Guide pratique pour la réduction de dose - Siemens Healthcare

Guide pratique 

pour la réduction de dose 

Answers for life. * 

* Des réponses pour la vie

Guide pratique 

pour la réduction de dose

AVANT-PROPOS 

2 

Avant-propos 

Cher lecteur, 

Aujourd’hui, les rayonnements et la réduction des doses d’irradiation figurent 

incontestablement parmi les principaux sujets de controverses dans le domaine de l’imagerie 

médicale, faisant naître des incertitudes auprès des patients et obligeant les professionnels 

de santé à justifier précisément les protocoles mis en œuvre pour les examens d’imagerie. 

Les débats publics, principalement aux États-Unis mais également dans d’autres pays à travers 

le monde, ne font qu’alimenter les sources d’inquiétude qui se sont développées autour de 

ces questions. 

Leader de l’innovation dans le secteur de la santé, Siemens jouit d’une vaste expérience dans 

les technologies permettant de réduire les doses d’irradiation. Une grande partie de nos 

activités de recherche et développement se consacre aux techniques visant à diminuer ces 

doses sans nuire à la qualité des images ni à l’efficacité des examens cliniques. 

Ce guide, concis et néanmoins complet, synthétise les connaissances en la matière. 

Il est conçu pour aider les professionnels de santé à se tenir informés des avancées de 

l’imagerie diagnostique et, plus spécifiquement, découvrir les possibilités de réduction 

des doses proposées par Siemens, ainsi que leurs avantages, tant pour les patients que 

pour les opérateurs.

Les systèmes d’imagerie, comme le scanner SOMATOM® Definition Flash, 

le scanner TEP/TDM Biograph mCT et les solutions d’angiographie Artis zee®, 

sont décrits de manière claire et précise dans ce guide afin de sensibiliser 

les professionnels novices dans ce domaine, tout comme ceux qui exercent 

de longue date, aux questions liées aux doses d’irradiation. 

Nous espérons que ce guide vous aidera au quotidien à prendre des décisions 

éclairées sur les doses à appliquer ainsi qu’à expliquer les procédures 

d’imagerie médicale aux patients, de plus en plus au fait de tout ce qui 

touche à leur santé. 

Nous souhaitons que la lecture de ce guide soit pour vous à la fois 

intéressante et instructive. 

Sincèrement, 

Bernd Montag 

CEO Imaging & Therapy Systems 

Siemens Healthcare 

AVANT-PROPOS 

3

SOMMAIRE 

Sommaire 

I. Principes du rayonnement 6 

I.A. Les rayonnements – Définition 8 

1. Historique 8 

2. Quelques notions de physique 9 

3. Sources naturelles de rayonnements 13 

4. Rayons X et principes de fonctionnement d’un tube à rayons X 14 

5. Radionucléides et traceurs radioactifs 16 

I.B. Effets biologiques du rayonnement 18 

1. Effets biologiques à court et long terme 18 

2. Dose d‘irradiation absorbée 21 

3. Dose d‘irradiation équivalente / efficace 21 

II. Défis propres aux modalités 

Les solutions Siemens 26 

II.A. Tomodensitométrie 26 

1. Doses et risques liés à l’irradiation en tomodensitométrie 26 

2. Réduction de dose en tomodensitométrie 40 

3. Tomodensitométrie pédiatrique 60 

II.B. Utilization Management - Un service proactif 

pour les scanners SOMATOM Definition 62 

4

SOMMAIRE 

II.C. Imagerie moléculaire – Médecine nucléaire 64 

1. Doses et risques liés à l’irradiation en imagerie moléculaire – médecine nucléaire 64 

2. Technologies de réduction de dose en TEP•TDM 66 

3. Réduction de dose en SPECT 73 

II.D. Angiographie 80 

1. Doses et risques liés à l’irradiation en angiographie 80 

2. Réduction de dose en angiographie 90 

3. Radioprotection du personnel médical en angiographie 106 

II.E. Applications cliniques spécifiques 110 

1. Réduction de dose en mammographie 110 

2. Réduction de dose en chirurgie 114 

3. Réduction de dose en urologie 116 

Conclusion 120 

III. Glossaire 121 

5

PRINCIPES DU RAYONNEMENT 

I. Principes du rayonnement 

En imagerie médicale, la dose d’irradiation fait désormais l’objet de nombreux débats publics 

et techniques. Le recours à l’imagerie médicale s’est considérablement renforcé au fil des 

années en raison des vies qu’elle permet de sauver. 

Aux États-Unis, par exemple, la dose de rayonnements annuelle par personne due à une 

exposition pour raisons médicales a grimpé de 0,53 à 3,1 mSv au cours des trente dernières 

années (figure 1). La tomodensitométrie ou scanographie, fait l’objet de toutes les attentions 

dans la mesure où elle constitue la principale source d’exposition. Le niveau d’irradiation 

résultant d’examens d’imagerie médicale est actuellement du même ordre que celui dû à des 

sources de rayonnements naturelles, qui atteint 3,1 mSv par an. Cette tendance s’observe dans 

tous les pays industrialisés et devrait progressivement se propager à toutes les régions du 

monde. 

Leader de l’innovation en matière de réduction de la dose, Siemens a depuis longtemps mis 

en œuvre une approche globale vis-à-vis de tous les aspects de l’imagerie diagnostique et 

interventionnelle : CARE (Combinaison d’Applications pour la Réduction de l’Exposition à la 

dose). Aujourd’hui, l’approche CARE de Siemens rassemble un large éventail de technologies 

et d’applications de pointe répondant aux besoins des patients et des médecins en termes de 

dose de rayonnements adéquate tout en garantissant des résultats optimaux dans le cadre du 

diagnostic et des procédures interventionnelles. 

Parallèlement, Siemens considère la formation comme un élément incontournable. Seuls des 

médecins correctement formés sont en mesure de mettre en balance les risques potentiels 

et les avantages de l’utilisation du rayonnement ionisant et de tirer pleinement parti des 

technologies de réduction de dose disponibles. 

Ce guide a pour vocation de vous présenter des notions fondamentales complètes sur les 

principes physiques des rayonnements, les modèles de risques et les technologies de réduction 

de dose. 

6

Rayonnement 

médical 0,53 

1980 2006 

Autre 0,05 

Radiologie 

interventionnelle 0,4 Autre 0,14 

Radiographie 

diagnostique 0,3 

Médecine 

nucléaire 0,8 

Scanner 1,5 

Fig. 1: 

Répartition de la dose annuelle par personne en mSv et évolution entre 

1980 et 2006 aux États-Unis (exemple représentatif de la tendance des 

pays industrialisés). 1 

1 Sources and Effects of Ionizing Radiation, rapport UNSCEAR 2008. Comité scientifique 

des Nations-Unies pour l’étude des effets des rayonnements ionisants, New York, 2010. 


Rayonnement naturel 2,4 Rayonnement naturel 3,1 

7


I.A. Les rayonnements – Définition 

Cette section retrace brièvement l’histoire de la découverte et de 

l’utilisation des rayons X et d’autres rayonnements ionisants. 

Elle présente les principes de fonctionnement du tube à rayons X 

dans un contexte médical. 

1. Historique 

Wilhelm Röntgen, physicien allemand né le 27 mars 1845, a découvert le 8 novembre 1895 

un rayonnement connu aujourd’hui sous le nom de rayons X ou rayons Röntgen. Au cours de 

l’année 1895, Wilhelm Röntgen étudiait les rayonnements émis par différents tubes à vide 

(ancêtres de ceux utilisés pour la fabrication des téléviseurs classiques) lorsqu’ils étaient 

traversés par une décharge électrique. Il fit notamment cette expérience en utilisant un tube 

doté d’une “fenêtre” d’aluminium qui laissait passer la lumière tout en maintenant le vide 

nécessaire. Un jour, il couvrit cette fenêtre avec du carton afin d’empêcher la lumière de passer. 

Il remarqua alors que, malgré le carton, une fluorescence apparaissait sur un petit écran posé 

par hasard un peu plus loin. 

Wilhelm Röntgen supposa, à juste titre, qu’un type de rayonnement inconnu était à l’origine de 

ce phénomène. Durant les semaines suivantes, il mangea et dormit dans son laboratoire pour 

étudier sans interruption les diverses propriétés de ces nouveaux rayons, qu’il appela rayons X. 

Un jour, alors qu’il observait la faculté de différents matériaux à bloquer les rayons, Wilhelm 

Röntgen vit la première radiographie : l’image fantomatique et tremblotante de son propre 

squelette, projetée sur un écran spécial. 

À cet instant, il décida de poursuivre ses expériences en secret, car il craignait pour sa 

réputation professionnelle si ses hypothèses se révélaient erronées. 

8

Finalement, en décembre 1895, convaincu par ses observations, il publia un article intitulé 

"Sur un nouveau type de rayons". 2 Aujourd’hui, Wilhelm Röntgen est considéré comme le père 

du radiodiagnostic, la spécialité médicale qui consiste à utiliser l’imagerie pour diagnostiquer 

des pathologies. 

Un an plus tard, en 1896, le physicien Henri Becquerel découvrait que les sels d’uranium 

émettaient des rayons présentant un pouvoir de pénétration semblable à celui des rayons X. 

Il démontra que ce rayonnement ne dépendait pas d’une source d’énergie extérieure, mais 

semblait émis spontanément par l’uranium lui-même. Henri Becquerel avait ainsi découvert 

la radioactivité. Plus tard, Marie Curie, une jeune physicienne polonaise travaillant avec 

Henri Becquerel, mit au jour d’autres éléments radioactifs (le polonium et le radium) et formula 

l’hypothèse de la théorie de la radioactivité (terme dont elle est l’auteure 3 ), expliquant pourquoi 

certains éléments perdent de l’énergie sous forme de rayonnement, se transformant 

spontanément et se "désintégrant" au fil des années. Elle conduisit également les premières 

études sur l’utilisation de substances radioactives dans le traitement du cancer. 

2. Quelques notions de physique 

Le terme rayonnement, du grec "radius", désigne toute forme d’énergie émise et diffusée dans 

toutes les directions à partir d’une source centrale. Lorsque l’on jette une pierre dans une mare 

d’eau stagnante, les vagues (énergie cinétique) se meuvent en cercles jusqu’aux rives de la 

mare, où certaines sont réfléchies et d’autres absorbées. De même, lorsque l’on s’expose au 

soleil, la lumière et la chaleur que l’on perçoit sont dues à des ondes électromagnétiques 

transportant l’énergie du soleil, qui se propagent sous forme de cercles dans toutes les 

directions, et sont absorbées ou partiellement réfléchies par les objets qu’elles rencontrent. 

2 Röntgen W. Ueber eine neue Art von Strahlen. Sitzungsberichte der Wuerzburger Physik.-medic. 

Gesellschaft, Wuerzburg, 1895. 

3 

Robert R. Marie Curie. New American Library, New York, 1974, p. 184. 


9 

Les rayonnements 

Définition


Les ondes électromagnétiques font partie des phénomènes les plus intéressants et les plus 

complexes de la physique. Pour simplifier, on peut se les représenter comme des particules 

(photons) traversant l’espace et la matière en suivant une trajectoire ondulante comparable 

au mouvement d’un serpent. Elles portent une certaine quantité d’énergie, qui est inversement 

proportionnelle à la longueur d’onde (figure 2). 

Aujourd’hui, nous utilisons les ondes électromagnétiques à longueur de journée. 

La vie sans télévision, radio ou téléphone portable nous paraît presque inconcevable. 

Or le rayon électromagnétique constitue la base de la technologie de ces appareils, 

et de bien d’autres encore. 

Lorsque les ondes électromagnétiques traversent la matière, une partie de leur énergie 

est absorbée par ses atomes. Selon l’énergie transportée, et donc la longueur d’onde du 

rayonnement électromagnétique, il arrive que les atomes perdent des électrons, changeant 

ainsi de structure et acquérant une charge électrique (figure 3). Ce phénomène s’appelle 

l’ionisation. Le rayonnement électromagnétique n’est pas nécessairement ionisant : 

par exemple, la lumière visible du soleil, dont la longueur d’onde est comprise entre 800 nm 

et 400 nm, n’est pas ionisante. Seuls les rayonnements dont la longueur d’onde est inférieure 

à 248 nm, ce qui correspond à un niveau d’énergie de 5 eV (électron-volts), tels que les rayons 

UV et les rayons X, sont ionisants et peuvent altérer ou endommager les tissus vivants en 

modifiant l’ADN. 

10 

Champ électrique 

Champ magnétique 

Longueur d’onde 

Direction de propagation 

Fig. 2 

Schéma représentant une onde électromagnétique se propageant à travers 

l’espace. Plus la longueur d’onde est courte, plus l’énergie portée par l’onde 

électromagnétique est importante.

Rayon γ incident 

e 

Photoélectron 

– 


Fig. 3 

Schéma représentant l’ionisation d’un atome par un rayonnement 

électromagnétique. L’énergie de l’onde électromagnétique incidente 

(rayon γ incident) est suffisamment élevée pour expulser un électron 

(le photoélectron) hors de l’atome, qui est ainsi ionisé. 

Il existe d’autres types de rayonnements ionisants que nous n’avons pas encore mentionnés. 

Les particules chargées électriquement, telles que les électrons, les positons et les particules 

alpha, interagissent elles aussi fortement avec les électrons des atomes ou des molécules. 

Les matériaux radioactifs émettent en général des particules alpha (noyaux des atomes 

d’hélium), des particules bêta (électrons ou positons se déplaçant très rapidement) ou des 

rayons gamma (rayonnement électromagnétique du noyau atomique). Les particules alpha 

et bêta sont susceptibles de provoquer des lésions des tissus organiques, mais elles peuvent 

être arrêtées par une simple feuille de papier (particules alpha) ou une feuille d’aluminium 

(particules bêta). 

Nota : Il existe différents types et sources de rayonnements pouvant être ionisants. 

Le rayonnement utilisé en angiographie et scanographie, par exemple, est le 

rayonnement électromagnétique (c.-à-d. les rayons X). La tomographie par émission 

de positons (TEP), la tomographie par émission monophotonique (TEMP) ainsi que 

d’autres techniques d’imagerie nucléaire exploitent le rayonnement émis au cours 

de la désintégration des traceurs radioactifs (c.-à-d. les rayons gamma). 

11 


Définition


12 

Longueur d’onde 

Fréquence 

Énergie 

1 kHz 

Ondes 

radio 

1 km 

Micro 

ondes 

AM FM 

Infrarouge 

1 m 1 mm 1µm 1 nm 1 pm 1 fm 

1 MHz 1 GHz 1 THz 

Lumière 

visible 

Ultraviolet 

Rayons 

X 

Rayons 

γ 

1 neV 1 µeV 1 meV 1 eV 1 keV 1 MeV 1 GeV 

α 

β 

γ 

n 

Fig. 4 

Le rayonnement alpha (α) est constitué de noyaux d’hélium 4 ( 4 He) se 

déplaçant très rapidement, et peut être arrêté par une feuille de papier. 

Le rayonnement bêta (β), formé d’électrons, peut être arrêté par une feuille 

d’aluminium. Les rayons gamma (γ) et X, composés de photons de haute 

énergie, finissent par être absorbés lorsqu’ils pénètrent dans un matériau 

dense. Le rayonnement neutronique (n) est constitué de neutrons libres 

qui peuvent être arrêtés par des matériaux composés d’éléments de faible 

numéro atomique.

3. Sources naturelles de rayonnements 

Sans le rayonnement du soleil, la vie sur Terre serait impossible. 

La lumière du jour, la chaleur et toutes les formes d’énergie (pétrole, gaz…) que nous 

consommons chaque jour résultent du rayonnement électromagnétique venu du soleil, généré 

depuis des milliers d’années par des transformations atomiques à de très hauts niveaux 

de pression et de température. Malheureusement pour ceux qui aiment se dorer au soleil, 

une exposition excessive aux rayons solaires UV, qui sont ionisants, augmente les risques 

de cancer de la peau. 4 

Il existe d’autres sources de rayonnements naturels, telles que le radon, un gaz radioactif 

d’origine naturelle, qui est incolore, inodore et insipide. Le radon naît de la désintégration 

radioactive normale de l’uranium. L’uranium, présent depuis la formation de la Terre, a une très 

longue demi-vie (4,5 milliards d’années). La demi-vie d’un élément radioactif correspond au 

temps nécessaire pour que son rayonnement soit divisé par deux. Le radon continuera donc 

à exister indéfiniment à des niveaux comparables à ceux d’aujourd’hui. 5 

Le radon est la première cause de l’exposition du public aux rayonnements ionisants. En fait, 

il est souvent la seule source importante de rayonnement ambiant affectant les individus. 

