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Radiologie
Scanner hélicoïdal et irradiation
Cours de Radiologie
 

 

 

Introduction :

La part du scanner dans l’irradiation médicale est en augmentation constante atteignant 60 % de la dose collective d’origine diagnostique alors que les actes scanographiques ne représentent que 15 % de l’activité.

Les scanners multicoupes exposent à une augmentation de l’irradiation puisqu’ils permettent d’explorer des volumes plus grands dans des temps plus courts et à l’aide de coupes plus fines.

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L’application du décret no 2003-270 du 4 mars 2003 relatif à la protection des personnes exposées à des rayonnements ionisants à des fins médicales et médicolégales, inspiré de la directive européenne Euratom 97/43, impose des exigences lors de la prescription et de la réalisation des examens tomodensitométriques.

Il est nécessaire de connaître les outils de calcul de l’irradiation ainsi que les moyens de la réduire afin de réaliser un compromis optimal entre dose délivrée et bénéfice attendu de l’examen.

Directive Euratom :

A - NOTION DE DOSE REÇUE :

« Les doses d’irradiation doivent être à la disposition des médecins prescripteurs »(article 6).

Le radiologue doit donc être capable de préciser la dose délivrée par un examen tomodensitométrique.

B - DOSIMÉTRIE EN DIRECT :

« Le scanner doit être équipé d’un dispositif informant le praticien de la quantité de radiation produite par l’équipement au cours de la procédure ».

Les scanners du marché affichent désormais sur leurs consoles des index de dose permettant à l’opérateur d’apprécier les ordres de grandeur des doses reçues et l’influence des paramètres d’acquisition sur ces doses.

C - OPTIMISATION DE DOSE :

« Des pratiques appropriées doivent être utilisées dans chaque cas d’exposition à des fins médicales… impliquant des doses élevées pour le patient, comme la tomodensitométrie. ».

Le médecin doit optimiser ses protocoles afin de satisfaire au mieux au compromis dose/qualité d’image.

Outils de mesure de l’irradiation :

Si les paramètres de l’exposition : kilovolts (kV), milliampères (mA) et milliampères × secondes (mAs) influencent directement l’irradiation, ils ne permettent pas d’apprécier directement l’irradiation reçue par le patient qui peut être évaluée par :

– la dose absorbée ;

– le produit dose-longueur ;

– la dose efficace.

A - EXPOSITION :

Elle dépend de la fluence énergétique :

U = kV2 × I × t/d2

Elle ne permet pas d’apprécier directement la dose reçue par le patient car elle ne prend pas en compte la géométrie du faisceau ni la collimation.

Elle permet en revanche de connaître les principaux paramètres permettant de moduler l’irradiation :

– la distance d dépend de la géométrie du statif (distance tubedétecteurs) et donc du type de machine. Elle n’est modifiable qu’en théorie (variation en hauteur du lit) ;

– l’intensité (I) exprimée en mA ;

– le temps d’acquisition et surtout la tension exprimée en kV (puisque la fluence est proportionnelle au carré de la tension appliquée aux bornes du tube) sont les facteurs prépondérants sur lesquels on pourra agir.

B - DOSE ABSORBÉE :

La dose absorbée par l’organisme se définit comme la quantité d’énergie par unité de masse reçue par l’organisme : elle s’exprime en grays et sous-multiples, le milligray (mGy) étant le mieux adapté au radiodiagnostic.

Elle dépend non seulement de la dose délivrée mais aussi de la région examinée ainsi que de l’épaisseur de coupe choisie.

Pour connaître la dose absorbée en tomodensitométrie, on utilise un index de dose obtenu à partir de mesures effectuées sur fantômes à l’aide de dosimètres thermoluminescents ou de chambres à ionisation et obéissant à des règles précises : cet index de dose scanographique (IDS) correspond au computed tomography dose index (CTDI) anglo-saxon et nous utiliserons cette abréviation car c’est celle qui apparaît sur les consoles.

