Scanner hélicoïdal et irradiation

TECHNIQUE

Scanner hélicoïdal et irradiation

Radiation exposure in single slice and multi-slicehelical computed tomographyB. Boyer (Professeur agrégé du Val-de-Grâce, chef du service d’imageriemédicale) a,*, L. Hauret (Radiologiste des hôpitaux des Armées) a,A.-M. Dion (Assistant des hôpitaux des Armées) a, C. Aterii-Tehau(Assistant des hôpitaux des Armées) a, Y.-S. Cordoliani (Professeur auVal-de-Grâce, chef du service d’imagerie médicale) ba Service d’imagerie médicale de l’hôpital Bégin, 69, avenue de Paris, 94163 Saint-Mandé cedex, Franceb Hôpital du Val-de-Grâce, 74, boulevard de Port-Royal, 75230 Paris cedex 05, France

MOTS CLÉSScanner ;Irradiation ;Qualité d’image

KEYWORDSHelical scan;Radiation;Image quality

Résumé Après un rappel sur les outils de mesure de l’irradiation, sont abordés lesparamètres de l’irradiation en scanner hélicoïdal (monocoupe et multicoupe) : ce sont lesparamètres techniques (tension, charge du tube) et spatiaux (géométrie du faisceau,épaisseur de coupe, pitch). Leur influence sur l’irradiation est abordée puis leur modu-lation automatique ou manuelle afin d’optimiser le compromis dose/qualité d’image.© 2004 Elsevier SAS. Tous droits réservés.

Abstract After a brief review of tools used to measure radiation, we present theparameters of helical scan radiation (single and multiple slice): technical parameters(voltage, tube current) and spatial parameters (X-ray beam geometry, slice thickness,pitch). Their influence on radiation is discussed, as well as methods for adapting theseparameters to obtain optimal balance between dose and imaging quality.© 2004 Elsevier SAS. Tous droits réservés.

Introduction

La part du scanner dans l’irradiation médicale esten augmentation constante atteignant 60 % de ladose collective d’origine diagnostique alors que lesactes scanographiques ne représentent que 15 % del’activité.8 Les scanners multicoupes exposent àune augmentation de l’irradiation puisqu’ils per-mettent d’explorer des volumes plus grands dans

des temps plus courts et à l’aide de coupes plusfines.L’application du décret no 2003-270 du 4 mars

2003 relatif à la protection des personnes exposéesà des rayonnements ionisants à des fins médicaleset médicolégales, inspiré de la directive euro-péenne Euratom 97/43,3 impose des exigences lorsde la prescription et de la réalisation des examenstomodensitométriques. Il est nécessaire de connaî-tre les outils de calcul de l’irradiation ainsi que lesmoyens de la réduire afin de réaliser un compromisoptimal entre dose délivrée et bénéfice attendu del’examen.

* Auteur correspondant.Adresse e-mail : [email protected] (B. Boyer).

EMC-Radiologie 1 (2004) 457–469

www.elsevier.com/locate/emcrad

1762-4185/$ - see front matter © 2004 Elsevier SAS. Tous droits réservés.doi: 10.1016/j.emcrad.2004.08.001

Directive Euratom

Notion de dose reçue

« Les doses d’irradiation doivent être à la disposi-tion des médecins prescripteurs » (article 6). Leradiologue doit donc être capable de préciser ladose délivrée par un examen tomodensitométri-que.

Dosimétrie en direct

« Le scanner doit être équipé d’un dispositif infor-mant le praticien de la quantité de radiation pro-duite par l’équipement au cours de la procédure »(article 8). Les scanners du marché affichent désor-mais sur leurs consoles des index de dose permet-tant à l’opérateur d’apprécier les ordres de gran-deur des doses reçues et l’influence des paramètresd’acquisition sur ces doses.

Optimisation de dose

« Des pratiques appropriées doivent être utiliséesdans chaque cas d’exposition à des fins médica-les... impliquant des doses élevées pour le patient,comme la tomodensitométrie. » (article 9). Le mé-decin doit optimiser ses protocoles afin de satis-faire 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 nepermettent pas d’apprécier directement l’irradia-tion reçue par le patient qui peut être évaluée par :

• la dose absorbée ;• le produit dose-longueur ;• la dose efficace.