Le radon provenant de sources naturelles peut s’accumuler dans les bâtiments, en particulier 

dans les espaces confinés tels que les sous-sols. Sa concentration varie selon les lieux. Personne 

ne peut éviter l’exposition au radon, or celle-ci est potentiellement nocive. Les personnes 

respirant une grande quantité de ce gaz pourraient courir un risque accru de cancer du 

poumon. Le radon pourrait même être la deuxième cause de ce cancer, d’après l’Agence des 

États-Unis pour la protection de l’environnement (Environmental Protection Agency). 6 

Ces exemples montrent que chacun est exposé à différentes sources de rayonnements 

naturels au quotidien, ces rayonnements ayant des aspects positifs et négatifs. L’exposition 

supplémentaire aux rayons X dans le cadre médical doit être replacée dans ce contexte. Sans 

les rayons X, beaucoup de maladies ne pourraient pas être diagnostiquées à temps, ce qui est 

souvent la condition d’un traitement efficace. Lorsque l’imagerie médicale est utilisée à bon 

escient, ses avantages sont bien plus importants que les risques induits par les rayonnements. 

4 


Wang SQ et al. Ultraviolet A and melanoma: a review. J Am Acad Dermatol. 2001 May;44(5):837-46. 

5 Toxicological profile for radon. Agency for Toxic Substances and Disease Registry, U.S. Public Health 

Service, Atlanta, 1990. 

6 A citizen’s guide to radon: the guide to protecting yourself and your family from radon. United 

States Environmental Protection Agency, Washington D.C., 1992. 

13 


Définition


4. Rayons X et principes de fonctionnement 

d’un tube à rayons X 

Les rayons X sont des ondes électromagnétiques comparables à la lumière visible ou au 

rayonnement UV. Ils sont utilisés dans les scanners, par exemple, et affichent une énergie 

moyenne de 50 à 70 keV (kilo-électron-volts) et une longueur d’onde de 0,018 à 0,025 nm. 

Ce type de rayonnement est ionisant et donc susceptible d’entraîner un risque pour les tissus 

organiques, selon la dose reçue. 

Dans un tube à rayons X, les rayons X sont produits par un faisceau d’électrons bombardant une 

anode cible. C’est la cathode, en chauffant, qui émet ce faisceau d’électrons, orienté vers 

l’anode et accéléré par une forte différence de potentiel (40 à 140 kV) entre les deux électrodes. 

Lorsque le faisceau d’électrons bombarde l’anode, une partie de son énergie cinétique est 

transformée en photons X, et le reste en un rayonnement thermique qui chauffe l’anode. 

La surface de l’anode émet des rayons X dans toutes les directions, avec une intensité maximale 

au niveau d’un angle compris entre 60° à 90° par rapport au faisceau d’électrons, du fait de 

l’inclinaison de l’anode. Le tube est pourvu d’une petite “fenêtre” permettant de laisser sortir les 

rayons X sans trop atténuer leur intensité, tout en maintenant le vide nécessaire dans le tube. 

Le dispositif est équipé d’un générateur servant à contrôler la différence de potentiel entre la 

cathode et l’anode, ainsi que l’intensité du courant électrique chauffant la cathode. Si le 

courant (ou intensité) augmente, les électrons seront plus nombreux, et l’anode produira 

plus de rayons X. Si la différence de potentiel (ou tension) entre les électrodes augmente, 

les électrons seront plus rapides et les rayons X émis seront plus nombreux et de plus grande 

énergie. Il est donc possible de modifier le débit du tube à rayons X en réglant le courant 

(mesuré en mA) et la différence de potentiel (mesurée en kV). 

Le faisceau de rayons X est ensuite projeté sur le patient. Certains rayons traversent le corps 

du patient, tandis que d’autres sont absorbés. Ces données sont recueillies par des détecteurs. 

Autrefois, on utilisait un film au bromure d’argent pour détecter directement les rayons X. 

Cette méthode a été supplantée par les méthodes numériques actuelles. Les scanners modernes 

disposent de détecteurs constitués de cristaux de scintillation, qui convertissent l’énergie des 

rayons X en lumière visible, et de photodiodes à semi-conducteurs, qui mesurent l’intensité de 

la lumière. 

14

Rayonnement thermique 

émis par l’anode 

Cathode 

Vide 

Anode 

Faisceau d’électrons 

de la cathode à l’anode Faisceau de rayons X 


Huile de refroidissement 

Fig. 5 

Schéma représentant un tube à rayons X. L’anode tournante permet une 

dissipation plus rapide de la chaleur. La ligne bleue entre la cathode et 

l’anode représente le faisceau d’électrons, et le cône bleu clair les rayons X 

qui sont émis et s’échappent par la fenêtre de sortie. Seule une partie des 

électrons est transformée en rayons X, le reste étant transformé en chaleur. 

Les flèches rouges représentent le rayonnement thermique dû au 

réchauffement de l’anode. 

15 


Définition


5. Radionucléides et traceurs radioactifs 

Le noyau atomique est constitué de neutrons et de protons. Un élément est défini par le 

nombre de protons de son noyau, mais les isotopes d’un élément possèdent un nombre de 

neutrons variable. Le noyau n’est stable que si le nombre de ses neutrons et de ses protons est 

équilibré. 

Il existe trois catégories de rayonnements nucléaires, à savoir alpha (α), bêta (β) et gamma (γ). 

Un noyau présentant un excès de neutrons affiche souvent une désintégration β, qui entraîne 

la transformation d’un neutron en proton, accompagnée de l’émission d’un électron 

(rayonnement β) et d’un antineutrino. En revanche, un noyau disposant d’un excès de protons 

présente fréquemment une désintégration β+. Un proton est alors transformé en neutron, 

et un positon (rayonnement β+) et un neutrino sont émis. Un rayonnement γ supplémentaire 

est généralement généré afin de réduire le niveau d’énergie du noyau. Le nouvel isotope ainsi 

créé possède un nombre plus équilibré de nucléons (protons et neutrons). Le rayonnement 

alpha, qui consiste en noyaux d’hélium, concerne quant à lui la désintégration radioactive de 

noyaux lourds. 

L’imagerie médicale exploite uniquement les isotopes à émission de rayonnements gamma ou 

de positons. Les rayons gamma sont capables de traverser les tissus humains et peuvent donc 

être détectés hors du corps par un appareil médical. Les positons ont une faible portée dans les 

tissus, mais, au contact d’un électron, l’annihilation positon-électron qui se produit génère deux 

photons de 511 keV (rayonnement électromagnétique), qui peuvent traverser le corps comme 

les rayons gamma ou X. Dans une thérapie par radionucléides, les rayonnements de faible 

portée sont préférables si les isotopes se sont accumulés dans les tissus malades. Les tissus 

sains sont ainsi protégés. Cela vaut pour les isotopes émettant des rayonnements β ou α ou des 

électrons Auger. 

Les propriétés les plus importantes d’un isotope radioactif sont sa demi-vie (durée nécessaire 

à la désintégration de 50 % des atomes), ainsi que le type, la probabilité et l’énergie du 

rayonnement émis. 

16


17 


Définition


I.B. Effets biologiques du rayonnement 

Cette section présente les différences entre les lésions des tissus 

à long et à court terme, et explique comment évaluer les 

dommages en fonction de la quantité et du type de rayonnement 

reçu. Vous y trouverez également des définitions des concepts 

utilisés en radiologie pour mesurer les doses de rayonnements, 

tels que dose “absorbée”, “équivalente” ou “efficace”. 

1. Effets biologiques à court et long terme 

Comme indiqué précédemment, un rayonnement ionisant peut, selon la dose reçue, causer 

des dommages aux tissus organiques. Les rayonnements peuvent détériorer le corps humain 

de deux manières : (1) le rayonnement détruit directement l’ADN des cellules en ionisant 

les atomes dans leur structure moléculaire, et (2) le rayonnement crée des radicaux libres, 

c’est-à-dire des atomes, des molécules ou des ions contenant des électrons non appariés. 

Ces électrons non appariés sont en général très réactifs, de sorte que les radicaux libres 

sont susceptibles de prendre part à des réactions chimiques pouvant modifier ou 

endommager l’ADN des cellules. 

Le corps humain est capable de réparer les dommages cellulaires dans une certaine mesure, 

mais s’il est exposé à une grande quantité de rayonnement dépassant un seuil donné durant 

une période limitée, des “effets déterministes” apparaissent. Ce terme signifie que les effets 

nocifs de l’irradiation sont alors irréparables, l’ampleur des dommages variant en fonction 

de la quantité de rayonnement reçue. Les effets déterministes du rayonnement comprennent 

notamment la modification de la formule sanguine, la perte de cheveux, la nécrose des tissus 

ou encore la cataracte. Les niveaux d’exposition généralement induits par les procédures 

d’imagerie diagnostique sont bien en dessous du seuil à partir duquel les effets déterministes 

surviennent. Ces derniers doivent néanmoins être pris en compte dans la radiothérapie externe 

et la radiothérapie métabolique. 

18

À des niveaux plus bas d’irradiation, des effets à long terme, dits “stochastiques”, peuvent 

apparaître. Dans ce contexte, “stochastique” signifie que la probabilité de contracter une 

pathologie causée par l’irradiation est proportionnelle à la quantité de rayonnement reçue 

les années précédentes. Le mécanisme d’autoréparation des cellules échoue, et certaines 

cellules peuvent subir des modifications d’ADN non létales qui se transmettent lors des divisions 

cellulaires ultérieures. Des années après l’exposition, des maladies telles que des cancers 

(leucémies…) sont susceptibles d’apparaître. 

En réalité, les effets de l’irradiation très faible subie dans des circonstances normales (provenant 

de sources naturelles et artificielles, telles que le rayonnement cosmique ou les rayons X utilisés 

à des fins médicales) font l’objet de débats permanents. Deux modèles sont utilisés pour prédire 

les conséquences des faibles doses de rayonnement : le modèle linéaire sans seuil et le modèle 

à seuil. Le premier part du principe que les effets du rayonnement sont linéaires (c’est-à-dire 

directement proportionnels à la dose) à tous les niveaux d’exposition. Plus la dose est 

importante, plus le risque de contracter une maladie induite par le rayonnement est élevé. 

Selon le modèle à seuil, tous les rayonnements inférieurs à un certain niveau ne présentent 

aucun risque, et c’est seulement lorsque ce seuil est dépassé que le risque de dommages dus 

à l’irradiation augmente proportionnellement à la dose reçue (figure 6). Certains chercheurs 

supposent même que les faibles doses d’irradiation auraient un effet biologique bénéfique 

(modèle d’hormèse). 

Modèle linéaire 

sans seuil 

Risque de tumeur 

augmente 

diminue 

Dose 

Modèle à seuil 


Seuil 

augmente 

diminue 

Dose 


Fig. 6 

Modèle linéaire sans seuil, modèle à seuil, modèle d’hormèse. 

L’abscisse représente la dose d’irradiation, et l’ordonnée le risque 

d’apparition de pathologies telles que des cancers. 

Modèle d’hormèse 


augmente 

diminue 

Dose 

19 

Effets biologiques 

du rayonnement


Malgré la controverse et les divergences de vues entre les différentes institutions scientifiques 

reconnues au plan mondial, le modèle linéaire sans seuil est actuellement le modèle le plus 

largement accepté, y compris pour de faibles niveaux d’irradiation. Par exemple, le Committee 

to Assess Health Risks from Exposure to Low Levels of Ionizing Radiation de la National 

Academy of Sciences a déclaré dans son dernier rapport : 7 

“Le Comité conclut que les preuves scientifiques actuelles sont cohérentes 

avec l’hypothèse d’une relation linéaire sans seuil entre la réponse 

à la dose et l’exposition aux rayonnements ionisants et le développement 

de cancers chez l’Homme.” 

Au premier abord, le terme “dose” paraît relativement transparent. Pourtant, pour évaluer les 

effets potentiels de l’irradiation sur les tissus organiques, il ne suffit pas de mesurer la quantité 

d’énergie reçue par kg ou cm 2 de surface corporelle. C’est pourquoi on utilise au moins trois 

concepts différents : la dose absorbée, la dose équivalente et la dose efficace. Ces notions vous 

sont expliquées en détail dans les pages qui suivent. 

20 

7 Health Risks from Exposure to Low Levels of Ionizing Radiation: BEIR VII – Phase 2. Committee to 

Assess Health Risks from Exposure to Low Levels of Ionizing Radiation, National Research Council, 

National Academies Press, Washington D.C., 2006, p. 15.

2. Dose d’irradiation absorbée 

La dose absorbée correspond à la quantité d’énergie absorbée par la matière suite à une 

exposition à une certaine quantité de rayonnement. Elle s’exprime en grays (Gy) : un gray 

équivaut à la quantité de rayonnement requise pour qu’une énergie de 1 joule (J) soit absorbée 

dans 1 kilogramme de matière (quelle qu’elle soit). 

et la dose absorbée est : 

1 Gy = 1 J/kg 

D = énergie de rayonnement absorbée / kg de matière 

Lorsque l’on irradie 1 kg d’eau avec 1 Gy, l’eau absorbe 1 joule, 

et sa température augmente de 0,00024 °C seulement. 

Malheureusement, cette définition relativement simple renvoie à une quantité physique 

qui ne reflète pas les effets biologiques de l’irradiation, car elle ne prend pas en compte 

le type de rayonnement ni les dommages qu’il est susceptible de causer aux différents tissus. 

3. Dose d’irradiation équivalente / efficace 

Dose équivalente 


Tous les rayonnements n’ont pas tous les mêmes effets biologiques : une même dose absorbée 

peut ainsi avoir des conséquences radicalement différentes selon qu’il s’agit de rayons X ou de 

rayons α. 

Pour chaque type de rayonnement, la dose équivalente correspond à la dose absorbée (D) 

multipliée par un facteur de pondération (wf) qui tient compte des dommages induits 

spécifiques sur les tissus biologiques. Dans le cas des rayons X, γ et β et des positons, le facteur 

de pondération est de 1, ce qui signifie que la dose équivalente correspond à la dose absorbée. 

Dans le cas des rayons α, qui proviennent de sources naturelles et sont émis, par exemple, 

par certains isotopes de l’uranium, la dose absorbée doit être multipliée par 20. En effet, les 

rayons α et les particules lourdes telles que les neutrons et les protons sont beaucoup plus 

nocifs pour les tissus que les rayons X. 

21 


du rayonnement


La dose équivalente (H) s’exprime en sieverts (Sv) et se calcule ainsi : 

H = D · wr 

où wr est une estimation de l’importance des dommages biologiques causés par 1 Gy du type de 

rayonnement concerné. 

Dose efficace 

L’irradiation n’a pas le même effet sur tous les tissus organiques : la moelle osseuse rouge 

est beaucoup plus sensible à l’irradiation que le foie, par exemple. 

Lorsque l’on évalue les effets stochastiques de l’irradiation du corps humain, ces différences 

doivent être prises en compte. Pour cela, on utilise comme mesure la dose efficace (E), 

qui est une moyenne pondérée des doses équivalentes reçues par les organes : 

E = ∑ wi · Horg,i 

où wi est un coefficient qui quantifie la sensibilité d’un tissu particulier au rayonnement reçu. 

Par exemple, si le cerveau et la glande thyroïdienne ont été irradiés, la dose efficace est 

calculée ainsi : 

wthyroïde · H thyroïde + w cerveau · H cerveau 

où wthyroïde et w cerveau indiquent le degré de sensibilité de ces organes à l’irradiation, et H thyroïde 

et Hcerveau les doses équivalentes reçues par ces organes. 

Les facteurs de pondération tissulaire sont calculés et publiés par la Commission internationale 

de protection radiologique. À mesure que la recherche et les technologies de quantification 

progressent, ces facteurs sont susceptibles d’évoluer. 

22

Les recommandations de la Commission internationale de protection radiologique datées de 

2007 (CIPR 103) indiquent des coefficients différents de ceux préconisés en 1990 (CIPR 60). 8 

En particulier, les gonades sont moins radiosensibles, et les seins plus radiosensibles que ce que 

l’on supposait auparavant, comme le montre le tableau 1. 

Tissu ou organe 

Gonades 

Moelle osseuse rouge 

Côlon 

Poumon 

Estomac 

Sein 

Foie 

Œsophage 

Thyroïde 

Peau 

Surface des os 

Glandes salivaires 

Cerveau 

..... 

∑wi 

w i d’après la 

CIPR 60 

0,20 

0,12 

0,12 

0,12 

0,12 

0,05 

0,05 

0,05 

0,05 

0,01 

0,01 

– 

– 

..... 

1,00 


wi 

d’après la CIPR 103 

0,08 

0,12 

0,12 

0,12 

0,12 

0,12 

0,04 

0,04 

0,04 

0,01 

0,01 

0,01 

0,01 

..... 