C - INDEX DE DOSE EN SCANOGRAPHIE :

1- Définition :

L’IDS ou CTDI des Anglo-Saxons se définit comme la dose absorbée résultant d’une coupe d’épaisseur donnée T, ou plus précisément comme l’intégrale de la dose mesurée pour tenir compte de la dispersion de dose le long de l’axe z, liée au diffusé et à la pénombre.

La Food and Drug Administration (FDA) recommande d’effectuer l’intégration sur une largeur équivalente à 14 coupes (CTDIFDA) alors que la Commission européenne préconise une intégration sur une longueur fixe de 100 mm (CTDI100).

On constate que si pour des coupes épaisses, la valeur du CTDIFDA est supérieure, en revanche pour les coupes fines, c’est le CTDI100 qui est plus élevé.

L’utilisation en routine des coupes fines conduit maintenant à privilégier comme unité le CTDI100.

Pour tenir compte de la diminution de la dose en profondeur, le CTDI pondère les valeurs obtenues à l’aide de dosimètres placés en surface (CTDIp) et au centre du fantôme (CTDIc) :

CTDIW = 1/3CTDIC + 2/3CTDIP

C’est ce CTDIW qui s’affiche lors du choix des paramètres et il va varier en fonction :

– du kilovoltage choisi ;

– de la charge au tube ;

– de l’épaisseur de coupe choisie.

Enfin, le CTDI normalisé (nCTDI) qui est le CTDI par unité de charge (CTDIw/mAs) permettra de comparer les différentes machines entre elles en termes d’irradiation.

2- Fantômes de mesure :

Les mesures sont effectués sur des fantômes constitués de cylindres en Plexiglast dans lesquels sont placés les dosimètres de mesure.

Deux tailles de fantômes sont habituellement utilisées : un fantôme de 16 cm pour reproduire les conditions anatomiques d’une exploration de la tête (CTDI tête) et un fantôme de 32 cm pour le tronc (CTDI corps).

Les valeurs calculées avec le fantôme tête servent de référence pour les protocoles pédiatriques mais chez le nouveau-né et le nourrisson, le diamètre abdominal est souvent inférieur à celui du fantôme tête, ce qui sous-estime la valeur de la dose absorbée par rapport aux CTDI calculés.

Les calculs de CTDI sur des fantômes de diamètre inférieur (10 cm) confirment la sous-estimation de la dose absorbée et la nécessité d’ajuster les paramètres d’acquisition dans les protocoles pédiatriques.

D - PRODUIT DOSE-LONGUEUR (PDL) :

Cette unité transpose à la tomodensitométrie le produit dosesurface utilisé en radiologie conventionnelle.

Exprimé en mGy.cm, le produit dose-longueur est obtenu en multipliant le CTDI normalisé par la collimation (T) et la charge de l’acquisition en mAs (Axt) :

PDL = nCTDIw × T× A × t

Le produit dose-longueur, en affectant la dose au volume exploré, prend en compte les progrès des scanners multicoupes qui permettent d’explorer des volumes de plus en plus grands avec répétition des séquences (PDL cumulé).

E - DOSE EFFICACE :

Si le CTDI rend bien compte de la dose absorbée par unité de volume et le produit dose-longueur de la dose délivrée au volume, l’appréciation du risque nécessite une prise en compte de la radiosensibilité des organes irradiés : c’est la mesure de la dose efficace, exprimée en millisieverts (mSv), unité de radioprotection, et obtenue soit à partir du CTDI en pondérant ces index par le facteur de radiosensibilité de chaque organe contenu dans le volume exploré soit à partir du produit dose-longueur par un facteur de conversion, variable en fonction de la région explorée.

Cette dose efficace permet, en prenant en compte la radiosensibilité des organes contenus dans le volume, de traduire une irradiation locale en exposition globale.

Elle permet d’approcher l’ordre de grandeur du risque de l’examen réalisé.

On peut ainsi comparer l’irradiation résultant d’un examen scanographique à celle résultant d’autres examens radiologiques et peut aussi se comparer à l’irradiation naturelle qui est en moyenne de 2,5 mSv par an.

La dose efficace varie considérablement d’une région anatomique à l’autre et permet de mieux hiérarchiser le risque radiobiologique en fonction du type d’examen réalisé.