Exposition

Elle dépend de la fluence énergétique :U = kV2 × I × t/d2

Elle ne permet pas d’apprécier directement ladose reçue par le patient car elle ne prend pas encompte la géométrie du faisceau ni la collimation.Elle permet en revanche de connaître les princi-paux paramètres permettant de moduler l’irradia-tion :

• la distance d dépend de la géométrie du statif(distance tube-détecteurs) et donc du type demachine. 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 ex-primée en kV (puisque la fluence est proportion-nelle au carré de la tension appliquée aux bor-nes du tube) sont les facteurs prépondérants surlesquels on pourra agir.

Dose absorbée

La dose absorbée par l’organisme se définit commela quantité d’énergie par unité de masse reçue parl’organisme : elle s’exprime en grays et sous-multiples, le milligray (mGy) étant le mieux adaptéau radiodiagnostic. Elle dépend non seulement dela dose délivrée mais aussi de la région examinéeainsi que de l’épaisseur de coupe choisie. Pourconnaître la dose absorbée en tomodensitométrie,on utilise un index de dose obtenu à partir demesures effectuées sur fantômes à l’aide de dosi-mètres thermoluminescents ou de chambres à ioni-sation et obéissant à des règles précises : cet indexde dose scanographique (IDS) correspond au compu-ted tomography dose index (CTDI) anglo-saxon etnous utiliserons cette abréviation car c’est celle quiapparaît sur les consoles.

Index de dose en scanographie

DéfinitionL’IDS ou CTDI des Anglo-Saxons se définit comme ladose absorbée résultant d’une coupe d’épaisseurdonnée T, ou plus précisément comme l’intégralede la dose mesurée pour tenir compte de la disper-sion de dose le long de l’axe z, liée au diffusé et à lapénombre (Fig. 1).La Food and Drug Administration (FDA) recom-

mande d’effectuer l’intégration sur une largeuréquivalente à 14 coupes (CTDIFDA) alors que laCommission européenne préconise une intégrationsur une longueur fixe de 100 mm (CTDI100).

16

On constate (Fig. 2) que si pour des coupesépaisses, la valeur du CTDIFDA est supérieure, en

Figure 1 Index de dose en tomodensitométrie. CTDI : computedtomography dose index.

458 B. Boyer et al.

revanche pour les coupes fines, c’est le CTDI100 quiest plus élevé. L’utilisation en routine des coupesfines conduit maintenant à privilégier comme unitéle CTDI100.Pour tenir compte de la diminution de la dose en

profondeur, le CTDI pondère les valeurs obtenues àl’aide de dosimètres placés en surface (CTDIp) et aucentre du fantôme (CTDIc) :

CTDIW = 1⁄3CTDIC + 2⁄3CTDIP

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

• du kilovoltage choisi ;• de la charge au tube ;• de l’épaisseur de coupe choisie.14

Enfin, le CTDI normalisé (nCTDI) qui est le CTDIpar unité de charge (CTDIw/mAs) permettra decomparer les différentes machines entre elles entermes d’irradiation (Tableau 1).

Fantômes de mesureLes mesures sont effectués sur des fantômes cons-titués de cylindres en Plexiglas® dans lesquels sontplacés les dosimètres de mesure. Deux tailles defantômes sont habituellement utilisées : un fan-tôme de 16 cm pour reproduire les conditions ana-tomiques 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 serventde référence pour les protocoles pédiatriques maischez le nouveau-né et le nourrisson, le diamètreabdominal est souvent inférieur à celui du fantômetête, ce qui sous-estime la valeur de la dose absor-bée par rapport aux CTDI calculés.Les calculs de CTDI sur des fantômes de diamètre

inférieur (10 cm) confirment la sous-estimation dela dose absorbée (Tableau 2) et la nécessité d’ajus-ter les paramètres d’acquisition dans les protocolespédiatriques.