1,00 

Tableau 1 

Coefficients de pondération (wi) d’après la Commission internationale de 

protection radiologique. 8 

8 Recommandations 2007 de la Commission internationale de protection radiologique. 

Publication 103 de la CIPR. Annales de la CIPR. 2007 ; 37(2-4):1-332. 

Recommandations 1990 de la Commission internationale de protection radiologique. 

Publication 60 de la CIPR. Annales de la CIPR. 1991 ; 21(1-3):1-201. 

23 


du rayonnement


Nota : la dose efficace (E) est une mesure approximative qui a été créée pour comparer le risque 

stochastique induit par une irradiation ionisante non uniforme au risque induit par une 

irradiation uniforme du corps entier. E dépend d’hypothèses qui ne sont pas nécessairement 

valides pour un individu particulier. C’est pourquoi E ne peut pas servir à déterminer le risque 

spécifique encouru par une personne qui a reçu une certaine quantité de rayonnement. 

Résumé : 

24 

La dose absorbée D, qui s’exprime en grays (Gy), est la quantité d’énergie absorbée 

par les tissus. Un gray équivaut à la quantité de rayonnement requise pour qu’une énergie 

de 1 joule (J) soit absorbée dans 1 kilogramme de matière (quelle qu’elle soit). 

La dose équivalente H, qui s’exprime en Sieverts (Sv), prend en compte les effets distincts 

des différents types de rayonnements. Elle correspond au produit de la dose absorbée 

par un facteur de pondération wr caractérisant un type particulier de rayonnement. 

Pour les rayons X, H = D. 

La dose effective E, qui s’exprime en Sieverts (Sv), tient compte de la sensibilité au 

rayonnement propre à chaque organe. Elle équivaut à la somme des doses équivalentes 

reçues par tous les organes irradiés, multipliée par les facteurs de pondération caractérisant 

la sensibilité des tissus concernés.


25 


du rayonnement

DÉFIS PROPRES AUX MODALITÉS – LES SOLUTIONS SIEMENS 

II. Défis propres aux modalités 

Les solutions Siemens 

Ce chapitre aborde la question du rayonnement dans le contexte 

de différentes modalités d’imagerie et détaille les solutions 

développées par Siemens pour réduire autant que possible la dose 

d’irradiation tout en garantissant des résultats optimaux. 

II.A.Tomodensitométrie 

Forts de leurs avantages cliniques incontestables, les examens scanographiques se sont 

progressivement multipliés et contribuent aujourd’hui à l’exposition de la population dans 

un but médical. Cette première section fournit des informations détaillées sur les paramètres 

de la dose en scanographie ainsi que sur les fonctionnalités de réduction de dose proposées 

par les scanners Siemens. 

1. Doses et risques liés à l’irradiation 

en tomodensitométrie 

26 

Nous allons à présent expliquer comment les doses d’irradiation liées aux examens 

scanographiques sont estimées, et quels facteurs entrent en considération dans ce calcul. 

Nous verrons en quoi il est difficile d’analyser le risque réel pouvant être attribué au scanner, 

et nous proposerons des mises en perspectives intéressantes grâce à diverses comparaisons.

Faisceau de rayons X 

Détecteur 


Paramètres de dose spécifiques à la scanographie : 

CTDI et PDL 

Lors d’un examen scanographique, des sections transverses, ou coupes, du corps sont irradiées. 

Cependant, la dose de rayons X reçue par le corps n’est pas strictement limitée aux coupes 

définies par le manipulateur : elle s’étend au-delà en raison de la diffusion du rayonnement 

(figure 7). 

Fig. 7 

Rayonnement direct et rayonnement diffusé dans une coupe 

axiale scanographique. 

27 

Tomodensitométrie


La diffusion des rayons X doit être prise en compte dans le calcul de la dose absorbée (D). 

L’index de dose scanographique, ou CTDI (pour Computed Tomography Dose Index en anglais), 

est la somme de la dose absorbée dans la coupe et des rayonnements diffusés hors de la coupe 

(cf. figures 8 et 9), calculée en fonction de la valeur nominale S de l’épaisseur de la coupe. 

28 

Dose 

Fig. 8 

Dose absorbée dans la coupe. 

Dose 

Épaisseur nominale de la coupe (S) 

Profil de dose 

D(z) 

Épaisseur nominale de la coupe (S) 

Fig. 9 

Dose absorbée incluant les rayonnements diffusés hors de la coupe (CTDI). 

cm 

cm

Mathématiquement, le CTDI est l’intégrale de la dose absorbée le long de l’axe z, divisée 

par l’épaisseur nominale de la coupe (S). 

Le CTDI mesure la dose délivrée dans une seule coupe axiale du corps du patient. 

L’unité de mesure est le mGy (1 mGy = 1/1000 Gy). 

Dans la pratique, les limites de l’intégration ne peuvent pas tendre vers l’infini. Selon la 

définition du CTDI par la FDA (Food and Drug Administration), la longueur de l’intégrale doit 

être équivalente à 7 fois l’épaisseur nominale de la coupe (S) de part et d’autre de la coupe 

irradiée. D’après la définition la plus répandue aujourd’hui, CTDI100, la longueur de l’intégrale 

doit être de 50 mm de part et d’autre de la coupe irradiée, ce qui est plus pratique car la plupart 

des chambres d’ionisation utilisées pour mesurer le CTDI ont une longueur de 100 mm. 

La mesure est effectuée au centre et en périphérie d’un fantôme en Perspex® de 16 cm 

de diamètre pour la tête et de 32 cm de diamètre pour le corps (figure 10). 

Fig. 10 

Fantômes en Perspex® servant à mesurer la dose 

absorbée au centre (A) et en périphérie (B). 


29 



Il existe différentes méthodes de calcul du CTDI. L’une d’entre elles consiste à effectuer 

une somme pondérée du CTDI au centre et du CTDI à la périphérie afin de prendre en compte 

la différence entre la dose absorbée en périphérie et la dose absorbée au centre du corps 

du patient. 

La formule du CTDIw qui tient compte de cette différence est : 

1 

A 2 B 

CTDIw = – CTDI100 + – CTDI100 3 3 

Paramètres importants ayant une influence sur la dose 

en scanographie 

En scanographie volumique, un scanner spiralé permet d’acquérir de nombreuses coupes 

successives. La vitesse de déplacement de la table doit donc être prise en compte : 

si elle avance lentement, les profils de coupes se chevauchent (figure 11). 

Dans le cas d’une acquisition spiralée, le pitch (ou "pas de l’hélice") se définit comme la distance 

parcourue par la table en une rotation de tube divisée par la largeur nominale irradiée du 

détecteur projetée à l’isocentre du scanner. 

30 

Pitch 1 = absence de chevauchement Pitch 0.5 = chevauchement de 50 % 

axe z 

Fig. 11 

Si la table avance rapidement (pitch = 1), les profils de coupes ne se 

chevauchent pas ; si la table se déplace lentement (pitch = 0,5), 

les coupes se chevauchent. Nota : le chevauchement est mesuré 

à l’isocentre du scanner (le long de l’axe z).

Dans le cas d’une acquisition spiralée, le CTDI vol est : 


CTDIvol = CTDI w · 1/pitch 

Si le pitch est inférieur à 1, les profils de coupes se chevauchent et la dose absorbée 

augmente. Si le pitch est supérieur à 1, les profils de coupes ne se chevauchent pas, 

l’acquisition n’est donc pas tout à fait complète et la dose absorbée diminue. 

Cela est valable pour les scanners monobarrettes (une seule rangée de détecteurs) 

comme pour les multibarrettes (plusieurs rangées de détecteurs). 

Le CTDIvol prévu est affiché sur l’interface utilisateur du scanner avant chaque scan. 

L’opérateur peut ainsi facilement observer sur l’écran la variation de la dose absorbée 

en fonction des paramètres sélectionnés pour l’examen (cf. figure 12). 

Fig. 12 

CTDIvol prévu en fonction des paramètres sélectionnés. 

31 



Pour calculer la dose totale absorbée au cours d’une procédure complète, il faut tenir compte de 

la longueur de la région examinée (cf. figure 13). 

Tube à rayons X 

Fig. 13 

Le tube à rayons X et le détecteur scannent le patient sur une longueur L 

(longueur d’acquisition, c’est-à-dire la longueur de la région examinée), 

le long d’un axe z. 

Le produit dose longueur (PDL) est le produit du CTDIvol par la longueur d’acquisition : 

PDL = CTDIvol · L 

Il s’exprime en mGy x cm. Pour chaque examen scanographique, le CTDIvol et le PDL sont inscrits 

dans le dossier du patient et peuvent donc être consultés sur demande. 

Un autre aspect doit être pris en compte : la dose absorbée dépend également de la corpulence 

du patient. Si un patient est plus mince que le fantôme en Perspex® de 32 cm utilisé pour 

calculer le CTDI, la dose réellement absorbée sera plus grande. Si le patient est plus corpulent, 

la dose réellement absorbée sera moindre. 

Si la corpulence du patient et sa section sont similaires à celles du fantôme, le CTDIvol peut être 

utilisé pour estimer la dose qui sera absorbée par le patient. 

32 

Nota : D = énergie de rayonnement/kg de matière 

L 

Détecteur

Dose efficace en scanographie 

La dose efficace en scanographie tient compte du rayonnement direct et diffusé reçu par tous 

les organes explorés. Elle ne peut pas être calculée avec exactitude pour chaque patient, mais 

elle peut être estimée grâce à des simulations de Monte-Carlo, qui se fondent sur un patient 

"moyen" idéalisé. La figure 14 représente un fantôme mathématique adulte, hermaphrodite, 

utilisé par le Conseil national de protection radiologique du Royaume-Uni (NRBP) lors de 

simulations de Monte-Carlo en 1989. 

La dose efficace en scanographie est donc une mesure valable pour un groupe de patients, 

et non pour un patient particulier, qui diffère en général du patient "moyen" idéalisé tel qu’il 

est représenté sur la figure 14. 

Nota : dose efficace = ∑ Dorg · worg 


Fig. 14 

Fantôme type utilisé pour calculer des doses efficaces. 

33 



La dose efficace est la somme des doses délivrées à tous les organes, multipliée par les facteurs 

de pondération tissulaire des différents organes. 

Pour certains examens scanographiques, la dose efficace E peut être calculée 

approximativement à partir du PDL 9 : 

E = PDL · f 

où f est un facteur de pondération moyen (moyenne entre hommes et femmes) pour les 

différentes parties du corps humain : 

1. Tête : f = 0,0021 mSv/(mGy x cm) 

2. Cou : f = 0,0059 mSv/(mGy x cm) 

3. Thorax : f = 0,014 mSv/(mGy x cm) 

4. Abdomen et bassin : f = 0,015 mSv/(mGy x cm) 

Le tableau 2 présente des exemples typiques de doses efficaces reçues lors de différents 

examens scanographiques de routine : 

34 

Protocole 

Tête – examen de routine 

120 kV, 340 mAs, 12 cm 

Thorax – examen de routine 

120 kV, 120 mAs, 30 cm 

Abdomen – examen de routine 

120 kV, 180 mAs, 30 cm 

CTDIvol 

59,7 mGy 

9,2 mGy 

13,8 mGy 

Tableau 2 

Dose efficace en mSv pour les examens de routine de la tête, 

du thorax et de l’abdomen. 

Dose efficace 

1,5 mSv 

3,9 mSv 

6,2 mSv 

9 Jessen KA et al. EUR 16262 : European Guidelines on Quality Criteria for Computed Tomography. 

Office des publications de l’Union européenne, Luxembourg, 2000.

Risques liés à l’irradiation en tomodensitométrie 

Comme le montre le tableau 2, les doses efficaces généralement reçues lors d’un examen 

scanographique de routine sont largement inférieures aux seuils au-delà desquels l’irradiation 

a des effets déterministes sur le corps humain (voir tableau 3). 

Dose d’irradiation Effets 

> 1 Sv Effets nocifs pour la moelle osseuse, 

avec modification de l’ADN 

2–10 Sv Maux de tête, fièvre, infections, perte de cheveux, 

vomissements, nausées, cataracte 

10–15 Sv Effets très nocifs pour l’intestin 

Quel est donc le risque de subir des effets stochastiques suite à un examen 

scanographique ? 

Cet aspect demeure incertain. Nous ne disposons que de quelques hypothèses et modèles 

visant à quantifier ce risque. 

L’étude la plus importante à ce sujet a été menée par Preston et al auprès de 105 000 victimes 

de l’irradiation à Hiroshima et Nagasaki, 35 000 ayant reçu des doses comprises entre 5 et 200 

mSv. 10 Malheureusement, cette étude a révélé une forte incertitude statistique concernant 

les faibles doses administrées en tomodensitométrie. 

D’après Muirhead, il existe "des incertitudes quant à la relation dose-effet, concernant les 

maladies cancéreuses et non cancéreuses, dès que l’on passe en dessous d’un seuil d’environ 

100 mSv". 11 

10 

11 


Tableau 3 

Effets déterministes en fonction des doses équivalentes d’irradiation reçues. 

Preston DL et al. Solid cancer incidence in atomic bomb survivors: 1958–1998. Radiat Res. 

Juillet 2007 ; 168(1):1-64. 

Muirhead CR. Studies on the Hiroshima and Nagasaki survivors, and their use in estimating 

radiation risks. Radiat Prot Dosimetry. 2003;104(4):331-5. 

35 



Comme nous l’avons déjà évoqué, l’hypothèse défendue aujourd’hui est qu’il existe une 

relation linéaire entre la dose d’irradiation et le risque additionnel de cancer, sans seuil de dose 

(modèle linéaire sans seuil), et que le niveau de risque est fortement lié à l’âge de la personne 

au moment de l’irradiation (plus un enfant est jeune, plus le risque potentiel est élevé). 

Dans une publication récente, Brenner et al ont estimé le risque encouru par une personne, 

tout au long de sa vie, de mourir d’un cancer imputable à un examen scanographique. 12 

Leurs estimations sont représentées par la figure 15. 

36 

A 

Examen scanographique de la tête, 340 mAs 

Estimation, 

au cours 

d’une vie, 

du risque 

de décès 

par cancer 

imputable 

au scanner 

(%) 

0,08 

0,06 

0,04 

0,02 

0,00 

ans 

0 10 20 30 40 50 60 70 

Âge au moment de l’examen scanographique 

Fig. 15 

Estimation du risque de décès par cancer imputable à un examen 

scanographique en fonction de l’âge au moment de l’examen. 

12 Brenner DJ et al. Computed tomography – an increasing source of 

radiation exposure. N Engl J Med. 2007 Nov 29;357(22):2277-84. 

Total 

Cerveau 

Leucémie

B 

Examen scanographique de l’abdomen, 240 mAs 

Estimation, 

au cours 

d’une vie, 

du risque 

de décès 

par cancer 

imputable 

au scanner 

(%) 

0,14 

0,12 

0,10 

0,08 

0,06 

0,04 

0,02 

0,00 

0 10 20 30 40 50 60 70 


Total 

Digestif 

Autre 

Leucémie 

ans 

Âge au moment de l’examen scanographique 

37 



La Commission internationale de protection radiologique (CIPR) de 1990 a estimé le risque 

additionnel de mortalité par cancer à environ 5 % par Sv. Un examen scanographique 

impliquant une dose de 10 mSv augmenterait donc le risque de mortalité par cancer d’environ 

0,05 %. Cette valeur concorde avec les hypothèses de Brenner (cf. figure 15). 

Cependant, il convient de mettre ces chiffres en perspective : 

Le risque moyen de mortalité par cancer dans une société occidentale est d’environ 25 %. 

Après un examen scanographique impliquant une irradiation de 10 mSv, ce risque est 

augmenté de 0,05 % seulement (il atteint donc 25,05 %). Cette augmentation du risque 

est identique à celle subie par une personne vivant dans le centre de Londres pendant 

450 jours (cancer lié à la pollution de l’air) ou habitant dans le même appartement qu’un 

fumeur pendant 540 jours. 13 

Par conséquent, si l’examen scanographique est justifié d’un point de vue clinique, ses 

avantages l’emportent largement sur les risques additionnels liés à l’irradiation du patient. 

Toutefois, l’objectif ultime de Siemens est d’adhérer au principe ALARA ("As low as reasonably 

achievable" : littéralement, "Aussi basse que raisonnablement possible"), c’est-à-dire d’utiliser 

la dose la plus faible possible tout en obtenant la qualité d’image requise pour le diagnostic. 

38 

13 Smith JT. Are passive smoking, air pollution and obesity a greater mortality risk than major radiation 

incidents? BMC Public Health. 2007 Apr 3;7:49.

