].
(
)
max
CSDA
0,85 1 EFAC
r
R
=
−
(6.72)
avec EFAC la valeur fixée dans le code MCNP : EFAC = k = 0,917 (cf.
§ 6.10) et CSDA
R
la portée (et non la trajectoire) dans l’approximation CSDA,
calculée au moyen de l’expression de Katz et Penfold (cf. chapitre 2). Ainsi,
pour 1 MeV, la résolution maximale admissible dans l’eau (ou les tissus mous)
compatible avec le mode ITS pour le calcul de la dose moyenne absorbée est
de 300 μm (
eau
CSDA (1 MeV) 0,412 cm
R
=
). Il faudra donc veiller à ne pas avoir
un volume sensible d’épaisseur inférieure à cette épaisseur au risque de surestimer la dose absorbée.
Par ailleurs, pour des dimensions plus importantes, en l’espèce les organes
virtuels du fantôme MIRD, Furtoss [12] a montré les différences significatives
sur la mesure de la dose moyenne à un organe susceptible d’advenir selon
l’utilisation de tel ou tel estimateur. Les résultats de ses travaux sont présentés
ci-après.
6.13.2
Comparaison des estimateurs kerma
et « dose-impulsion » pour les photons dans le contexte
du calcul de la dose efficace
Une étude réalisée au moyen du code de calcul MCNPX 2.5.0 [15] montre
des différences notables entre ces deux estimateurs pour le calcul de doses
moyennes aux organes DT dans un fantôme anthropomorphique de type
MIRD. Les estimateurs utilisés sont le kerma (F6:p) en mode unique de transport des photons (mode p) et « dose-impulsion » (*F8:p,e) en mode de trans-
On observe que plus la résolution augmente, plus l’énergie a tendance à se
déposer avec célérité. En abaissant cette résolution, à partir d’un certain point,
plus rien ne change. Cette observation est imputable au fait que lorsque la
résolution augmente, le nombre de sous-étapes par étape diminue, en moyenne.
La section efficace pour la diffusion multiple et la perte d’énergie sont, rappelons-le, déterminées pour des bandes d’énergies définies à l’énergie moyenne
perdue dans l’étape. Cela signifie encore que les premières sous-étapes sont
menées avec des énergies perdues et des angles de déviation trop grands, alors
que les dernières sous-étapes sont traitées avec des paramètres trop bas.
Pour illustrer cet effet, si on considère un milieu infini où le transport n’est
pas « gêné » par les frontières entre milieux, toutes les sous-étapes qui se déroulent dans une étape sont effectuées, ce qui conduit en moyenne à un traitement correct de l’énergie déposée et des diffusions multiples. Quand a contrario la résolution est augmentée (épaisseur diminuée), seule une sous-étape
peut avoir lieu pour une étape (n) donnée et l’énergie perdue, ainsi que l’angle
diffusé sont trop importants. Une résolution maximale admissible (c’est-à-dire
l’épaisseur minimale du volume sensible où est calculée la dose moyenne) pour
des énergies supérieures à 0,5 MeV peut être définie selon l’expression (6.72)
empirique [31].
(
)
max
CSDA
0,85 1 EFAC
r
R
=
−
(6.72)
avec EFAC la valeur fixée dans le code MCNP : EFAC = k = 0,917 (cf.
§ 6.10) et CSDA
R
la portée (et non la trajectoire) dans l’approximation CSDA,
calculée au moyen de l’expression de Katz et Penfold (cf. chapitre 2). Ainsi,
pour 1 MeV, la résolution maximale admissible dans l’eau (ou les tissus mous)
compatible avec le mode ITS pour le calcul de la dose moyenne absorbée est
de 300 μm (
eau
CSDA (1 MeV) 0,412 cm
R
=
). Il faudra donc veiller à ne pas avoir
un volume sensible d’épaisseur inférieure à cette épaisseur au risque de surestimer la dose absorbée.
Par ailleurs, pour des dimensions plus importantes, en l’espèce les organes
virtuels du fantôme MIRD, Furtoss [12] a montré les différences significatives
sur la mesure de la dose moyenne à un organe susceptible d’advenir selon
l’utilisation de tel ou tel estimateur. Les résultats de ses travaux sont présentés
ci-après.
6.13.2
Comparaison des estimateurs kerma
et « dose-impulsion » pour les photons dans le contexte
du calcul de la dose efficace
Une étude réalisée au moyen du code de calcul MCNPX 2.5.0 [15] montre
des différences notables entre ces deux estimateurs pour le calcul de doses
moyennes aux organes DT dans un fantôme anthropomorphique de type
MIRD. Les estimateurs utilisés sont le kerma (F6:p) en mode unique de transport des photons (mode p) et « dose-impulsion » (*F8:p,e) en mode de trans-