Figure 2 Comparaison des computed tomography dose index (CTDI) en fonction de l’épaisseur de coupe.

Tableau 1 Comparaison des computed tomography dose index (CTDI) de trois machines.3

Scanner CTDIw (mGy) mAs nCTDIw (mGy/mAs)A 30 300 10B 30 200 15C 30 280 11

Le CTDI pondéré normalisé qui s’affranchit de la charge du tube permet de mieux comparer les machines en termes d’irradiationque le CTDI pondéré. Ici, le scanner A est le moins irradiant malgré un CTDI pondéré identique à celui des autres machines.

Tableau 2 Étude sur fantômes pédiatriques au centre hospitalier universitaire de Tours : computed tomography dose indexpCTDIw (normalisés par rapport au fantôme de 32 cm) en fonction du diamètre du fantôme.18

Diamètre du fantôme (cm)10 13 16 20 25 32

PCTDIw ref 2,50 2,23 1,89 1,58 1,18 1,00

459Scanner hélicoïdal et irradiation

Produit dose-longueur (PDL)

Cette unité transpose à la tomodensitométrie leproduit dose-surface utilisé en radiologie conven-tionnelle. Exprimé en mGy.cm, le produit dose-longueur est obtenu en multipliant le CTDI norma-lisé par la collimation (T) et la charge del’acquisition en mAs (Axt) :4,8

PDL = nCTDIw× T × A × t

Le produit dose-longueur, en affectant la dose auvolume exploré, prend en compte les progrès desscanners multicoupes qui permettent d’explorerdes volumes de plus en plus grands avec répétitiondes séquences (PDL cumulé).

Dose efficace

Si le CTDI rend bien compte de la dose absorbée parunité de volume et le produit dose-longueur de ladose délivrée au volume, l’appréciation du risquenécessite une prise en compte de la radiosensibilitédes organes irradiés : c’est la mesure de la doseefficace, exprimée en millisieverts (mSv), unité deradioprotection, et obtenue soit à partir du CTDI15

en pondérant ces index par le facteur de radiosen-sibilité de chaque organe contenu dans le volumeexploré (Tableau 3) soit à partir du produit dose-longueur par un facteur de conversion, variable enfonction de la région explorée (Tableau 4).4,16

Cette dose efficace permet, en prenant en comptela radiosensibilité des organes contenus dans levolume, de traduire une irradiation locale en expo-sition globale (Fig. 3). Elle permet d’approcherl’ordre de grandeur du risque de l’examen réalisé.On peut ainsi comparer l’irradiation résultant d’unexamen scanographique à celle résultant d’autresexamens radiologiques et peut aussi se comparer àl’irradiation naturelle qui est en moyenne de2,5 mSv par an. La dose efficace varie considérablement d’une

région anatomique à l’autre4,15 et permet de mieuxhiérarchiser le risque radiobiologique en fonctiondu type d’examen réalisé (Fig. 4).

La réalisation d’un examen standard de la tête setraduit par un CTDIw élevé (justifié par le faiblecontraste naturel au sein du tissu cérébral) mais ladose efficace est modérée en raison de la faibleradiosensibilité du système nerveux central et de laquantité limitée de moelle osseuse irradiée. Enrevanche, lors de l’exploration de l’abdomen, ladose efficace est élevée malgré un CTDIw moindredu fait du grand volume exploré (du diaphragmejusqu’au pubis en routine) et donc de la grandequantité d’organes sensibles et de moelle osseusecontenue dans ce volume. La répétition des séries,de plus en plus fréquente lors de l’exploration du

Tableau 3 Facteur de pondération des organes abdomi-naux.

Tissu ou organe Facteur de pondérationGonades 0,20Moelle osseuse 0,12Côlon 0,12Poumon 0,12Estomac 0,12Vessie 0,05Sein 0,05Foie 0,05Œsophage 0,05Thyroïde 0,05Peau 0,01Surface des os 0,01Autres tissus ou organes 0,05

Tableau 4 Valeur des facteurs de conversion (EDLP) per-mettant de passer du produit dose-longueur en mGy.cm à ladose efficace en mSv.4

Tête 0,0021Cou (ORL) 0,0052Thorax 0,017Abdomen 0,015Bassin 0,016

ORL : otorhinolaryngologie.