Cause de mortalité Estimation du nombre de décès pour 1 000 individus 

Cancer 14 228 

Accident de véhicule motorisé 11,9 

Présence de radon dans un lieu d’habitation 

Exposition moyenne aux USA 3 

Forte exposition (1-3 %) 21 

Présence d’arsenic dans l’eau de boisson 

2.5 µg/l (moyenne estimée aux USA) 1 

50 µg/l (limite acceptable avant 2006) 13 

Cancer mortel induit par l’irradiation 

Examen scanographique abdominopelvien 0,5 

Source unique, dose efficace de ~ 10 mSv 

Dose annuelle limite pour un travailleur exposé au rayonnement 

10 mSv (moyenne annuelle recommandée) 0,5 

50 mSv (limite en une seule année) 2,5 

Accident piéton 1,6 

Noyade 0,9 

Accident de vélo 0,2 

Foudre 0,013 

Tableau 4 

Estimation de divers risques de mortalité. 15 

14 

15 


Levin B et al. Screening and surveillance for the early detection of colorectal cancer and 

adenomatous polyps, 2008: a joint guideline from the American Cancer Society, the US Multi- 

Society Task Force on Colorectal Cancer, and the American College of Radiology. CA Cancer J Clin. 

2008 May–Jun;58(3):130-60. 

Gerber TC et al. Ionizing radiation in cardiac imaging: a science advisory from the American Heart 

Association Committee on Cardiac Imaging of the Council on Clinical Cardiology and Committee on 

Cardiovascular Imaging and Intervention of the Council on Cardiovascular Radiology and 

Intervention. Circulation. 2009 Feb 24;119(7):1056-65. 

39 



2. Réduction de dose en tomodensitométrie 

Dans cette section, nous présenterons les technologies 

et algorithmes mis en œuvre ou développés par Siemens 

pour réduire la dose absorbée. 

Siemens s’efforce d’implémenter toutes les méthodes de réduction de dose qui existent 

aujourd’hui sur le marché de la tomodensitométrie. En tant que leader dans ce domaine, 

nous développons constamment nos propres solutions. Ainsi avons-nous souvent été les 

premiers à introduire des caractéristiques permettant de réduire les doses reçues lors d’examens 

de routine. Aujourd’hui encore, Siemens est le seul fabricant à proposer des innovations 

fondamentales. 

Afin de maintenir notre position de leader et d’améliorer les soins apportés aux patients, 

nous coopérons étroitement avec des experts du monde entier exerçant dans des universités, 

des établissements de santé publics et des centres de radiologie privés, et nous veillons à tirer 

profit des avancées de la recherche en les appliquant à la pratique clinique quotidienne. 

La réduction des doses en tomodensitométrie passe non seulement par l’innovation 

technologique, mais aussi par la formation, qui doit permettre aux praticiens de se familiariser 

avec les méthodes et les facteurs qui s’y rapportent. C’est pourquoi nous nous attachons 

à rendre nos produits aussi transparents que possible pour les médecins et techniciens, et nous 

proposons en permanence des ressources et des séminaires en lien avec la réduction des doses. 

Vous trouverez à la page suivante une brève présentation des produits et des algorithmes que 

nous proposons pour réduire les doses (plus d’informations sur www.siemens.com/low-dose-ct). 

40

1994 

CARE Dose4D 

2002 

Protocoles 

pédiatriques 

80 kV 

2008 

Recon. 

données 

images 

< 1 s 

Tube 1 Tube 2 

Correction 

image 

Vol 

1997 

UFC 

2005 

DSCT 

2008 

Bouclier 

sélectif 

antiphotons 

Flash Spiral Bouclier sélectif 

anti-photons 

Adaptive Cardio 

Sequence 

4D Noise 

Reduction 

IRIS CARE kV SAFIRE * 

UFC 

80 kV 

Atténuation B 

Rayons X 

Lumière 

t 

140 kV 

Atténuation A 

1999 

2009 2010 2010 

70 kV 

80 kV 

100 kV 

120 kV 

140 kV 

Adaptive 

ECG-Pulsing 

2007 

1999 

2007 

Bouclier 

anti-dose 

2008 2008 

Recon 

données 

brutes 


Recon 

données 

images 

Correction 

image 

Rayons X 

HandCARE 

Adaptive 

Dose Shield 

Faible rayonnement X 

X-CARE 

Rayonnement X 

Pas de 

rayons X 

Bouclier 


* Les informations relatives à ce produit sont fournies de manière anticipée. 

Le produit est en attente de l’agrément 510(k) ; il n’est pas encore disponible aux États-Unis. 

41 



Quelques innovations Siemens en matière de réduction de dose en tomodensitométrie : 

1. CARE Dose4D - Modulation anatomique de l’exposition en temps réel 

2. Adaptive ECG-Pulsing – Modulation de la dose en fonction de l’ECG pour les scanners 

spiralés cardiaques 

3. Adaptive Cardio Sequence – Scanner séquentiel à déclenchement ECG souple 

4. Adaptive Dose Shield (Bouclier anti-dose adaptatif) – Contrôle asymétrique 

du collimateur 

5. Flash Spiral – Scanner spiralé à déclenchement ECG et à double source permettant 

d’utiliser un pitch très élevé 

6. X-CARE – Modulation de la dose en fonction des organes 

7. IRIS et SAFIRE * – Techniques de reconstruction itératives 

8. CARE kV – Modulation de la dose par réglage automatisé de la tension du tube 

CARE Dose4D – Modulation anatomique de l’exposition 

en temps réel 

La manière la plus efficace de réduire la dose d’irradiation en scanographie consiste à adapter 

les paramètres du scanner à l’anatomie du patient. Centrer le patient correctement, utiliser 

les bons protocoles et ajuster le débit du tube à rayons X à la taille et au poids du patient contribuent 

à limiter l’exposition au rayonnement. Pourtant, de nombreux utilisateurs ne savent sans 

doute pas précisément quels paramètres sélectionner pour régler les doses de rayonnement en 

fonction des patients. Par exemple, ils ignorent parfois que si le diamètre du patient mesure 

4 cm de moins, il est possible de réduire le débit du tube par un facteur 2 tout en maintenant 

une qualité d’image adéquate. C’est pourquoi tous les scanners Siemens modernes sont équipés 

de mécanismes de contrôle permettant d’ajuster automatiquement la dose à l’anatomie du 

patient, un peu comme un système ultrasophistiqué de réglage automatique de l’exposition 

dans un appareil photo. 

Siemens CARE Dose4D adapte automatiquement la dose de rayonnement à la taille et à la 

morphologie du patient, permettant une modulation optimale du courant du tube de deux 

manières. Premièrement, le courant est réglé en fonction d’un topogramme comparant le 

patient réel à un patient "standardisé". Comme on peut s’en douter, le courant est plus fort 

pour les patients les plus corpulents, et moins fort pour les patients plus minces. Les différences 

d’atténuation entre les parties du corps sont également prises en compte. Par exemple, chez un 

patient adulte, un courant de 140 mAs peut être nécessaire pour un examen de l’épaule, 

42 


Le produit est en attente de l’agrément 510(k) ; il n’est pas encore disponible aux États-Unis.

tandis que 55 mAs seraient suffisants pour un examen du thorax, 110 mAs pour l’abdomen, 

et 130 mAs pour le bassin. 

De plus, la modulation angulaire de la dose en temps réel mesure l’atténuation réelle du patient 

pendant l’examen et ajuste le courant du tube en conséquence pour les différentes parties du 

corps mais également pour les différents angles au cours de la rotation. Cet aspect est essentiel 

à la réduction efficace de la dose au niveau des régions de l’épaule et du bassin, 

où l’atténuation latérale est nettement supérieure à l’atténuation antéro-postérieure. 

La figure 16 illustre le principe de fonctionnement du CARE Dose4D. La figure 17 présente 

un exemple clinique obtenu grâce à l’utilisation du CARE Dose4D. 

Atténuation 

Scanographie 

à milli-ampérage 

constant 


Variation du courant du tube 

sur la base du topogramme 

Modulation anatomique 

automatisée du courant 

Position du tube φ 

Fig. 16 

Illustration du principe de fonctionnement du CARE Dose4D. Si le courant du tube 

était constant, les régions de l’épaule et du bassin seraient sous-dosées, tandis 

que le thorax et l’abdomen seraient significativement sur-dosés. La modulation 

anatomique automatisée ajuste efficacement le courant, et donc la dose de 

rayonnement, à l’atténuation spécifique à l’anatomie du patient. 

43 



140 mAs 

110 mAs 

55 mAs 

130 mAs 

Fig. 17 

Dans le cas d’une exploration des épaules au bassin, CARE Dose4D 

délivre une dose de rayonnement optimisée pour chaque partie du corps. 

L’expérience clinique a montré que la relation entre le courant optimal du tube et l’atténuation 

du patient n’est pas linéaire. Les patients les plus corpulents ont clairement besoin d’une dose 

plus forte que les patients de corpulence moyenne, mais ils ont également une masse de 

graisse supérieure, ce qui augmente le contraste des tissus. Les patients plus minces ont besoin 

d’une dose plus faible, mais comme ils ont moins de graisse, leurs tissus présentent un 

contraste moins fort, ce qui signifie qu’une dose trop faible entraînerait un niveau de bruit 

élevé. C’est pourquoi, lors d’une modulation en temps réel, CARE Dose4D réduit moins la dose 

de rayonnement que ce à quoi on pourrait s’attendre pour les patients les plus minces, 

et l’augmente moins que ce à quoi on pourrait s’attendre pour les patients plus corpulents. 

Cela permet de maintenir une qualité d’image satisfaisante pour le diagnostic, tout en 

optimisant la dose d’irradiation (figure 18). 

44

180 

160 

140 

120 

100 

mAs 

80 

60 

Réf. 

qualité 

mAs 

40 

20 

0 

Patient de référence 

pesant 75 kg 

Atténuation 

0 200 400 600 800 1000 1200 1400 1600 1800 2000 

Fig. 18 

Adaptation de la dose avec CARE Dose4D. 


mAs pour un niveau de bruit constant 

CARE Dose4D 

Adaptive ECG-Pulsing – Modulation de la dose en fonction 

de l’ECG pour les scanners spiralés cardiaques 

Cette méthode permet de moduler la dose d’irradiation tout au long de l’examen en utilisant 

l’électrocardiogramme du patient. Le courant du tube n’est maintenu à 100 % du niveau requis 

que pendant une phase prédéfinie du cycle cardiaque du patient. Pendant le reste du temps, 

le courant peut être réduit jusqu’à 4 %, permettant une réduction de la dose moyenne de 

rayonnement de l’ordre de 30 à 50 % (figure 19). 16 

16 Jakobs TF et al. Multislice helical CT of the heart with retrospective ECG gating: reduction of 

radiation exposure by ECG-controlled tube current modulation. Eur Radiol. 2002 May;12(5):1081-6. 

45 



Pour ajuster la dose en fonction de la fréquence cardiaque, on se fonde sur une surveillance 

continue de l’ECG et sur un algorithme permettant d’anticiper le début de la phase cardiaque 

adéquate via le calcul de la durée moyenne des cycles cardiaques précédents. Autrefois, 

la limite de cette méthode était qu’elle ne pouvait pas être appliquée aux patients arythmiques, 

dont le rythme cardiaque ne peut pas être prévu par une simple moyenne. Mais il existe depuis 

peu des algorithmes plus flexibles, capables de réagir à l’arythmie et aux extrasystoles, 

qui représentent un potentiel d’amélioration considérable pour les applications cliniques 

de la modulation de la dose contrôlée par la fréquence cardiaque. 

réaction 

Fig. 19 

Le scanner ne génère des images que pendant une phase prédéfinie du cycle 

cardiaque. Durant cette phase, le courant du tube (ligne grise) atteint 100 % 

du niveau requis pour obtenir une qualité d’image adéquate, mais entre ces 

phases prédéfinies, le courant est réduit à 20 %, voire 4 %. Des algorithmes 

introduits récemment sont capables de réagir à l’arythmie de manière 

flexible. 

Adaptive Cardio Sequence – Tomodensitométrie séquentielle 

à déclenchement ECG 

Le déclenchement ECG prospectif combiné avec une acquisition "step-and-shoot" de coupes 

axiales est une méthode de tomodensitométrie synchronisée à l’ECG très efficace en termes de 

réduction des doses, car elle permet de n’acquérir, pendant la phase cardiaque présélectionnée, 

que les données strictement nécessaires à la reconstruction. Le signal ECG du patient est surveillé 

pendant l’examen, et l’acquisition est déclenchée à une phase prédéfinie de l’onde R-R. 

Les méthodes classiques de synchronisation cardiaque ont pour inconvénient de ne pas être 

applicables aux patients souffrant d’arythmie sévère, car le déclenchement de l’acquisition 

dépend de la prévision du prochain cycle cardiaque, qui est elle-même fondée sur la longueur 

moyenne des cycles cardiaques précédents. La méthode Adaptive Cardio Sequence s’appuie 

46

17 

18 

mouvement 

Fig. 20 

Toutes les coupes du cœur sont explorées à des phases cardiaques 

identiques. 

A B 


quant à elle sur une analyse plus sophistiquée de l’ECG du patient. Les irrégularités sont 

détectées avec fiabilité, et dans le cas d’une extrasystole, l’acquisition peut soit être annulée 

si le battement ectopique survient avant le début prévu de l’examen, ce qui évite une dose 

d’irradiation superflue, soit répétée dans la même position. 

Ces avancées permettent d’utiliser la technique de tomodensitométrie séquentielle à 

déclenchement ECG pour scanner des patients présentant un rythme cardiaque élevé 

ou irrégulier. 

scan scan réaction scan 

Fig. 21 

La technologie Adaptive ECG-Pulsing permet de réaliser un examen du cœur 

par acquisition spiralée en fonction de l’ECG (A) en délivrant une dose de 

4-9 mSv. 17 Grâce à la technologie Adaptive Cardio Sequence, un scan du 

cœur par acquisition séquentielle à déclenchement ECG (B) requiert une 

dose de seulement 1–3 mSv. 18 

Stolzmann P et al. Radiation dose estimates in dual-source computed tomography coronary 

angiography. Eur Radiol. 2008 Mar;18(3):592-9. Leschka S et al. Low kilovoltage cardiac dual-source 

CT: attenuation, noise, and radiation dose. Eur Radiol. 2008 Sep;18(9):1809-17. 

Stolzmann P et al. Dual-source CT in step-and-shoot mode: noninvasive coronary angiography with 

low radiation dose. Radiology. 2008 Oct;249(1):71-80. 

47 



Adaptive Dose Shield – Contrôle asymétrique du collimateur 

En tomodensitométrie spiralée, il est courant d’effectuer une demi-rotation supplémentaire de 

l’ensemble tube / détecteur en début et en fin de spirale, ce qui irradie pleinement le détecteur 

alors que seulement une partie des données recueillies est nécessaire à la reconstruction de 

l’image. Ce problème, typique des tomodensitométries spiralées, est connu en anglais sous le 

nom d’"overranging" (figure 22). 

Irradiation 

pré-spirale 

Région 

examinée 

Technologie classique 

Collimation 

primaire classique 

Irradiation 

post-spirale 

Fig. 22 

Collimateur primaire classique. Les zones marquées en rouge sont situées 

hors de la région examinée et reçoivent pourtant une forte dose 

d’irradiation. 

L’Adaptive Dose Shield, une technologie qui s’appuie sur un mouvement précis, rapide et 

indépendant des lames du collimateur, permet de limiter cette sur-irradiation. Le collimateur 

primaire s’ouvre et se referme de manière asymétrique au début et à la fin de chaque 

acquisition, empêchant l’irradiation inutile des zones qui ne sont pas nécessaires à la 

reconstruction. Ainsi, seuls les tissus visés sont exposés. (figure 23). 

48

Absence d’irradiation pré-spirale 

Adaptive Dose Shield 

Fig. 23 

Adaptive Dose Shield. Quand l’acquisition commence, le collimateur 

s’ouvre de manière asymétrique. Au centre de la région à examiner, 

il est complètement ouvert (l’ouverture correspondant à la largeur 

sélectionnée pour le faisceau). À la fin de l’acquisition, le collimateur 

se referme de manière asymétrique. 

A 

Région 

examinée 

Collimateur avec 


Fig. 24 

Les deux collimateurs de l’Adaptive Dose Shield 

A : Fermé 

B : Ouvert à gauche 

C : Ouvert à droite 


Absence d’irradiation post-spirale 

B C 

49 



Des mesures effectuées à l’Institut de physique médicale de l’Université d’Erlangen-Nuremberg, 

en Allemagne, et au Centre d’innovation clinique de la Clinique Mayo de Rochester, Minnesota, 

aux États-Unis, ont fait apparaître des réductions significatives des doses, variant selon la 

longueur d’acquisition, sans que la qualité d’image ne soit affectée (figure 25). 