La réalisation d’un examen standard de la tête se traduit par un CTDIw élevé (justifié par le faible contraste naturel au sein du tissu cérébral) mais la dose efficace est modérée en raison de la faible radiosensibilité du système nerveux central et de la quantité limitée de moelle osseuse irradiée.

En revanche, lors de l’exploration de l’abdomen, la dose efficace est élevée malgré un CTDIw moindre du fait du grand volume exploré (du diaphragme jusqu’au pubis en routine) et donc de la grande quantité d’organes sensibles et de moelle osseuse contenue dans ce volume.

La répétition des séries, de plus en plus fréquente lors de l’exploration du foie, majore encore cette dose efficace qui peut atteindre des valeurs supérieures à 10 mSv.

F - CALCUL DE L’IRRADIATION :

Le CTDI et le produit dose-longueur sont maintenant affichés sur la plupart des machines dès le choix du protocole et leurs variations en fonction des paramètres modifiés par l’opérateur s’afficheront en direct.

En revanche, la dose efficace n’est pas affichée actuellement pour plusieurs raisons : d’abord parce qu’elle est difficile à connaître précisément, dépendant de multiples facteurs, ensuite parce qu’elle exprime un risque radiobiologique.

Néanmoins des logiciels de calcul permettent de connaître l’ordre de grandeur de la dose efficace en fonction du type de patient exploré, de la région examinée et des paramètres choisis par l’opérateur.

G - NIVEAUX DE RÉFÉRENCE :

Les valeurs de CTDI et de produit dose-longueur peuvent être comparées à des niveaux de référence (contraintes de dose) recommandés par la Commission européenne : ces niveaux de dose ne devraient pas (sauf justification particulière) être dépassés si des pratiques bonnes et normales en matière de diagnostic et de performance technique sont appliquées.

Ils correspondent à des valeurs de dose en dessous de laquelle se situent 75 % des installations.

Ces niveaux de référence s’exprimeront en CTDI et produit dose-longueur, unités maintenant disponibles sur les machines lors du choix des paramètres. Ils permettront à l’utilisateur de s’assurer que sa pratique se situe dans la moyenne dosimétrique pour chaque type d’examen et l’aideront à optimiser le compromis dose/qualité d’image.

Paramètres de l’irradiation :

Deux types de paramètres régissent l’irradiation en tomodensitométrie :

– les paramètres techniques régissant l’énergie du faisceau : tension, charge du tube, filtration ;

– les paramètres spatiaux régissant la géométrie du faisceau : distance tube-objet, collimation et pitch.

Parmi ces paramètres, certains sont intrinsèques à la machine et donc non accessibles à l’opérateur.

Il s’agit de la filtration en sortie de tube et de la géométrie (courte ou longue) du statif gouvernant la distance tube-patient.

D’autres font l’objet d’une réduction programmable de l’irradiation (modulation automatique de la charge du tube).

Restent les paramètres directement accessibles à l’utilisateur (tension, charge, paramètres spatiaux et pitch) qui devront être choisis dans le souci d’une part de respecter les niveaux de référence, d’autre part d’optimiser le compromis dose/qualité d’image.

A - PARAMÈTRES TECHNIQUES :

1- Charge du tube :

* Influence sur l’irradiation :

La dose absorbée est directement proportionnelle à la charge appliquée au tube : une diminution de 50 % des mA réduira l’irradiation de moitié.

La charge du tube peut faire l’objet d’une modulation automatique ou manuelle.

* Modulation automatique des mA :

Proposée par tous les constructeurs, elle consiste à adapter la charge du tube aux variations d’absorption liées aux conditions anatomiques rencontrées.

Le type de modulation varie d’un constructeur à l’autre mais autorise une économie de dose de l’ordre de 20 à 30 %. Selon le profil d’absorption.

La quantité de mA qui sera délivrée est calculée pour chaque coupe en fonction du profil d’absorption déterminé à partir de modes radio (face et/ou profil).

La modulation de l’ampérage va reproduire coupe par coupe la modulation du profil d’absorption.