Figure 3 Comparaison entre computed tomography dose index(CTDI), produit dose-longueur et dose efficace.8 A. Dose absor-bée (mGy). B. Produit dose-longueur (mGy.cm). C. Dose efficace(mSv).

460 B. Boyer et al.

foie, majore encore cette dose efficace qui peutatteindre des valeurs supérieures à 10 mSv.15

Calcul de l’irradiation

Le CTDI et le produit dose-longueur sont maintenantaffichés sur la plupart des machines dès le choix duprotocole et leurs variations en fonction des para-mètres modifiés par l’opérateur s’afficheront endirect. En revanche, la dose efficace n’est pas affi-chée actuellement pour plusieurs raisons : d’abordparce qu’elle est difficile à connaître précisément,dépendant de multiples facteurs, ensuite parcequ’elle exprime un risque radiobiologique. Néan-moins des logiciels de calcul11 permettent deconnaître l’ordre de grandeur de la dose efficace enfonction du type de patient exploré, de la régionexaminée et des paramètres choisis par l’opérateur.

Niveaux de référence

Les valeurs de CTDI et de produit dose-longueurpeuvent être comparées à des niveaux de référence(contraintes de dose) recommandés par la Commis-sion européenne : ces niveaux de dose ne devraientpas (sauf justification particulière) être dépassés sides pratiques bonnes et normales en matière dediagnostic et de performance technique sont appli-quées.6 Ils correspondent à des valeurs de dose endessous de laquelle se situent 75 % des installations(Fig. 5). Ces niveaux de référence (Tableau 5) s’ex-primeront en CTDI et produit dose-longueur, unitésmaintenant disponibles sur les machines lors duchoix des paramètres. Ils permettront à l’utilisa-teur de s’assurer que sa pratique se situe dans la

moyenne dosimétrique pour chaque type d’examenet l’aideront à optimiser le compromis dose/qualité d’image.1

Paramètres de l’irradiation

Deux types de paramètres régissent l’irradiation entomodensitométrie :

• les paramètres techniques régissant l’énergie dufaisceau : tension, charge du tube, filtration ;

• les paramètres spatiaux régissant la géométriedu faisceau : distance tube-objet, collimation etpitch.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 lagéométrie (courte ou longue) du statif gouvernantla distance tube-patient.D’autres font l’objet d’une réduction program-

mable de l’irradiation (modulation automatique dela charge du tube).Restent les paramètres directement accessibles

à l’utilisateur (tension, charge, paramètres spa-tiaux et pitch) qui devront être choisis dans le soucid’une part de respecter les niveaux de référence,d’autre part d’optimiser le compromis dose/qualitéd’image.

Figure 4 Computed tomography dose index (CTDI)w et doseefficace moyenne par examen en fonction de la région exami-née.15

Figure 5 Niveaux de référence : limites de dose en dessousdesquelles se situent 75 % des installations.1,4

Tableau 5 Valeurs de référence d’examens tomodensito-métriques, d’après.6

Région examinée CTDIw (mGy) PDL (mGy.cm)Tête 60 1 050Face et sinus 35 360Trauma rachis 70 460Thorax standard 30 650Thorax haute résolution 35 780Foie et abdomen 35 780Pelvis 35 570Bassin 25 520

CTDI : computed tomography dose index ; PDL : produitdose-longueur.


Paramètres techniques

Charge du tube

Influence sur l’irradiationLa dose absorbée est directement proportionnelle àla charge appliquée au tube : une diminution de50 % des mA réduira l’irradiation de moitié. Lacharge du tube peut faire l’objet d’une modulationautomatique ou manuelle.