50 

Réduction de la dose (%) 

30 

25 

20 

15 

10 

5 

0 

0 50 100 150 200 250 300 350 

Longueur d’acquisition (mm) 

Fig. 25 

Réduction de la dose grâce à la technologie Adaptive Dose Shield, 

en fonction de la longueur d’acquisition. 

Pitch 1 

Cardiaque


Flash Spiral – Scanner spiralé à déclenchement ECG et 

à double source permettant d’utiliser un pitch très élevé 

La technologie double source (Dual Source CT, DSCT), ou double tube, permet de scanner 

le cœur en moins d’un battement cardiaque, sans utiliser un détecteur couvrant la totalité 

du volume du cœur. Dans le cas d’un scanner simple source, pour acquérir toutes les projections 

nécessaires à la reconstruction de l’image, le pitch doit nécessairement être inférieur à 2. 

Si le pitch augmente, des lacunes d’échantillonnage apparaissent (cf. figure 26), ce qui 

compromet la reconstruction d’images avec des profils d’atténuation bien définis, 

en coupes fines, et sans trop d’artefacts. 

Avec la technologie DSCT, en revanche, ces lacunes peuvent être comblées par les données 

acquises grâce au système de deuxième mesure, un quart de rotation plus tard (cf. figure 26). 

De cette manière, le pitch peut atteindre 3,4 dans un champ de vue couvert par les deux 

détecteurs. Le pitch étant suffisamment élevé pour qu’il n’y ait pas d’acquisition de données 

redondantes, on reconstruit les images à partir des données acquises sur la base d’un quart de 

rotation par mesure, et chaque image a donc une résolution temporelle qui équivaut à un quart 

du temps de rotation. 

Tube A B 

Scanner simple source Scanner double tube 

Fig. 26 

Schéma représentant une acquisition, le long de l’axe z, effectuée 

par un scanner simple source fonctionnant avec un pitch supérieur à 1,5 

(à gauche), et par un scanner double tube (à droite). Dans le second cas, 

les projections manquantes sont recueillies par le système de deuxième 

mesure, de sorte qu’il est possible d’utiliser des valeurs de pitch beaucoup 

plus élevées. 

51 



Le scanner SOMATOM Definition Flash est équipé d’un détecteur couvrant 38,4 mm sur l’axe z, 

tournant à une vitesse de rotation de 0,28 s. À un pitch de 3,4, la vitesse de la table est de 

450 mm/s, ce qui permet de couvrir le cœur (12 cm) en 0,27 s environ. L’acquisition est 

déclenchée à une phase du cycle cardiaque sélectionnée par l’utilisateur. Chacune des images 

présente une résolution temporelle de 75 ms, et les images le long de l’axe z sont acquises 

à des phases du cycle cardiaque très légèrement différentes (figure 27). Dans la mesure où 

il n’y a pas de redondances inutiles dans l’acquisition des données, cette nouvelle technique 

permet de réduire considérablement la dose d’irradiation, pour atteindre des niveaux encore 

plus bas que ceux obtenus avec une acquisition séquentielle à déclenchement ECG. 

Les publications initiales ont montré qu’il était possible de réaliser un angioscanner 

19, 20 

coronaire fiable avec des niveaux d’irradiation inférieurs à 1 mSv. 

52 

Déplacement 

continu de la table 

pitch de 3.4 

Fig. 27 

Acquisition des données et reconstruction des images à un pitch très élevé 

par un scanner spiralé double tube à déclenchement ECG. La table atteint 

une position z présélectionnée (ex. : l’apex du cœur) lors d’une phase 

cardiaque prédéfinie, après accélération de la table jusqu’à la vitesse 

maximum. L’acquisition des données commence lorsque cette position z 

est atteinte. Grâce à la vitesse élevée de la table, la totalité du cœur 

peut être scannée en une fraction de battement cardiaque. La durée totale 

d’un scan est en général de 0,25-0,27 s. Les données correspondant 

à des positions adjacentes sur l’axe z (représentées par les petits traits 

horizontaux) sont acquises à des phases légèrement différentes du cycle 

cardiaque. Chaque image est reconstruite à partir des données acquises 

en un quart de rotation de chaque tube à rayons X, ce qui permet d’obtenir 

une résolution temporelle de 75 ms par image.

La figure 28 donne des exemples d’images reconstruites de cette manière avec un temps 

d’acquisition de 250 ms, une résolution temporelle de 75 ms et une tension de 100 kV, 

pour une dose efficace de 0,8 mSv. 

Les premières publications scientifiques sur le SOMATOM Definition Flash confirment 

que les doses efficaces d’irradiation atteignent 0,88-0,9 mSv pour les angioscanners 

coronaires de routine. 19, 20 N’hésitez pas à consulter notre compteur de dose au niveau 

international, sur le site www.siemens.com/low-dose-ct. Il vous indique, en temps réel, 

les valeurs moyennes des doses délivrées par le scanner Flash Spiral Cardio partout 

où il est installé dans le monde. 

19 

20 


Fig. 28 

Angioscanner des artères coronaires réalisé avec la technologie d’acquisition 

spiralée double tube à pitch élevé (“Flash Spiral”). Avec l’aimable 

autorisation du Prof. S. Achenbach, Erlangen, Allemagne. 

Achenbach S et al. Coronary computed tomography angiography with a consistent dose below 

1 mSv using prospectively electrocardiogram-triggered high-pitch spiral acquisition. Eur Heart J. 

2010 Feb;31(3):340-6. 

Leschka S et al. Diagnostic accuracy of high-pitch dual-source CT for the assessment of coronary 

stenoses: first experience. Eur Radiol. 2009 Dec;19(12):2896-903. 

53 



X-CARE – Modulation de la dose en fonction des organes 

D’après la récente mise à jour des facteurs de pondération tissulaire (Recommandations 2007 

de la Commission internationale de protection radiologique, CIPR 103), chez la femme, les seins 

sont plus radiosensibles que ce que l’on croyait auparavant. Or, au cours de toute exploration 

du thorax, ils sont irradiés même s’ils ne sont pas l’objet de l’examen. Ils doivent donc être 

particulièrement protégés, et c’est pourquoi Siemens a mis au point Siemens X-CARE, 

un mode de modulation de la dose en fonction des organes qui permet de limiter l’irradiation 

des organes sensibles. Lorsque ce mode est utilisé, l’intensité du rayonnement est réduite 

quand le patient est irradié de face, comme l’illustre la figure 29. 

Fig. 29 

Illustration du principe de fonctionnement de X-CARE. 

Avec cette méthode, l’irradiation des seins ou des yeux est réduite de 30-40 %, sans que cela 

n’ait d’incidence sur le bruit et la visualisation des détails, comme le montre la figure 30. 

54 

A 

Faible rayonnement X 

Rayonnement X 

Fig. 30 

A : Doses d’irradiation sans X-CARE et B : avec X-CARE. 

Les zones plus foncées indiquent une dose absorbée plus faible. 

B


IRIS et SAFIRE * – Techniques de reconstruction itératives 

En scanographie, la qualité des images est principalement déterminée par leur résolution 

spatiale et leur bruit. Les méthodes de reconstruction classiques, avec rétroprojection filtrée, 

se heurtent à une limite : l’augmentation de la résolution spatiale va de pair avec celle du bruit. 

Les approches de reconstruction itératives dissocient quant à elles ces deux paramètres. 

Une boucle de correction est introduite dans le processus de reconstruction de l’image afin 

de réduire le bruit en plusieurs itérations, sans affecter la résolution spatiale. 

IRIS (Iterative Reconstruction in Image Space) et SAFIRE * (Sinogram-Affirmed Iterative 

Reconstruction) sont des méthodes exclusives capables de réduire le bruit de l’image sans nuire 

à sa qualité ni à la visualisation des détails. La réduction significative du bruit ainsi obtenue 

permet une réduction de la dose pouvant atteindre 60 % dans les examens de routine. 

Aujourd’hui, les scanners utilisent des méthodes de rétroprojection filtrée classiques, qui ne 

permettent pas d’améliorer la résolution spatiale sans augmenter le bruit. Contrairement 

à la rétroprojection filtrée, la reconstruction autorise un découplage de la résolution spatiale 

et du bruit. Elle améliore la résolution spatiale dans les zones où les contrastes sont plus forts 

et réduit le bruit dans les zones à faibles contrastes, ce qui permet à l’utilisateur d’effectuer 

des scanners avec des niveaux de doses plus faibles. 

Lors d’une reconstruction itérative, une boucle de correction est introduite dans le processus 

de reconstruction de l’image. Une fois qu’une image a été reconstruite à partir des projections 

mesurées, un lancer de rayons est réalisé au niveau du rendu de l’image afin de calculer de 

nouvelles projections qui représentent exactement l’image reconstruite. Cette étape, appelée 

la reprojection, simule le processus de mesure du scanner, mais en utilisant l’image comme 

"objet mesuré". Si la reconstruction originale de l’image était parfaite, les projections mesurées 

seraient identiques aux projections calculées. En réalité, ce n’est pas le cas, et la divergence 

entre les deux est utilisée pour reconstruire une image corrigée et actualiser l’image originale. 

Ensuite, on applique à nouveau la boucle. Les images sont améliorées petit à petit, et 

il est possible de réduire significativement le bruit en modélisant avec prudence le système 

d’acquisition de données du scanner et ses propriétés physiques dans l’algorithme de 

reprojection. Cette méthode s’appelle la "reconstruction itérative théorique". L’inconvénient 

de cette approche est que la modélisation exacte du scanner pendant la reprojection nécessite 

une très grande puissance de calcul (figure 31). 



55 



Reconstruction itérative théorique IRIS 

Données images 

Données brutes, 

projection 

Recon. 

données 

brutes 

Comparaison 

Correction 

image exacte 

Projection 

données brutes 

complètes 

Fig. 31 

IRIS – Comparaison de la reconstruction itérative théorique avec IRIS 

– une approche signée Siemens. 

Siemens a développé IRIS (Iterative Reconstruction in Image Space), une méthode unique 

consistant à transférer la boucle de reconstruction itérative au niveau des données images, 

évitant le recours au système de reprojection classique, qui est très lent. IRIS permet d’obtenir 

à la fois une réduction significative du bruit de l’image et une reconstruction rapide pour 

l’utilisation clinique de routine. De plus, la texture du bruit des images est similaire à celle 

obtenue avec des noyaux standard de convolution. L’originalité de la méthode IRIS est de 

prendre pour point de départ une reconstruction volumique de référence, qui utilise de façon 

optimale toutes les données mesurées et fournit toutes les informations détaillées disponibles, 

avec pour contrepartie une augmentation significative du bruit de l’image. 

56 

Réduction de dose ou amélioration 

de la qualité d’image 

Impression éprouvée 

Reconstruction très lente 



projection 

Comparaison 

Recon. 

données 

images 

Recon. de 

référence 




Reconstruction rapide 

Correction 

image exacte


Cette reconstruction de référence est ensuite "nettoyée" progressivement grâce à une boucle itérative 

(3 à 5 itérations), qui permet d’améliorer les contrastes et de réduire le bruit des images à chaque 

itération. La technologie IRIS est plus sophistiquée que les tentatives de reconstruction itérative 

simplifiée, du fait de son système original d’utilisation d’une reconstruction de référence comme 

point de départ et de la structure itérative spéciale d’amélioration progressive de l’image 

(figures 31 et 32). 

Rétroprojection filtrée 40 % de bruit en moins avec IRIS 

A B C 

Fig. 32 

Scanner de l’abdomen après injection de produit de contraste. 

A : Reconstruction avec rétroprojection filtrée standard, kernel B31. 

B : Reconstruction IRIS. C : Reconstruction SAFIRE * . Remarquez la réduction 

significative du bruit avec chaque approche, sans perte de résolution. 

SAFIRE * est la première méthode de reconstruction itérative à partir de données brutes. 

Cette technique de nouvelle génération permet l’exploitation des données brutes dans la boucle 

de construction. SAFIRE limite le bruit tout en améliorant nettement la qualité d’image, 

favorisant ainsi la réduction de dose ET les performances. 



57 



Reconstruction itérative théorique IRIS SAFIRE * 



projection 

Recon. 

données 

brutes 

Comparaison 




Reconstruction très lente 

Correction 

image exacte 

Projection 


complètes 



projection 

Recon. 

données 

images 

Comparaison Comparaison 

Recon. de 

référence 




Reconstruction rapide 

Correction 

image exacte 

Grâce à des algorithmes optimisés et une meilleure utilisation des capacités matérielles 

actuelles, il est désormais possible d’exploiter les données brutes (généralement visualisées 

sur un sinogramme) dans le cadre du processus d’amélioration itérative de l’image avec SAFIRE * . 

En plus du traitement prévu par l’approche IRIS (et par ailleurs encore perfectionnée), 

les données sont reprojetées au niveau des données brutes, permettant de valider 

(ou confirmer) les images par le biais des données mesurées. Les écarts identifiés sont 

reconstruits via une rétroprojection filtrée pondérée, qui actualise l’image. Le bruit peut 

être éliminé par correction des imperfections géométriques de la reconstruction initiale. 

Il en est de même pour les artefacts potentiels caractéristiques des systèmes utilisant 

la rétroprojection filtrée. SAFIRE garantit en outre une réduction de la dose pouvant atteindre 

60 % dans une plage d’applications plus large et avec une qualité d’image inédite, 

surpassant même celle qu’offre IRIS. 



projection 

Recon. 

données 

images 

Réduction de dose plus performante 

qu’avec les méthodes basées sur l’image 


Recon. 

données 

brutes 

Comparaison 

Qualité d’image supérieure 

Reconstruction rapide (données images 

et données brutes) et flux de travail optimisé 

Fig. 33 

SAFIRE * avec paramètres variables 

– L’approche Siemens de reconstruction itérative intégrant les données brutes. 

58 



Correction 

image exacte 

Projection 


complètes


CARE kV – Modulation de la dose par réglage automatisé 

de la tension du tube 

Les méthodes classiques de modulation de la dose s’appuient sur la variation du courant du 

tube à rayons X et non sur le réglage de la différence de potentiel (tension, en kV). Pourtant, 

l’adaptation du kilovoltage, et donc de l’énergie du rayonnement, à la nécessité diagnostique 

représente un énorme potentiel en termes de réduction de la dose, d’autant plus qu’elle 

permettrait d’optimiser le rapport contraste / bruit. 

La qualité d’une image en tomodensitométrie se caractérise par trois paramètres : le contraste, 

le bruit et la netteté (résolution spatiale). En améliorant un ou plusieurs de ces paramètres, 

on obtient une meilleure qualité d’image, ce qui permet au médecin d’établir un diagnostic plus 

précis. Par exemple, si le contraste est élevé et le bruit faible, la qualité d’image sera meilleure. 

En outre, on administre souvent un liquide iodé pour améliorer le contraste et, ainsi, la visibilité 

des différentes parties des organes sur les images d'un scanner (en particulier dans le cas des 

angioscanners). Plus le kilovoltage du tube à rayons X est bas, plus le contraste est fort, 

car les rayons X à basse énergie sont mieux absorbés par l’iode, qui est dense, que par les tissus 

environnants. Cependant, pour maintenir des niveaux de bruit suffisamment bas, il faut en 

général ajuster en conséquence le courant du tube. Mais pour un rapport contraste / bruit 

constant, les études sur l’angioscanner montrent qu’il est possible de réduire significativement 

la dose d’irradiation en réglant la tension à 80 kV ou 100 kV au lieu de 120 kV (figure 34). 

Chez les patients plus corpulents, qui présentent une atténuation des rayons X plus importante, 

le débit du tube à rayons X à des niveaux de kilovoltage plus bas risque de ne pas être suffisant 

pour produire le rapport contraste / bruit requis. Pour ces patients, il faudra sélectionner une 

tension plus élevée, bien que cela implique une réduction du contraste obtenu par l’iode. 

Par manque de temps, les manipulateurs et les médecins ne peuvent pas mesurer l’atténuation 

spécifique de chaque patient. Ils ont donc besoin d’outils automatisés capables de définir 

la combinaison tension / courant optimale pour chaque patient en fonction de son topogramme 

et du protocole d’examen sélectionné. 

59 



A B C 

Fig. 34 

Trois angiographies différentes effectuées avec trois paramétrages 

de courant et tension distincts. Remarquez que le contraste moyen 

dans l’aorte est plus fort avec un réglage de 100 kV. 

A : 120 kV 330 mAs, CTDIvol = 43.1 mGy, contraste moyen aorte : 322 HU 

B : 100 kV 330 mAs, CTDIvol = 31,8 mGy, contraste moyen aorte : 561 HU 

C : 100 kV 230 mAs, CTDIvol = 21,2 mGy, contraste moyen aorte : 559 HU 

3. Tomodensitométrie pédiatrique 

Les examens radiologiques sont beaucoup moins pratiqués sur les enfants que sur les adultes, 

parce que l’organisme des enfants est encore en cours de développement et que les enfants 

comprennent rarement la coopération que l’on attend d’eux (par ex. : l’apnée). Cependant, 

le scanner est très important pour le traitement des patients en pédiatrie, surtout en ce qui 

concerne l’imagerie des poumons, le traitement des malformations congénitales et les soins 

intensifs. Le principe ALARA (As Low As Reasonably Achievable) est donc crucial en pédiatrie. 