Selon l’angle d’exploration. Les mA sont modulés selon l’angle d’exploration pour tenir compte des différences de diamètre de la région explorée (abdomen et surtout thorax) dans le plan frontal et sagittal à l’origine d’une diminution des mA lorsque le faisceau est vertical).

Selon la réponse des détecteurs. La modulation des mA se fait en direct après analyse des variations de signal reçues par les détecteurs pendant les 180 premiers degrés d’une rotation qui sont répercutées sur les 180 degrés suivants.

Cette correction est ensuite répétée tous les 180 degrés pendant l’ensemble de l’acquisition.

Selon le pitch. Nous verrons lors de l’étude des paramètres spatiaux que certaines machines proposent une modulation de l’intensité du rayonnement en fonction du pitch.

* Optimisation des mA par l’opérateur :

Modulation en fonction du contraste naturel. La réduction de la charge du tube va se traduire par une dégradation du rapport signal sur bruit (d’un facteur égal à 1,4 pour une réduction de 50 % des mA) qui constituera cependant un compromis acceptable dans l’exploration des régions à fort contraste naturel où l’on va privilégier la résolution spatiale.

La réduction des mA constitue un bon compromis lors de l’exploration des poumons ou des sinus de la face ou la recherche de lithiase urinaire.

En revanche, les mA doivent être maintenus élevés dans les régions à faible contraste naturel (cerveau, foie) où il est nécessaire de privilégier la résolution en densité.

Modulation en fonction du poids du sujet. Elle est très importante en pédiatrie où la charge du tube peut être réduite de façon importante par rapport aux doses utilisées chez l’adulte sans perte de qualité d’image : des protocoles sont maintenant proposés par les constructeurs proposant la charge du tube à appliquer en fonction du poids de l’enfant.

2- Tension :

La dose délivrée étant proportionnelle au carré de la tension, la baisse du kilovoltage constitue en théorie le moyen le plus efficace de réduire l’irradiation.

Ce paramètre n’était souvent pas accessible à l’opérateur sur les premiers scanners hélicoïdaux mais ce n’est plus le cas actuellement : on peut recommander en routine des protocoles à 120 kV qui réalisent une économie de dose de près de 50 % par rapport à une tension de 140 kV et les protocoles d’exploration des sujets maigres et surtout des enfants ne devraient pas utiliser une tension supérieure à 100 kV.

B - PARAMÈTRES SPATIAUX :

1- Collimation :

* Influence sur l’irradiation :

Elle varie en fonction du type de machine : en scanner monocoupe, la collimation peut être assimilée à l’épaisseur de coupe à l’acquisition.

En scanner multicoupe, l’influence de l’irradiation va varier en fonction du nombre de détecteurs dans l’axe Z.

En scanner monocoupe.

En acquisition monocoupe, on peut assimiler épaisseur nominale de coupe et collimation.

La dose absorbée va croître comme l’inverse de l’épaisseur de coupe.

Ceci est lié à l’influence de la pénombre résultant du caractère non ponctuel du foyer et qui est indépendante de la collimation choisie mais qui va croître relativement lorsque l’épaisseur de coupe va diminuer.

L’irradiation sera donc d’autant plus importante que l’épaisseur de coupe choisie sera faible. En scanner 2 et 4 coupes.

Collimation réelle. Il faut distinguer l’épaisseur nominale de coupe choisie par l’opérateur de la collimation primaire qui sera majorée d’un facteur égal aux nombres de coupes obtenues.

En termes d’irradiation, ce n’est pas l’épaisseur de coupe mais la collimation primaire qu’il faut prendre en compte : celle-ci, pour une même épaisseur de coupe nominale qu’en acquisition monocoupe, sera quatre fois plus élevée en acquisition 4 coupes et l’importance relative de la pénombre d’autant diminuée.

Mais ce bénéfice sera contrebalancé par une majoration de la collimation réelle par rapport à la collimation théorique en raison de contraintes spécifiques liées à l’acquisition de 4 coupes simultanées.

C’est la nécessité de s’affranchir de l’influence de la pénombre pour obtenir une dose identique sur les 4 détecteurs qui justifie cette majoration de la collimation.