Modulation automatique des mAProposée par tous les constructeurs, elle consiste àadapter la charge du tube aux variations d’absorp-tion liées aux conditions anatomiques rencontrées.Le type de modulation varie d’un constructeur àl’autre mais autorise une économie de dose del’ordre de 20 à 30 %.4,12,19

Selon le profil d’absorption. La quantité de mAqui sera délivrée est calculée pour chaque coupe en

fonction du profil d’absorption déterminé à partirde modes radio (face et/ou profil). La modulationde l’ampérage va reproduire coupe par coupe lamodulation du profil d’absorption (Fig. 6).Selon l’angle d’exploration. Les mA sont modu-

lés selon l’angle d’exploration pour tenir comptedes différences de diamètre de la région explorée(abdomen et surtout thorax) dans le plan frontal etsagittal (Fig. 7) à l’origine d’une diminution des mAlorsque le faisceau est vertical).Selon la réponse des détecteurs. La modulation

des mA se fait en direct après analyse des variationsde signal reçues par les détecteurs pendant les180 premiers degrés d’une rotation qui sont réper-cutées sur les 180 degrés suivants.12,19 Cette cor-rection est ensuite répétée tous les 180 degréspendant l’ensemble de l’acquisition (Fig. 8).Selon le pitch. Nous verrons lors de l’étude des

paramètres spatiaux que certaines machines propo-sent une modulation de l’intensité du rayonnementen fonction du pitch.

Figure 6 Modulation de l’intensité en fonction du profil d’absorption (automA). A. Calcul des profils d’absorption sur un moderadiographie de profil. B. Modulation tranche par tranche des milliampères (mA).

Figure 7 Modulation de l’intensité en fonction de l’angle d’exploration (Smartscan). mA : milliampères.

462 B. Boyer et al.

Optimisation des mA par l’opérateurModulation en fonction du contraste naturel. Laréduction de la charge du tube va se traduire parune dégradation du rapport signal sur bruit (d’unfacteur égal à 1,4 pour une réduction de 50 % desmA) qui constituera cependant un compromis ac-ceptable dans l’exploration des régions à fortcontraste naturel où l’on va privilégier la résolutionspatiale. La réduction des mA constitue un boncompromis lors de l’exploration des poumons22 oudes sinus de la face23 ou la recherche de lithiaseurinaire.20 En revanche, les mA doivent être main-tenus élevés dans les régions à faible contrastenaturel (cerveau, foie) où il est nécessaire de privi-légier la résolution en densité.Modulation en fonction du poids du sujet. Elle

est très importante en pédiatrie5,18 où la charge dutube peut être réduite de façon importante parrapport aux doses utilisées chez l’adulte sans pertede qualité d’image : des protocoles sont mainte-nant proposés par les constructeurs proposant lacharge du tube à appliquer en fonction du poids del’enfant.

TensionLa dose délivrée étant proportionnelle au carré dela tension, la baisse du kilovoltage constitue enthéorie le moyen le plus efficace de réduire l’irra-diation (Tableau 6). Ce paramètre n’était souventpas accessible à l’opérateur sur les premiers scan-ners hélicoïdaux mais ce n’est plus le cas actuelle-ment : on peut recommander en routine des proto-coles à 120 kV qui réalisent une économie de dosede près de 50 % par rapport à une tension de 140 kV

et les protocoles d’exploration des sujets maigreset surtout des enfants ne devraient pas utiliser unetension supérieure à 100 kV.

Paramètres spatiaux

Collimation

Influence sur l’irradiationElle varie en fonction du type de machine : enscanner monocoupe, la collimation peut être assi-milée à l’épaisseur de coupe à l’acquisition. Enscanner multicoupe, l’influence de l’irradiation vavarier en fonction du nombre de détecteurs dansl’axe Z.En scanner monocoupe. En acquisition mono-

coupe, on peut assimiler épaisseur nominale decoupe et collimation. La dose absorbée va croîtrecomme l’inverse de l’épaisseur de coupe. Ceci estlié à l’influence de la pénombre résultant du carac-tère non ponctuel du foyer et qui est indépendantede la collimation choisie mais qui va croître relati-vement lorsque l’épaisseur de coupe va diminuer(Fig. 9). L’irradiation sera donc d’autant plus im-portante que l’épaisseur de coupe choisie sera fai-ble (Tableau 7).En scanner 2 et 4 coupes.Collimation réelle. Il faut distinguer l’épaisseur

nominale de coupe choisie par l’opérateur de lacollimation primaire qui sera majorée d’un facteurégal aux nombres de coupes obtenues. En termesd’irradiation, ce n’est pas l’épaisseur de coupe