Ce principe consiste à toujours sélectionner la dose la plus faible possible, tout en s’assurant 

qu’elle permette d’établir un diagnostic fiable. 

La technologie double source du SOMATOM Definition Flash de Siemens, par exemple, 

offre des doses efficaces inférieures à 0,5 mSv en pédiatrie, avec une qualité d’image 

pleinement satisfaisante. Grâce à la vitesse d’acquisition élevée de l’appareil et aux très grandes 

valeurs du pitch utilisées ("Flash Spiral"), même les enfants les plus récalcitrants peuvent 

être examinés sans sédation, ce qui permet de diminuer le stress du patient et d’économiser 

du temps et de l’argent. 

60

Comptes rendus dosimétriques structurés 

Les scanners SOMATOM intègrent depuis 1990 une fonctionnalité de consignation des 

paramètres dosimétriques, tels que l’index de dose scanographique (CTDI) et le produit dose 

longueur (PDL). Pour chaque examen, les informations correspondantes sont disponibles dans 

le dossier du patient et peuvent être consultées et archivées ultérieurement. 

En tant que premier fabricant de scanners, Siemens propose désormais des comptes rendus 

dosimétriques structurés pour quasiment tous les produits de son portefeuille en 

tomodensitométrie. 

Ces comptes rendus comprennent des données complètes pour chaque acte irradiant, y compris 

des informations sur la dose cumulée et sur le contexte de l’exposition. Un acte irradiant est 

défini comme une irradiation continue du patient ; ainsi, un topogramme et le scanner spiralé 

associé sont considérés comme deux actes distincts. Les détails de ces comptes rendus incluent 

les données démographiques du patient, des informations sur l’examen, la géométrie et la 

technique d’imagerie, ainsi que toutes les mesures classiques de dose (CTDIvol, PDL...). Fournies 

sous forme électronique, les données peuvent être transmises vers n’importe quel système de 

consultation, stockage ou traitement des informations de dose, notamment des PACS ou des 

postes de travail, en vue de leur analyse ultérieure. 

CARE Analytics 


Les comptes rendus dosimétriques structurés peuvent servir de composant central dans le cadre 

d’une initiative de contrôle qualité en matière de dose au sein d’un établissement. 

Siemens a développé un nouvel outil : CARE Analytics, aux fins de l’évaluation et de l’analyse 

des informations correspondantes. Autonome, il peut être installé sur tout poste de travail 

ou PC de bureau. 

CARE Analytics permet de traiter automatiquement les données des comptes rendus 

dosimétriques structurés ou de les intégrer aux bases de données de l’établissement afin de 

fournir une vue d’ensemble exhaustive de la dose d’irradiation des différents examens et de 

communiquer des informations garantissant l’optimisation efficace des protocoles d’acquisition. 

La transparence en matière de dose de rayonnement est ainsi assurée. Avec l’implémentation 

des comptes rendus dosimétriques structurés et de CARE Analytics, les scanners SOMATOM 

marquent une nouvelle étape dans la gestion de la dose. 

61 



II.B. Utilization Management - Un service 

proactif pour les scanners SOMATOM 

Definition 

Siemens Utilization Management 

Siemens Utilization Management (UM) est un service proactif de Siemens UPTIME qui fournit 

des données d’utilisation propres aux systèmes, collectées électroniquement via Siemens 

Remote Service (SRS). L’accès à ces informations détaillées permet aux clients d’exploiter 

tout le potentiel de leurs systèmes. Ils bénéficient en effet régulièrement d’analyses d’utilisation 

complètes accompagnées de valeurs de référence anonymes sur des systèmes équivalents en 

service dans d’autres établissements, ainsi que d’informations sur les doses. 

Les comptes rendus sont générés par Siemens et mis à disposition des clients par le biais 

d’un accès personnalisé sur le portail LifeNet UPTIME Services. Grâce à ce portail Web sécurisé 

de Siemens, les clients disposent de toutes les informations dont ils ont besoin pour gérer la 

productivité de leurs équipements de diagnostic Siemens, via un simple accès Internet. 

62

Nouvelle fonctionnalité : le compte rendu dosimétrique 

Le compte rendu dosimétrique est une nouvelle fonctionnalité du service Utilisation 

Management (UM) consignant les données d’exposition totale aux rayonnements et d’utilisation 

de la dose, à un rythme mensuel ou plurimensuel. 

Avec UM, les informations sur la dose sont consultables dans tous les comptes rendus 

(basiques et avancés) pour les systèmes SOMATOM Definition (à partir de la version logicielle 

syngo CT 2008B). Le suivi des détails de l’utilisation de la dose et des systèmes est ainsi facilité 

sur le lieu d’examen. Les utilisateurs peuvent consulter ces comptes rendus afin de savoir si des 

valeurs spécifiques ont été dépassées, indiquant l’administration d’une dose de rayonnement 

importante. 

Ce nouveau compte rendu dosimétrique présente aux opérateurs une vue d’ensemble 

du nombre total et de la répartition de l’ensemble des protocoles sélectionnés, ainsi que 

les informations sur la dose pour la période concernée. Pour un examen scanographique, 

les valeurs pertinentes concernent l’index de dose scanographique du volume (CTDIvol) 

et le produit dose longueur (PDL). 

Les avantages sont multiples : 

1. Visibilité de l’utilisation de la dose sur un mois ou plusieurs fois par mois ; 

meilleure information des médecins sur l’exposition des patients 

2. Suivi facilité des détails de l’utilisation de la dose et des systèmes sur le lieu d’examen 

3. Sécurité des patients accrue 


4. Exigences satisfaites concernant la disponibilité des détails relatifs à la dose 

des procédures spécifiques 

5. Compte rendu proposé en quatre langues (allemand, anglais, français et espagnol) 

Grâce à des contrats sur mesure, Siemens UPTIME Services offre des options quasiment 

illimitées, des modules éprouvés et solutions librement adaptables au service partagé, 

aidant le personnel à réaliser lui-même certaines tâches individuelles. 

Pour plus d’informations, rendez-vous sur : www.siemens.com/Performanceplans. 

63 

Dose 

Documentation


II.C. Imagerie moléculaire – Médecine nucléaire 

1. Doses et risques liés à l’irradiation en imagerie 

moléculaire – médecine nucléaire 

En médecine nucléaire, l’irradiation n’est pas directement liée à l’appareil d’imagerie mais 

aux produits radiopharmaceutiques administrés et à leurs propriétés. Elle est indépendante 

du nombre d’images acquises. La dose efficace est proportionnelle à l’activité administrée, 

qui renvoie à la quantité d’isotopes. L’activité se mesure en becquerels (Bq) et en curies (Ci) : 

1 Bq équivaut à 1 désintégration par seconde, et 1 Ci à 3,7 x 10 10 désintégrations par seconde. 

Les autres paramètres physiques à prendre en compte sont la demi-vie, le type et les propriétés 

du rayonnement émis. Par conséquent, il convient d’utiliser des isotopes affichant une demi-vie 

physique correspondant à la durée totale de l’examen afin d’éviter toute irradiation 

supplémentaire inutile due à des isotopes présentant une demi-vie supérieure. 

De plus, les isotopes émettant exclusivement des rayons gamma, tels que 99m Tc, ou des positons, 

tels que 18 F, sont à privilégier. En effet, les autres rayonnements augmentent la dose efficace 

sans améliorer l’image diagnostique. 

Les paramètres biologiques correspondent aux propriétés pharmacocinétiques des produits 

radiopharmaceutiques qui influencent la demi-vie biologique et le modèle de distribution et 

évoluent dynamiquement après application. La demi-vie effective combine les effets de la 

désintégration physique (demi-vie physique) et de l’excrétion (demi-vie biologique) : 

1/T1/2eff = 1/T 1/2phys + 1/T 1/2biol 

Le calcul de la dose efficace d’un individu est extrêmement fastidieux car, outre les paramètres 

précédents, l’anatomie (taille et forme des organes, distances) influe également sur le résultat. 

Ce calcul reflète non seulement la concentration du traceur dans le tissu et son auto-irradiation, 

mais également la dose délivrée au reste du corps par type de rayonnement longue portée 

(rayons γ et rayons d’annihilation). Des simplifications sont donc adoptées, telles que la 

standardisation anatomique, pour évaluer la dose à des fins diagnostiques, 

comme avec le logiciel OLINDA (Organ Level INternal Dose Assessment). 

64


Les notices livrées avec les radiopharmaceutiques indiquent en MBq la dose efficace 

administrée et la dose absorbée par les différents organes, au moins les plus critiques, 

pour un patient standard, en fonction de sa taille et de son poids, du modèle de distribution 

et de l’excrétion du produit. 

L’impact du système sur la dose se limite à ses exigences d’activité minimale pour une qualité 

d’image et une durée d’acquisition données. 

Comme en radiographie diagnostique planaire et en tomographie, il existe une vaste plage 

de doses efficaces types pour différentes procédures de médecine nucléaire. Certaines sont 

bien en deçà de 1 mSv (comme le test de Schilling), tandis que d’autres excèdent 10 mSv 

(à l’instar de la scintigraphie au gallium). La plupart des procédures impliquent cependant des 

doses comprises entre 1 et 10 mSv. 

Avec les appareils hybrides, l’irradiation n’est pas uniquement due aux radiopharmaceutiques : 

elle dérive aussi de la composante tomodensitométrique. Les avancées en matière de 

technologies de scanographie permettent de réduire l’activité injectée et donc la dose efficace. 

Néanmoins, d’autres considérations interviennent : 

1. L’utilisation de rayonnements ionisés requiert systématiquement une indication 

justifiée. Un autre examen peut-il raisonnablement offrir le même résultat clinique ? 

2. La dose diagnostique globale peut-elle être réduite grâce à une combinaison 

judicieuse de différents types d’examens ? Une planification clinique efficace 

peut limiter le nombre d’examens scanographiques si la tomographie diagnostique 

et la tomographie d’imagerie hybride sont regroupées en un seul scan. 

3. Les isotopes d’une demi-vie plus courte et émettant le type de rayons approprié 

peuvent sensiblement diminuer l’exposition des patients. Par exemple, l’utilisation 

de 123 I-MIBG au lieu de 131 I-MIBG dans le diagnostic des tumeurs neuroendocrines 

améliore la qualité de l’image et réduit l’exposition aux rayonnements, en raison de sa 

demi-vie nettement inférieure (13 heures contre 8 jours) et du type de rayons qu’il 

émet (gamma avec une énergie maximale de 151 keV contre bêta + gamma). 

De même, recourir à un TEP au FDG au lieu d’une scintigraphie au 67 Ga en cas de 

lymphome et d’inflammation garantit une exposition moindre mais également une 

qualité et une précision de l’image bien supérieures. De plus, le délai entre l’injection 

et la fin de l’examen est considérablement raccourci (1,5–2 heures contre 3–4 jours). 

65 

Imagerie 

moléculaire


4. Le choix du produit radiopharmaceutique peut aussi contribuer à limiter l’irradiation. 

Ainsi, la clairance et la fixation rénale de 99m Tc-MAG3 sont plus élevées que celles 

de 99m Tc-DTPA. L’activité injectée peut donc être diminuée d’un facteur de 2 sans 

impact sur la qualité et la précision de l’image nécessaire au bilan urodynamique. 

5. En contexte clinique, obtenir une qualité d’image optimale via l’association d’une forte 

quantité d’activité injectée et d’outils avancés d’acquisition et de reconstruction 

n’est pas toujours impératif. Dans certains cas, une qualité d’image moindre suffit, 

ce qui permet de limiter l’activité injectée. 

6. Plusieurs pays ont publié des directives relatives aux activités standard maximales 

par type d’examen. Les activités pédiatriques peuvent être calculées selon des règles 

spécifiques. Autrefois, les doses efficaces étaient relativement élevées pour les 

enfants en raison d’ajustements insuffisants. Depuis, les directives ont été modifiées 

en conséquence. 

2. Technologies de réduction de dose en TEP•TDM 

Quelques innovations Siemens en matière de réduction de dose dans le domaine de l’imagerie 

moléculaire : 

1. CARE Dose4D 

2. LSO HI-REZ 

3. TrueV 

4. HD•PET 

5. Adaptive Dose Shield 

6. Adaptive Cardio Sequence 

7. ultraHD•PET 

8. IRIS 

66

Biograph 

1994 

CARE Dose4D 

2007 

Bouclier 


Adaptive 

Dose Shield 

Bouclier 


1999 

LSO HI-REZ 

2007 

Adaptive Cardio 

Sequence 

2006 

Sans TrueV 

TrueV 

2008 


Avec TrueV 

ultraHD•PET 

2007 

HD•PET 

À mesure que s’éveillent les consciences concernant la dose de rayonnements reçue par les 

patients, les modalités hybrides font l’objet d’attentions toutes particulières en raison de 

la double nature de leur technique d’imagerie (scanner et TEP) qui implique une irradiation 

conséquente. Chacune de ces modalités doit donc optimiser les informations diagnostiques 

tout en réduisant la dose injectée et le rayonnement résultant de l’examen scanographique. 

Les avancées dans ces deux domaines ont abouti à une réduction de la dose de 50-60 %. 

2009 

Recon. 

données 

images 

Les sections ci-après décrivent les principales innovations de la gamme TEP-TDM Siemens 

Biograph®. Nombre d’entre elles constituent des exclusivités et garantissent une grande 

souplesse en termes de réduction de dose et de vitesse d’acquisition. 

Ainsi, le Biograph mCT limite l’irradiation tout en accélérant l’examen, évitant au médecin 

d’avoir à faire des compromis. 

Pour plus d’informations, consultez le site www.siemens.com/mindosemaxspeed 

IRIS 

Correction 

image 

67 

Imagerie 



LSO HI-REZ 

Dans les années 1990, Siemens a travaillé au développement d’un nouveau cristal de 

scintillation pour l’imagerie TEP clinique, appelé orthosilicate de lutécium (LSO). Lorsqu’il est 

frappé par un photon d’une énergie de 511 keV issu d’un produit radiopharmaceutique de TEP, 

ce cristal émet plus de lumière que les matériaux utilisés précédemment, et ce, de manière plus 

rapide et avec une rémanence plus faible. Ces propriétés favorisent l’efficacité du système de 

détection TEP tout en évitant la perte d’informations nécessaires et la diminution de la qualité 

d’image. La dose injectée a donc pu être limitée sans nuire à l’image ni à la rapidité de l’examen. 

Parallèlement, le LSO a donné naissance à une autre innovation : le HI-REZ, au cœur du 

détecteur. L’augmentation du rendement lumineux a permis de modifier la configuration du 

cristal et d’accroître simultanément la résolution. Les pixels du détecteur sont ainsi passés de 6 

à 4 mm 2 , améliorant la résolution d’environ 250 %. 

68 

Fig. 35 

LSO HI-REZ.

True V 

La gamme des TEP•TDM, les Biograph, bénéficie d’une fonctionnalité exclusive dédiée à la 

réduction de la dose : TrueV. Celle-ci étend le champ de vue des détecteurs TEP le long de l’axe z 

du patient afin de favoriser la capture d’une plus grande quantité d’informations dans chaque 

position de lit. La technologie TEP des Biograph exploite les acquisitions 3D, garantissant une 

amélioration exceptionnelle de l’acquisition de données à la moindre extension du champ de 

vue. Un champ 33 % supérieur assure en effet une hausse de productivité de près de 75 %. 

La TEP est une modalité qui utilise une succession de positions de lit pour couvrir le corps 

du patient, des yeux au milieu des cuisses, pour la plupart des examens. 

Avec TrueV, le même volume peut être traité avec un nombre inférieur de positions de lit. 

Par ailleurs, chaque position affiche une sensibilité accrue. Grâce à ces atouts, la dose injectée 

au patient peut être divisée par deux sans impact sur les autres paramètres de l’examen, 

notamment la qualité d’image. 

Avec TrueV 

Fig. 36 

True V. 


Sans TrueV 

69 

Imagerie 



HD•PET 

La qualité d’image du système TEP•TDM est un aspect capital pour le médecin nucléaire. 