– En acquisition monocoupe, la collimation du faisceau est ajustée pour obtenir l’épaisseur de coupe souhaitée à l’isocentre.

– En acquisition 2 coupes, il en est de même : la pénombre participe à l’activation des détecteurs mais en proportion identique sur chacun des deux détecteurs.

– En acquisition 4 coupes, la pénombre ne participe qu’à l’activation des détecteurs périphériques et la dose reçue par les quatre détecteurs n’est plus homogène.

Il sera nécessaire d’élargir la collimation primaire pour supprimer l’influence de la pénombre et homogénéiser la dose reçue par les quatre détecteurs.

Rendement de dose. Il n’y a plus adéquation entre collimation théorique et collimation réelle : la majoration de la collimation réelle pour couvrir les détecteurs va se traduire par la diminution du rendement de dose, rapport entre collimation théorique et collimation réelle.

Il varie entre 60 et 80 % en acquisition 4 coupes mais peut descendre sous les 60 % pour les collimations les plus fines.

Ce rendement de dose est maintenant affiché par certains constructeurs sur la console d’acquisition et reflète le caractère plus irradiant des collimations fines.

La majoration de l’irradiation en acquisition 4 coupes (à épaisseur nominale identique à l’acquisition monocoupe) peut être chiffrée en moyenne entre 10 et 30 % en fonction de l’épaisseur de coupe.

L’étude de Thomton confirme l’importance de la dégradation du profil de dose dans la majoration de l’irradiation puisque cette majoration est chiffrée à 27 % dans le plan de coupe mais monte jusqu’à 69 % dans les plans adjacents au plan de coupe.

Une étude plus globale comparant la dose reçue par patient en fonction du type de machine montre une dose efficace moyenne de 7,4 mSv pour les scanners monocoupes et 8,1 mSv pour les machines 4 coupes, soit une majoration de 11 %.

Acquisitions 8 coupes et 16 coupes. L’avènement des acquisitions à 8 puis 16 coupes va se traduire à épaisseur nominale identique par un élargissement de la collimation qui va s’avérer bénéfique pour l’irradiation puisque l’influence relative de la pénombre va diminuer sans que le rendement de dose ne se dégrade.

Mais l’épaisseur nominale de coupe choisie diminue puisque l’augmentation du nombre de détecteurs dans l’axe Z permet avec des collimations fines l’exploration de volumes de plus en plus grands (thorax et abdomen), la recherche de l’isotropie se traduisant par l’emploi en routine d’une épaisseur millimétrique voire inframillimétrique contre une moyenne de 3 à 5 mm en acquisition 4 coupes.

Cependant, si l’on compare les épaisseurs nominales les plus souvent utilisées sur les machines 4 et 16 coupes, le passage d’une collimation de 4 × 2,5 mm à 16 × 1,5 mm va s’avérer bénéfique puisqu’il en résulte une amélioration de la résolution spatiale dans l’axe z et une réduction de l’irradiation pour un même volume irradié par majoration de la collimation qui passe de 10 mm à 24 mm.

* Optimisation de l’épaisseur de coupe :

La diminution de l’épaisseur de coupe a pour principal avantage d’améliorer la qualité des reconstructions multiplanaires utilisées désormais en routine lors de la démarche diagnostique.

L’augmentation de l’irradiation qui en résulte (à nombre de coupes identique par tour) peut être compensée par une réduction de la charge du tube.

La dégradation du rapport signal sur bruit sera compensée en acquisition multicoupe par une reconstruction en coupes plus épaisses que l’épaisseur nominale d’acquisition.

Par exemple, dans l’exploration du rachis lombaire, l’acquisition en coupes de 2,5 mm est remplacée par une acquisition millimétrique, mais avec un milliampérage plus faible.

Les reconstructions à une épaisseur de 3 mm compensent la perte de signal liée à l’adaptation du mA.

Cette adaptation de la charge du tube à l’épaisseur de reconstruction choisie par l’opérateur est automatisée sur certaines machines.