Figure 8 Modulation des milliampères (mA) dans la coupe (caredose).

Tableau 6 Dose et kilovoltage.

kV Dose relative140 100 %120 58 %80 12 %

Figure 9 Pénombre et épaisseur de coupe.


mais la collimation primaire qu’il faut prendre encompte : celle-ci, pour une même épaisseur decoupe nominale qu’en acquisition monocoupe, seraquatre fois plus élevée en acquisition 4 coupes etl’importance relative de la pénombre d’autant di-minuée. Mais ce bénéfice sera contrebalancé parune majoration de la collimation réelle par rapportà la collimation théorique en raison de contraintesspécifiques liées à l’acquisition de 4 coupes simul-tanées. C’est la nécessité de s’affranchir de l’in-fluence de la pénombre pour obtenir une doseidentique sur les 4 détecteurs (Fig. 10)12,16 quijustifie cette majoration de la collimation.

• En acquisition monocoupe, la collimation dufaisceau est ajustée pour obtenir l’épaisseur decoupe souhaitée à l’isocentre.

• En acquisition 2 coupes, il en est de même : lapénombre participe à l’activation des détec-teurs mais en proportion identique sur chacundes deux détecteurs.

• En acquisition 4 coupes, la pénombre ne parti-cipe qu’à l’activation des détecteurs périphéri-ques et la dose reçue par les quatre détecteursn’est plus homogène. Il sera nécessaire d’élargirla collimation primaire pour supprimer l’in-fluence de la pénombre et homogénéiser la dosereçue par les quatre détecteurs.

Rendement de dose. Il n’y a plus adéquationentre collimation théorique et collimation réelle : lamajoration de la collimation réelle pour couvrir lesdétecteurs va se traduire par la diminution du ren-dement de dose, rapport entre collimation théori-que et collimation réelle. Il varie entre 60 et 80 % enacquisition 4 coupes mais peut descendre sous les60 % pour les collimations les plus fines. Ce rende-ment de dose est maintenant affiché par certainsconstructeurs sur la console d’acquisition et reflètele caractère plus irradiant des collimations fines. Lamajoration de l’irradiation en acquisition 4 coupes(à épaisseur nominale identique à l’acquisition mo-nocoupe) peut être chiffrée en moyenne entre 10 et30 % en fonction de l’épaisseur de coupe.12,21

L’étude de Thomton confirme l’importance de ladégradation du profil de dose dans la majoration del’irradiation puisque cette majoration est chiffrée à27 % dans le plan de coupe mais monte jusqu’à 69 %dans les plans adjacents au plan de coupe. Uneétude plus globale comparant la dose reçue parpatient en fonction du type de machine montre unedose efficace moyenne de 7,4 mSv pour les scan-ners monocoupes et 8,1 mSv pour les machines4 coupes, soit une majoration de 11 %.2

Acquisitions 8 coupes et 16 coupes. L’avène-ment des acquisitions à 8 puis 16 coupes va setraduire à épaisseur nominale identique par unélargissement de la collimation qui va s’avérerbénéfique pour l’irradiation (Fig. 11) puisque l’in-fluence relative de la pénombre va diminuer sansque le rendement de dose ne se dégrade (Ta-bleau 8). Mais l’épaisseur nominale de coupe choi-sie diminue puisque l’augmentation du nombre dedétecteurs dans l’axe Z permet avec des collima-tions fines l’exploration de volumes de plus en plus

Tableau 7 Influence de la collimation sur le computedtomography dose index (CTDI)w.14

Collimation CTDIw tête 120 kV300 mAs

CTDIw corps 120 kV300 mAs

4 × 5 mm 40 204 × 2,5 mm 46 244 × 1 mm 62 33

Figure 10 Collimation du faisceau de rayons X en fonction du nombre de détecteurs.