Réduire la dose ou la durée de l’examen au détriment de la fiabilité du diagnostic ne présente 

évidemment aucun intérêt. C’est la raison pour laquelle les Biograph intègrent la fonctionnalité 

HD•PET, une technique unique d’amélioration de la résolution exploitant des fonctions de 

dispersion ponctuelle au cours de la reconstruction. Grâce à une parfaite connaissance des 

caractéristiques du système de détection TEP, nous sommes en mesure d’optimiser la résolution 

de l’image et de la préserver sur l’ensemble du champ de vue. En cas de non-recours à une 

fonction de dispersion ponctuelle, la résolution se dégrade fortement à mesure qu’on s’éloigne 

du centre du champ de vue. HD•PET est une innovation qui présente un autre avantage : 

étant donné qu’elle restaure la résolution du système de détection, elle réduit également 

le bruit des images. Le processus de reconstruction reproduit en effet plus efficacement la 

réalité de la mesure car il tient compte des caractéristiques précises du système de détection. 

70 

Fig. 37 

HD•PET.

ultraHD•PET 

L’ultraHD•PET contribue à limiter le bruit des images grâce à l’algorithme HD•PET, maximisant 

leur résolution et leur uniformité sur tout le champ de vue, et enrichit les données TEP pour 

l’information temps de vol. En identifiant le moment précis auquel chacun des deux photons 

atteint les détecteurs, le système électronique sophistiqué peut localiser l’événement mesuré 

le long de la ligne de réponse. Comme les photons se déplacent à la vitesse de la lumière, 

la résolution temporelle du système TEP doit permettre de mesurer le délai entre l’arrivée 

de chaque photon, qui est de l’ordre de la picoseconde. En localisant l’événement au niveau du 

corps du patient sur la ligne de réponse à partir des informations du temps de vol, le processus 

de reconstruction peut atténuer le bruit des images et permettre de réduire de moitié la dose 

injectée au patient sans affecter la qualité d’image. 

Le Biograph mCT est le seul système TEP•TDM combinant le champ de vue étendu de TrueV 

et l’ultraHD•PET et offrant une réduction de 50 % de la dose injectée ainsi qu’une amélioration 

de la vitesse de l’examen, ce qui élimine tout compromis entre réduction de dose ou rapidité 

d’acquisition. 

Fig. 38 

ultraHD•PET. 


71 

Imagerie 



Biograph : innovations en tomodensitométrie 

Les fonctionnalités IRIS, CARE Dose4D, Adaptive Dose Shield et Adaptive Cardio Sequence ont 

été présentées dans les sections de ce guide consacrées à la scanographie. 

Toutes les innovations en matière de réduction de dose disponibles sur les scanners Emotion, 

Sensation et Definition AS sont également proposées sur le Biograph mCT. 

72 

Recon. 

données 

images 

IRIS 

Correction 

image 

Bouclier 


Bouclier 



Fig. 39 

Innovations du Biograph en TDM. 

CARE Dose4D 

Adaptive Cardio Sequence

3. Réduction de dose en SPECT 

Quelques innovations Siemens en matière de réduction de dose dans le domaine de l’imagerie 

moléculaire : 

1. CARE Dose4D 

2. Détecteurs HD 

3. Détecteurs UFC 

4. Reconstruction itérative Flash 

5. Protocoles pédiatriques 

6. Scanner spiralé de diagnostic 

7. Contrôle qualité automatique 

8. IQ•SPECT 

Symbia 

1994 

CARE Dose4D 

2002 

Protocoles 

pédiatriques 

80 kV 

1996 

Détecteurs HD 

2005 

DSCT 

t 

1997 

UFC 

2006 


UFC 

Contrôle 

qualité 

automatique 

Rayons X 

Lumière 

2002 

Mise 

à jour 

Flash 

2007 

Projection 

Rétroprojection 

IQ•SPECT 

Comparaison 

73 

Imagerie 



Les procédures d’imagerie SPECT•TDM se déclinent en quatre grandes disciplines cliniques : 

cardiologie, oncologie, imagerie générale et neurologie. La réduction de la dose revêt une 

même importance pour chacune d’elles, mais en médecine nucléaire, l’imagerie hybride 

(SPECT•TDM et TEP•TDM) permet, contrairement au scanner ou à l’IRM, d’optimiser la dose 

de deux manières : en diminuant la quantité de produits radiopharmaceutiques injectés et en 

limitant le rayonnement émis par le scanner hybride. Bien que l’accent soit principalement 

mis sur ce dernier aspect, la réduction de la dose injectée en imagerie SPECT est aussi critique 

pour la sécurité des patients. 

Il est également essentiel de souligner qu’il n’existe, dans le monde, que cinq réacteurs 

nucléaires assurant la production de technétium ( 99m Tc), le traceur le plus utilisé en SPECT. 

Certains de ces réacteurs ont été mis hors service à des fins de maintenance, affectant 

la disponibilité de 99m Tc à l’échelle internationale et mettant en évidence la nécessité d’une 

utilisation plus efficace de ce traceur. Réduire la dose injectée par patient constitue par 

conséquent une priorité afin que les hôpitaux puissent prendre en charge tous leurs patients. 

La gamme Siemens Symbia® fait figure de référence dans ce domaine, avec des systèmes 

diagnostiques SPECT•TDM affichant une intégration exemplaire et des fonctionnalités 

qui assurent une réduction de dose jusqu’à 75 % sans nuire à la qualité d’image. 

Ce chapitre présente un aperçu des diverses innovations Symbia en la matière. 

Pour plus d’informations, consultez le site www.siemens.com/mindosemaxspeed. 

74

Détecteurs HD 

La toute dernière technologie de détecteurs HD de Symbia garantit une qualité d’image 

remarquable et homogène. Indépendante de l’énergie, la réponse du système électronique de 

détection hautement intégré élimine les défauts d’uniformité provenant des différents isotopes. 

Les corrections en temps réel et le réglage individuel des photomultiplicateurs contribuent 

également à limiter les calibrations planifiées du système et les interventions des utilisateurs. 

En association avec les collimateurs AUTOFORM de Siemens, Symbia bénéficie d’une excellente 

sensibilité qui garantit un meilleur taux de comptage et une qualité d’image hors pair. 

26 % plus sensibles, les détecteurs HD de Symbia assurent : 

1. Une réduction de la dose injectée 

2. Une acquisition accélérée qui améliore le confort des patients 

Fig. 40 

Détecteurs HD. 


75 

Imagerie 



Reconstruction itérative Flash 

Flash est une méthode de reconstruction itérative en SPECT qui améliore sensiblement 

la qualité d’image. La fidélité de la reconstruction dépend de la précision des modèles physiques 

utilisés au cours de la formation de l’image. onco•Flash et cardio•Flash procurent une 

résolution spatiale supérieure et une réduction de la distorsion et des artefacts. Les images 

sont par conséquent plus précises et plus faciles à interpréter. La technologie Flash restaure 

la qualité des images issues d’examens présentant un petit nombre d’événements détectés en 

raison de leur courte durée ou de la faible dose injectée. Les examens en mode SPECT, corps 

entier et planaire réalisés avec Flash offrent des gains de séparation, résolution et contraste 

des images. 

Flash assure : 

1. Une réduction de moitié de la dose injectée 

2. Une vitesse d’acquisition multipliée par deux 

76 

Mise à 

jour 

Projection 

Rétroprojection 

Fig. 41 

Reconstruction itérative Flash. 

Comparaison

Contrôle qualité automatique 

Comportant des tests quotidiens, hebdomadaires et mensuels automatiques, le contrôle qualité 

intervient de manière régulière et cohérente. Le contrôle qualité automatique exécute 

les tâches spécifiées de manière à les terminer avant le début de l’examen planifié suivant. 

Cette fonctionnalité exploite des sources blindées intégrées : une source ponctuelle pour 

les ajustements et le réglage du pic, une source linéaire pour l’uniformité extrinsèque et un 

manchon à cinq fentes pour le contrôle du centre de rotation et l’enregistrement multi-têtes. 

A l’issue du processus, un compte rendu consignant l’ensemble des résultats du contrôle qualité 

est généré. L’intégration à Siemens Remote Service (SRS) est par ailleurs assurée. 

Avantages du contrôle qualité automatique : 

1. Processus fiable et reproductible 

2. Risque de renversement de sources ouvertes éliminé 

3. Réduction de la dose reçue par l’opérateur 

4. Gain de temps mensuel pouvant atteindre 19,5 heures 

Fig. 42 

Contrôle qualité automatique. 


77 

Imagerie 



IQ•SPECT 

IQ•SPECT collecte en cinq minutes plus d’informations cardiaques que ne le ferait un examen 

SPECT classique en 20 minutes. Ses deux collimateurs SMARTZOOM travaillent en tandem 

pour suivre le cœur et optimiser sa position en vue de favoriser la rapidité et la précision de 

l’acquisition, améliorant nettement le confort du patient et la cadence de l’appareil. Leur orbite 

cardio-centrique garantit la collecte d’un maximum de données cardiaques en un temps record. 

IQ•SPECT réalise une acquisition SPECT complète en seulement quatre minutes et ne nécessite 

que 60 secondes supplémentaires pour corriger l’atténuation à partir de l’image scanner 

et calculer le score calcique. 

IQ•SPECT offre une sensibilité quatre fois supérieure et assure : 

1. Une réduction de moitié de la dose et de la durée d’acquisition 

2. Des examens quatre fois plus rapides 

3. Une diminution de la dose injectée pouvant atteindre 50 % 

78 

Fig. 43 

IQ•SPECT.

Symbia : innovations en tomodensitométrie 

La fonctionnalité CARE Dose4D, les protocoles pédiatriques et les détecteurs UFC ont été 

présentés dans les sections de ce guide consacrées à la scanographie. Toutes ces innovations en 

matière de réduction de dose sont également disponibles sur les systèmes SPECT•TDM Symbia. 

CARE Dose4D Protocoles pédiatriques 

UFC 

UFC 

Rayons X 

Lumière 

Fig. 44 

Symbia : innovations en tomodensitométrie. 


Scanner spiralé de diagnostic 

79 

Imagerie 



II.D. Angiographie 

1. Doses et risques liés à l’irradiation 

en angiographie 

Paramètres de dose spécifiques à l’angiographie 

Plusieurs paramètres de dose sont propres à l’angiographie, notamment la dose au détecteur, 

la dose à la peau, le débit de dose et le Produit Dose Surface (PDS), qui seront abordés 

dans les sections suivantes. 

Dose et qualité d’image 

À l’époque où l’angiographie utilisait encore une technologie basée sur la pellicule 

photographique, plus la dose était élevée, meilleure était la qualité d’image. 

Avec les progrès réalisés en imagerie, l’opposition entre amélioration de la qualité et réduction 

de la dose est-t-elle toujours d’actualité ? 

En général, une faible dose va de pair avec une image médiocre : une qualité d’image 

supérieure impose, entre autres, une dose élevée. Il convient donc de déterminer la dose 

correcte, selon le tissu, pour obtenir le résultat souhaité. 

La solution réside dans l’utilisation optimale de la dose et de l’équipement. 

La qualité d’image peut s’exprimer en termes de détectabilité. D’après Rose : 21 

Oui 

Détectabilité ~ contraste physique · diamètre de l’objet · √dose au détecteur 

(Le contraste physique correspond à la différence d’absorption de rayons X entre les rayons du 

faisceau traversant l’objet de l’examen et les rayons adjacents.) 

80 

21 Rose A. Vision, human and electronic. Plenum Press, New York, 1973.

Dose à la peau et sécurité en radioscopie 


Comment cela se traduit-il en angiographie ? La détectabilité des lésions est directement liée 

à la dose au détecteur, pour un contraste physique et un diamètre de vaisseau donnés. 

Habituellement, une bonne qualité d’image requiert un contraste correct, un faible bruit 

et une résolution spatiale élevée. Dans ce cas, les détails les plus infimes seront visibles. 

Fig. 45 

Exemple d’image présentant un bon contraste, un faible bruit et une 

résolution spatiale élevée. 

Les systèmes modernes de détection facilitent l’obtention de résultats de haute qualité 

grâce à la sélection du protocole approprié. La dose au détecteur requise sera automatiquement 

maintenue constante (autant que possible) par ajustement du débit de dose du tube. 

Cette régulation tient compte de la corpulence du patient. 

La dose est maximale au point d’entrée du faisceau dans le corps du patient. La mesure de 

la dose absorbée en ce point est précieuse car elle traduit la dose à la peau cumulée pendant 

toute la durée de la procédure, exprimée en mGy (1000 mGy = 1 Gy). Cette valeur aide 

à déterminer les dommages cutanés résultant de l’intervention. 

Les systèmes de détection affichent et indiquent uniquement une estimation de la dose à la 

peau au point de référence interventionnel (PRI). Les valeurs réelles peuvent différer selon la 

morphologie du patient et d’autres paramètres géométriques, tels que la position de la table et 

de l’arceau. 

81 

Angiographie


La figure 46 illustre les points auxquels sont mesurés la dose et le débit de dose. 

1. Le point rouge sur le corps du tube à rayons X indique la position du foyer. 

2. La distance source-image (DSI) est la distance entre le foyer et le récepteur d’image. 

Sur le système Artis zee, il s’agit d’un récepteur plan. 

3. L’isocentre représente le point autour duquel pivote l’arceau. 

4. Le point de référence interventionnel est situé à 15 cm sous l’isocentre. 

Il représente le point d’entrée du patient. 

Le calcul des valeurs de dose affichées est basé sur ce point. 

82 

ISOcentre + 

PRI + 

15 cm DSI 

Chambre 

dosimétrique 

Foyer 

DSI = Distance 

source-image 

PRI = Point 

de référence 

interventionnel 

Fig. 46 

Représentation schématique de l’arceau du détecteur, 

du tube et de la table ; mesure de la dose et du débit de dose.

Le point de référence interventionnel est utilisé pour la mesure des valeurs suivantes : 

1. Produit Dose Surface (PDS) en µGy m 2 

2. Dose en mGy 

3. Débit de dose en mGy/min 

Nota : le point de référence interventionnel ne varie pas selon la hauteur de la table. 

D’une manière générale, plus le point d’entrée du faisceau est proche du tube, plus la dose 

à la peau réelle est élevée et inversement. 

Le système Siemens Artis intègre deux dispositifs de régulation de sécurité : 

1. Par défaut, le débit de dose à un emplacement spécifique (30 cm face au détecteur) 

est limité à un niveau défini (par ex. : 10 R/min = 87 mGy/min pour l’Europe et les 

États-Unis). On considère que le point d’entrée du faisceau est identique au point 

d’entrée du patient. Le débit de dose peut être augmenté par le biais de l’utilisation 

du bouton “Fluoro +” (bouton de contraste élevé). Une alarme sonore retentit alors. 

2. Pendant l’examen radioscopique, un message s’affiche à l’écran toutes les cinq 

minutes, accompagné d’un son, afin de rappeler à l’opérateur la dose appliquée. 

Si ce dernier ne reconnaît pas le message, l’exposition est interrompue au bout de 

cinq minutes. 

Patient 


Le dispositif 

de régulation s’efforce 

de maintenir la dose 

constante à l’entrée 

du détecteur 

30 cm 

Seuil de dose 

à la peau 

10R/min 

Dose réelle 

à l’entrée 

du détecteur 

kV, mA, ms, préfiltration 

Fig. 47 

Principe de régulation avec dose constante à l’entrée du détecteur 

et seuil de débit de dose de 10 R/min à 30 cm face au détecteur. 

Générateur 

83 

Angiographie


Débit de dose et absorption en fonction de la corpulence du patient 

La dose à la peau moyenne a été déterminée pour les interventions cérébrales. 

Si la taille de la tête est à peu près identique d’un individu à un autre, celle du corps présente 

de grandes variations. 

La figure 48 montre qu’une augmentation d’environ 3 cm de la corpulence du patient 

multiplie par deux la dose à l’entrée du patient pour une même dose à l’entrée du détecteur. 

Cette théorie se fonde sur l’hypothèse que les tissus et l’eau absorbent le rayonnement 

de manière similaire. 

84 

20 cm d‘eau 

Dose constante à la sortie du patient 

23 cm d‘eau 

100 % 200 % 

Dose à l’entrée du patient 

26 cm d‘eau 

400 % 

Fig. 48 

Pour obtenir une dose spécifique à la sortie du patient, la dose à l’entrée 

doit être adaptée à la corpulence de ce dernier.

Un phénomène semblable se produit lorsque l’angle de la projection est modifié (figure 49). 

Le corps ayant une forme non pas circulaire mais ovale, la longueur du faisceau de rayons X 

s’allonge, ce qui augmente la dose à l’entrée. Les valeurs réelles peuvent sensiblement différer 

puisque le corps n’est pas une ellipse homogène : il est en effet constitué d’os, d’organes... 22 

360 % / 

700 % 


Dose à la sortie du patient 

100 % 

Dose à l’entrée du patient 

20 cm @ 0º 

25,6 cm @ 45º 

28,5 cm @ 55º 

Fig. 49 

Modèle simplifié montrant l’impact de l’angle de la projection 

sur la dose à l’entrée du patient. 