2- Pitch :

* Influence sur l’irradiation :

L’influence du pitch sur l’irradiation diffère en acquisition monocoupe et multicoupe.

Acquisition monocoupe. En acquisition monocoupe, pour une valeur choisie de mA, l’augmentation du pitch entraîne un gain de dose proportionnel alors que le rapport signal sur bruit reste constant puisque, quel que soit le pitch et les algorithmes de reconstruction choisis, la reconstruction de chaque point de la coupe se fera toujours par interpolation de deux données (distantes de 180° ou 360°).

La majoration du pitch entraînera en revanche une majoration de la distance d’interpolation qui dégradera le profil de coupe. Pour un volume d’exploration identique, la dose délivrée sera 2 fois moindre pour un pitch de 2 que pour un pitch de 1.

Acquisition multicoupe. En acquisition multicoupe, à mAconstants, l’augmentation du pitch diminue le rapport signal sur bruit car l’utilisation d’algorithmes de reconstruction plus complexes qu’en acquisition monocoupe fait varier le nombre de données nécessaires à la reconstruction d’une coupe en fonction du pitch.

Pour conserver un rapport signal sur bruit constant par coupe, certains constructeurs ne proposent plus une valeur de mA constante lors de l’acquisition mais une valeur de mAs (effectifs) et le choix du pitch va moduler les mA délivrés par le tube pour délivrer une dose au volume en mAs qui soit constante (mAs eff = mA× trot/pitch).

On conservera ainsi un rapport signal sur bruit constant quel que soit le pitch choisi mais il n’y aura plus de relation entre dose délivrée au volume et valeur du pitch.

Il y a une exception à cette règle, l’acquisition cardiaque où la modulation de l’intensité est asservie non plus au pitch mais à l’électrocardiogramme : la charge du tube est réduite de 80 % pendant la systole.

La réduction de dose est estimée à 50 %.

* Optimisation du pitch :

En somme, puisque le pitch n’influence plus systématiquement la dose délivrée au volume en acquisition multicoupe, l’utilisation de pitchs inférieurs à 1 à l’origine d’un chevauchement partiel des hélices ne se traduira pas par une majoration de dose.

En revanche, elle permettra de réduire les artefacts d’hélice visibles sur les reconstructions multiplanaires et dans les zones de variation brusque de l’absorption (interfaces air-tissu).

C - FACTEURS COMPORTEMENTAUX :

Ils représentent le facteur le plus important d’augmentation de l’irradiation en tomodensitométrie, notamment par la répétition des acquisitions.

Le gain en résolution temporelle des scanners hélicoïdaux permet en un temps d’examen identique à celui des appareils séquentiels d’explorer de plus grands volumes et d’effectuer plus d’acquisitions et ce gain de productivité a des effets néfastes sur la dose délivrée aux patients.

Le temps d’exploration n’étant plus un frein, on est tenté d’augmenter le nombre de passages sur un même volume pour un apport diagnostique souvent discutable.

Le choix des volumes à explorer et la répétition des séquences doivent donc être décidés en fonction de chaque situation radioclinique.

D - PROTECTION DES ORGANES SENSIBLES :

L’utilisation de protections en bismuth permet de limiter l’irradiation des organes superficiels radiosensibles comme la thyroïde chez l’enfant ou les seins chez la femme jeune sans perte significative de la qualité d’image en profondeur.

La protection des seins dans l’exploration du thorax permet ainsi de réduite de moitié la dose reçue par les seins, économie d’autant plus significative lorsqu’on est dans le cadre de la surveillance de pathologies thoraciques nécessitant des scanners itératifs.

Conclusion :

Le passage du mode séquentiel aux modes hélicoïdaux monocoupe puis multicoupe entraîne une majoration de l’irradiation.

Celle-ci résulte de l’utilisation d’épaisseurs de coupes de plus en plus fines mais surtout de l’augmentation des volumes explorés liés à l’augmentation de la résolution temporelle.

L’adaptation du milliampérage en fonction de la région explorée et du poids du sujet, particulièrement chez l’enfant, et surtout les facteurs comportementaux restent prépondérants pour limiter l’irradiation.

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