464 B. Boyer et al.

grands (thorax et abdomen), la recherche de l’iso-tropie se traduisant par l’emploi en routine d’uneépaisseur millimétrique voire inframillimétriquecontre une moyenne de 3 à 5 mm en acquisition4 coupes. Cependant, si l’on compare les épaisseursnominales les plus souvent utilisées sur les machi-nes 4 et 16 coupes, le passage d’une collimation de4 × 2,5 mm à 16 × 1,5 mm va s’avérer bénéfiquepuisqu’il en résulte une amélioration de la résolu-tion spatiale dans l’axe z et une réduction del’irradiation pour un même volume irradié par ma-joration de la collimation qui passe de 10 mm à24 mm.

Optimisation de l’épaisseur de coupeLa diminution de l’épaisseur de coupe a pour prin-cipal avantage d’améliorer la qualité des recons-tructions multiplanaires utilisées désormais en rou-tine lors de la démarche diagnostique. L’augmen-tation de l’irradiation qui en résulte (à nombre decoupes identique par tour) peut être compensée parune réduction de la charge du tube. La dégradationdu rapport signal sur bruit sera compensée en acqui-sition multicoupe par une reconstruction en coupesplus épaisses que l’épaisseur nominale d’acquisi-tion. Par exemple, dans l’exploration du rachis lom-

baire, l’acquisition en coupes de 2,5 mm est rem-placée par une acquisition millimétrique, mais avecun milliampérage plus faible. Les reconstructions àune épaisseur de 3 mm compensent la perte designal liée à l’adaptation du mA (Fig. 12). Cetteadaptation de la charge du tube à l’épaisseur dereconstruction choisie par l’opérateur est automa-tisée sur certaines machines.

Pitch

Influence sur l’irradiationL’influence du pitch sur l’irradiation diffère enacquisition monocoupe et multicoupe.Acquisition monocoupe. En acquisition mono-

coupe, pour une valeur choisie de mA, l’augmenta-tion du pitch entraîne un gain de dose proportionnelalors que le rapport signal sur bruit reste constantpuisque, quel que soit le pitch et les algorithmes dereconstruction choisis, la reconstruction de chaquepoint de la coupe se fera toujours par interpolationde deux données (distantes de 180° ou 360°). Lamajoration du pitch entraînera en revanche unemajoration de la distance d’interpolation qui dé-gradera le profil de coupe (Fig. 13). Pour un volumed’exploration identique, la dose délivrée sera 2 foismoindre pour un pitch de 2 que pour un pitch de 1.Acquisition multicoupe. En acquisition multi-

coupe, à mA constants, l’augmentation du pitchdiminue le rapport signal sur bruit car l’utilisationd’algorithmes de reconstruction plus complexesqu’en acquisition monocoupe fait varier le nombrede données nécessaires à la reconstruction d’une

Figure 11 Amélioration du compromis dose/qualité d’image en acquisition 8 et 16 coupes : l’élargissement de la collimation lié àl’augmentation du nombre de détecteurs par coupe diminue l’influence relative de la pénombre et donc l’irradiation.

Tableau 8 Rendement de la dose en fonction de l’épaisseuret du nombre de coupes par rotation.

4 × 1 mm 70 %16 × 0,75 mm > 76 %16 × 1,5 mm > 85 %


coupe en fonction du pitch (cf. chapitre de l’Ency-clopédie Médico-Chirurgicale sur les principes duscanner).Pour conserver un rapport signal sur bruit cons-

tant par coupe, certains constructeurs ne propo-sent plus une valeur de mA constante lors de l’ac-quisition mais une valeur de mAs (effectifs) et lechoix du pitch va moduler les mA délivrés par letube pour délivrer une dose au volume en mAs quisoit constante (mAs eff = mA × trot/pitch).

8,13

On conservera ainsi un rapport signal sur bruitconstant quel que soit le pitch choisi mais il n’yaura plus de relation entre dose délivrée au volumeet valeur du pitch.Il y a une exception à cette règle, l’acquisition

cardiaque où la modulation de l’intensité est asser-

vie non plus au pitch mais à l’électrocardio-gramme : la charge du tube est réduite de 80 %pendant la systole. La réduction de dose est esti-mée à 50 %.9,17

Optimisation du pitchEn somme, puisque le pitch n’influence plus systé-matiquement la dose délivrée au volume en acqui-sition multicoupe, l’utilisation de pitchs inférieursà 1 à l’origine d’un chevauchement partiel deshélices ne se traduira pas par une majoration dedose. En revanche, elle permettra de réduire lesartefacts d’hélice visibles sur les reconstructionsmultiplanaires (Fig. 14) et dans les zones de varia-tion brusque de l’absorption (interfaces air-tissu)(Fig. 15).

Figure 12 Comparaison d’acquisitions 4 × 2,5 mm (A et C) et 4 × 1 mm (B et D). A : acquisition 4 × 2,5 mm, reconstruction 3 mm,120 kV, 350 mAs, CTDIw = 28 ; B : acquisition 4 × 1 mm, reconstruction 3 mm, 120 kV, 280 mAs, CTDIw = 28 ; C : multiplanarreconstructions [MPR] sagittales, acquisition 4 × 2,5 mm ; D : MPR sagittales, acquisition 4 ×1 mm.

466 B. Boyer et al.

Facteurs comportementaux

Ils représentent le facteur le plus important d’aug-mentation de l’irradiation en tomodensitométrie,4

notamment par la répétition des acquisitions. Legain en résolution temporelle des scanners hélicoï-daux permet en un temps d’examen identique àcelui des appareils séquentiels d’explorer de plusgrands volumes et d’effectuer plus d’acquisitionset ce gain de productivité10 a des effets néfastessur la dose délivrée aux patients. Le temps d’explo-ration n’étant plus un frein, on est tenté d’augmen-

ter le nombre de passages sur un même volumepour un apport diagnostique souvent discutable. Lechoix des volumes à explorer et la répétition desséquences doivent donc être décidés en fonction dechaque situation radioclinique.

Protection des organes sensibles

L’utilisation de protections en bismuth permet delimiter l’irradiation des organes superficiels radio-sensibles comme la thyroïde chez l’enfant ou lesseins chez la femme jeune sans perte significative

Figure 13 Pitch et irradiation en scanner monocoupe : l’augmentation du pitch diminue proportionnellement l’irradiation au prixd’une dégradation du profil de coupe.

Figure 14 Reconstructions frontales à partir d’acquisitions en pitch de 0,75 (A) puis 1,5 (B). Noter la majoration des artefacts despirale en pitch de 1,5.


de la qualité d’image en profondeur. La protectiondes seins dans l’exploration du thorax permet ainside réduite de moitié la dose reçue par les seins,7

économie d’autant plus significative lorsqu’on estdans le cadre de la surveillance de pathologiesthoraciques nécessitant des scanners itératifs.

Conclusion

Le passage du mode séquentiel aux modes hélicoï-daux monocoupe puis multicoupe entraîne une ma-joration de l’irradiation. Celle-ci résulte de l’utili-sation d’épaisseurs de coupes de plus en plus finesmais surtout de l’augmentation des volumes explo-rés liés à l’augmentation de la résolution tempo-relle. L’adaptation du milliampérage en fonctionde la région explorée et du poids du sujet, particu-lièrement chez l’enfant, et surtout les facteurscomportementaux restent prépondérants pour li-miter l’irradiation.

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Figure 15 Acquisitions en pitch de 0,75 (A) puis 1,25 (B). Apparition en pitch de 1,25 d’artefacts de spirale dans le foie (flèche) aucontact de structures digestives.

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Documents

Scanner hélicoïdal et irradiation