22 Cusma JT et al. Real-time measurement of radiation exposure to patients during diagnostic 

coronary angiography and percutaneous interventional procedures. J Am Coll Cardiol. 1999 

Feb;33(2):427-35. 

85 

Angiographie


Produit Dose Surface et loi de l’inverse du carré de la distance 

Les rayons X se déplaçant en ligne droite dans l’air, leur intensité décroît à mesure que la 

distance du foyer des rayons X et, donc, la surface du faisceau augmentent. La figure 50 

montre que la dose D à la distance d du foyer F diminue à 1/4 D à la distance 2d, et à 1/9 D 

à la distance 3d. La dose d’irradiation obéit en effet à la loi de l’inverse du carré de la distance. 

86 

a 2 

D 

4 a 2 

1/4 D 

9 a 2 

1/9 D 

F 

Fig. 50 

Produit Dose Surface et loi de l’inverse du carré de la distance. 

d 

2d 

3d

Produit Dose Surface (PDS) 

Le PDS d’une zone exposée à une dose constante est défini comme la dose multipliée par 

la surface et est indépendant de la distance par rapport à la source. Par exemple, pour les 

distances d1 = d et d 2 = 2d, les doses associées D 1 = D et D 2 = 1/4 D et les surfaces irradiées 

a1 = a et a 2 = a d 2 2 /d1 2 = 4a : 

PDS1 = D1 · a1 = D · a 

PDS2 = D2 · a2 = 1/4 D · 4a = D a = PDS1 

Le PDS reste donc constant à différentes distances. 


Loi de l’inverse du carré de la distance : 

Cette loi, à laquelle obéit la dose d’irradiation, montre que lorsque la distance 

par rapport au foyer est multipliée par deux, la dose D est divisée par 4 étant donné 

que la surface est multipliée par 4. 

87 

Angiographie


Dose efficace en angiographie 

En angiographie, la dose efficace dépend de plusieurs facteurs, en particulier de la sensibilité 

de l’organe au rayonnement. Comme nous l’avons vu dans la section Dose d’irradiation 

équivalente / efficace précédemment, la moelle osseuse est beaucoup plus sensible 

à l’irradiation que le foie. L’impact du rayonnement sur les organes est également fonction 

de l’angle des faisceaux. La distribution de la dose n’étant pas homogène, comme c’est le cas 

en scanographie, il convient de tenir compte de ces facteurs lors de l’estimation des dommages 

dus à l’irradiation en angiographie. 

La dose efficace ne peut être obtenue de manière fiable par conversion de la dose à la peau 

et du PDS que si l’on connaît les paramètres du rayonnement X et l’emplacement du faisceau 

traversant le corps. La dose efficace ne revêt pas un rôle aussi majeur en angiographie qu’en 

scanographie. 

88 

Nota : la dose efficace considère la sensibilité des organes au rayonnement. 

Elle équivaut à la somme des doses équivalentes reçues par tous les organes irradiés, 

multipliée par les facteurs de pondération caractérisant la sensibilité des tissus 

concernés.

Paramètres importants ayant une influence sur la dose 


Plusieurs paramètres affectent la dose : 

1. Durée d’activation de la pédale de commande : elle correspond au temps pendant 

lequel le corps est exposé au faisceau et donc irradié ; plus cette durée est courte, 

plus l’irradiation est faible. 

2. Cadence d’image : une cadence élevée permet de visualiser un mouvement rapide 

sans effet stroboscopique. Cependant, plus la cadence est rapide, plus l’irradiation 

est importante. Il est donc préférable de limiter la cadence au minimum. 

3. DSI : selon la loi quadratique, pour une dose au détecteur constante, 

une augmentation de la distance entre la source et l’image entraîne une hausse 

de la dose à la peau. Si la DSI passe de 105 cm (=DSI 1) à 120 cm (=DSI 2), 

la dose à la peau (c.-à-d. au PRI) s’élève d’environ 30 %. * . 

La figure 51 illustre la configuration avec le détecteur en position basse (DSI = 105 cm) 

et haute (DIS = 120 cm). 

PRI + 


DSI 1 

DSI 2 

DSI =Distance 

source-image 

PRI = Point de 

référence 

interventionnel 

Fig. 51 

Arceau, deux DSI distinctes, hauteur de table constante, 

position du PRI. 

* 

Si l’angle de l’arceau, la position de la table, le patient et la dose requise au détecteur ne changent 

pas. 

89 

Angiographie


2. Réduction de dose en angiographie 

Cette section couvre les diverses technologies mises en œuvre ou conçues par Siemens 

pour réduire, surveiller et consigner la dose de rayonnement appliquée au cours des procédures 

interventionnelles. 

Siemens s’efforce d’implémenter toutes les méthodes qui existent aujourd’hui en la matière. 

En tant que leader de la réduction de dose, nous développons constamment nos propres 

solutions. Nous avons ainsi été les premiers à intégrer plusieurs fonctionnalités permettant 

de limiter et de contrôler la dose d’irradiation en routine interventionnelle. Nous sommes 

par ailleurs un fournisseur majeur de solutions de pointe dans ce domaine. 

Nos produits respectent scrupuleusement le principe ALARA (As Low As Reasonably Achievable), 

qui vise à limiter au minimum la dose de rayonnement. Cet objectif est au cœur de notre 

philosophie de recherche et développement baptisée CARE (Combinaison d’Applications 

pour la Réduction de l’Exposition à la dose). 

Afin de maintenir notre position de leader et d’améliorer les soins apportés aux patients, 

nous coopérons étroitement avec des experts du monde entier, exerçant dans des universités 

et des centres de radiologie privés ou publics, afin de transposer les avancées de la recherche 

à la pratique clinique quotidienne. 

La réduction des doses en angiographie passe non seulement par l’innovation technologique, 

mais aussi par la formation, qui doit permettre aux praticiens de se familiariser avec les 

méthodes et les facteurs qui s’y rapportent. C’est pourquoi nous nous attachons à rendre nos 

produits aussi transparents que possible. Nous proposons par ailleurs une vaste gamme de 

dispositifs de surveillance de la dose et un choix permanent de ressources et de séminaires en 

lien avec la réduction de dose. 

La figure 52 présente un aperçu de nos solutions dédiées à l’angiographie disponibles sur la 

gamme Artis zee. 

90

1994 

Radioscopie pulsée 

CAREvision 

2001 

1994 

CAREfilter 

CAREposition syngo DynaCT 

faible dose 

2009 

Acquisition Acquisition 


Acquisition 


2009 0,1 µGy/image 

2010 

Alerte de dose 

à la peau sur écran tactile 

CAREguard 


1998 

CAREprofile 

2009 

CAREreport 

Fig. 52 

Innovations Siemens de réduction, surveillance et consignation de dose 

en angiographie. 

DICOM 

91 

Angiographie


Réduction de la dose – CARE 

Restreindre la dose pendant les procédures interventionnelles est critique pour le patient 

comme pour le médecin et le personnel présents dans la salle d’examen. Siemens a donc 

intégré à sa gamme Artis zee de nombreuses fonctionnalités limitant leur exposition. 

CAREvision 

CAREvision assure une radioscopie par impulsions variables. La fréquence d’impulsion du 

système Artis zee peut ainsi être adaptée aux besoins cliniques : de 30 à 0,5 impulsions par 

seconde (i/s) selon différents incréments. Il s’agit de la méthode la plus simple pour limiter 

l’exposition du patient : une fréquence d’impulsion divisée par deux réduit la dose de moitié. 

Et passer de 30 à 7,5 i/s entraîne une diminution de 75 % de la dose (figure 53). 

92 

Dose 

100 % 

80 % 

60 % 

40 % 

20 % 

30 i/s 

15 i/s 10 i/s 7,5 i/s 4 i/s 3 i/s 2 i/s 1 i/s 0,5 i/s 

Fig. 53 

Irradiation du patient selon la fréquence des impulsions de la radioscopie.

CAREfilter 

CAREfilter garantit une réduction de la dose à la peau via l’ajustement de l’épaisseur du filtre. 

Des filtres en cuivre supplémentaires limitent la dose à la peau par durcissement du faisceau. 

La filtration, variable de 0,2 à 0,9 mm au cours de la radioscopie et de 0 à 0,9 mm pendant 

l’acquisition numérique, est automatiquement adaptée à l’absorption de la dose à l’entrée 

du patient le long du faisceau de rayons X qui traverse ce dernier. La dose à la peau est ainsi 

maintenue au niveau le plus faible possible sans dégradation de la qualité d’image. 

La sélection du filtre est indiquée dans la zone d’affichage des données du moniteur. À 70 kV, 

une augmentation de la préfiltration de 0,2 à 0,9 mm réduit la dose d’environ 50 % (figure 54). 

CAREfilter 

Poids du patient 

0,2 mm 


Réduction de la dose à la peau 

0,9 mm 

Réduction de la dose à la peau 

Fig. 54 

Réduction de la dose à la peau par filtration automatique au cuivre 

en fonction de l’absorption par le patient du faisceau de rayons X. 

93 

Angiographie


CAREprofile 

CAREprofile exploite la dernière image mémorisée comme référence pour un positionnement 

sans rayonnement du collimateur primaire et un paramétrage des filtres semi-transparents en 

vue du ciblage précis de la région d’intérêt (figure 55). 

94 

Fig. 55 

La position du collimateur est repérée sur la dernière image mémorisée 

à l’aide d’un cadre blanc.

CAREposition 


CAREposition permet un positionnement sans rayonnement de l’objet. L’affichage graphique 

des contours de l’image garantit le déplacement panoramique de la table sans exposition du 

patient (figure 56). 

Fig. 56 

Lors du positionnement de la table, les repères graphiques du champ 

se déplacent en conséquence sur la dernière image mémorisée. 

Dans le cadre d’interventions cardiaques spécifiques, CAREprofile et CAREposition peuvent 

réduire la durée de la radioscopie de 0,5 à 3 minutes, soit une dose inférieure de 20 à 120 mGy, 

en conditions normales. 

95 

Angiographie


Radioscopie faible dose 

L’opérateur peut aisément diminuer l’irradiation du patient en modifiant le protocole de 

radioscopie, c’est-à-dire en passant du mode "Fluoro Moyenne" à "Fluoro Basse" pendant 

l’examen via l’écran tactile ou la console de commande. Il peut également augmenter 

l’exposition en choisissant "Fluoro Haute" si l’épaisseur ou l’angulation sont importantes 

(figure 57). 

96 

Fig. 57 

Différents modes liés à la dose accessibles via l’écran tactile 

et la console de commande. 

Fig. 58 

Vue d’ensemble d’examens "Neuro" avec "Fluoro + 10P/s" et "DSA 3 F/s". 

* ECC = Examination Control Console, TSC = Touch Screen Control

La sélection de l’un des trois modes de radioscopie peut s’effectuer côté table via l’onglet 

dédié aux examens (voir figure 57) ou à partir de la salle de commande, dans la vue 

d’ensemble d’examens (voir figure 58). "Fluoro Basse" implique une demi-dose par rapport 

à "Fluoro Moyenne", soit une réduction de 50 %. 

Acquisition faible dose 

Pour les patients particulièrement sensibles, un protocole spécifique d’acquisition faible dose 

peut être généré. Il est possible de configurer une pédale de commande à cet effet (figure 60). 

La dose peut être réduite de 67 % grâce au recours à une dose d’acquisition de 80 nGy/i au lieu 

de 240 nGy/i en cardiologie interventionnelle et de 0,8 µGy/i au lieu de 2,4 µGy/i en radiologie 

interventionnelle. 

Fig. 59 

Acquisition faible dose d’une image 

de dilatation de ballonnet, avec une 

dose 67 % inférieure par rapport à 

un protocole d’acquisition standard. 


Acquisition Acquisition 


Fig. 60 

Pédales d’acquisition standard et 

d’acquisition faible dose. 

97 

Angiographie


syngo DynaCT faible dose 

Le protocole syngo DynaCT faible dose permet d’obtenir une qualité d’image acceptable 

à une dose minime (figure 61). Dédié aux patients radiosensibles, notamment en pédiatrie, 

il garantit des acquisitions de qualité diagnostique appropriée. En pratique clinique, l’équilibre 

entre qualité d’image et exposition doit en effet être pris en compte. Un examen rotationnel 

3D numérique haut contraste de cinq secondes peut ainsi être réalisé à 0,1 µGy/i au lieu de 

0,36 µGy/i, ce qui réduit la dose de 72 %. En neurologie, syngo DynaCT faible dose abaisse 

la dose efficace à 0,3 mSv. 

Les résultats obtenus via syngo DynaCT Fusion, faible dose en combinaison avec 

syngo InSpace3D/3D Fusion peuvent être fusionnés avec ceux des examens diagnostiques 

pré-interventionnels réalisés par scanographie, IRM ou TEP•TDM. Ces ensembles de données 

fusionnés simplifient considérablement la planification et offrent un guidage au cours des 

procédures interventionnelles. 

98 

Fig. 61 

Contrôle du traitement d’une malformation artéroveineuse 

à l’aide de syngo DynaCT faible dose.

syngo DynaCT : collimation pour une bande d’acquisition 

Le mode Slab permet d’effectuer la collimation de haut en bas avant de réaliser la rotation 3D 

(figure 62). La dose est alors inférieure, étant donné la faible surface exposée, et l’image 

est de meilleure qualité, dans la mesure où le rayonnement est moins diffusé. 

3,5 cm minimum 


Sans collimation 

Avec collimation 

Fig. 62 

syngo DynaCT : collimation pour une bande d’acquisition. 

99 

Angiographie


Fluoro Loop – Enregistrement de séquences de radioscopie 

Artis zee est capable de mémoriser les 513 dernières images radioscopiques sur un disque dur 

(figure 63). Cette fonctionnalité peut être utilisée à des fins de documentation et éviter des 

acquisitions numériques supplémentaires. Il suffit à l’opérateur d’appuyer sur un bouton de 

l’écran tactile ou de la console de commande. 

Séquence de radioscopie 

dynamique 

Stockage sur disque dur, 

CD/réseau 

Fig. 63 

Les séquences de radioscopie peuvent être enregistrées sur disque dur 

ou sur un CD/DVD et transmises au PACS. 

Pour certains protocoles cardiaques, recourir aux enregistrements radioscopiques 

plutôt que de procéder à des acquisitions numériques réduit la dose d’un facteur de 8-10. 

100

Grille amovible 


Lors des examens pédiatriques, en particulier d’enfants en bas âge ou de très faible corpulence, 

pour lesquels le rayonnement diffusé reste négligeable, la dose peut être réduite par simple 

retrait de la grille antidiffusante du boîtier du détecteur plat (figure 64). 

Fig. 64 

Pour retirer la grille antidiffusante, il suffit d’appuyer 

sur un bouton situé sur le boîtier du détecteur plat. 

Le facteur de grille (absorption du rayonnement primaire avec la grille antidiffusante par 

rapport à l’absorption sans la grille) étant de 1,35, l’absence de grille entraîne une réduction 

de la dose de 26 %. 

101 

Angiographie


Surveillance de la dose 

Surveiller la dose administrée au patient constitue l’un des moyens de contrôler son exposition 

aux rayonnements. Pour faciliter la tâche du médecin, Artis zee se charge de cet aspect. 

Il garantit une plus grande transparence en matière d’irradiation pendant et après la procédure. 

Les sections suivantes abordent la surveillance de dose par Artis zee. 

Affichage des valeurs dosimétriques 

Pendant l’angiographie, les valeurs dosimétriques s’affichent sur les moniteurs de la salle 

d’examen et de la salle de commande (figure 65). 

1. Lorsque le rayonnement est désactivé, le Produit Dose Surface et la dose accumulée 

au PRI sont indiqués (figure 65). 

2. Lorsque le rayonnement est activé, les moniteurs présentent le Produit Dose Surface 

et le débit de dose au PRI. 

102 

mGy A : 123 

µGym 2 

A : 567,8 

mGy/min A : 321 

µGym 2 

A : 567,8 

Valeurs affichées lorsque la pédale est au repos : 

Dose = 123 mGy 

PDS = 567,8 µGy m 2 

Valeurs affichées lorsque la pédale est enfoncée : 

Débit de dose = 321 mGy/min 

PDS = 567,8 µGy m 2 

Fig. 65 

Valeurs dosimétriques indiquées par l’Artis zee.

CAREguard 

CAREguard permet de contrôler efficacement la dose à la peau. Trois valeurs seuil 

(faible, moyenne et haute) peuvent être définies. Si la dose à la peau dépasse un seuil : 

1. Une alerte sonore est émise 

2. Un indicateur dédié clignote à l’écran 


3. Un message s’affiche sur la console de commande/l’écran tactile (figure 66) 

Fig. 66 

Message d’avertissement sur l’écran tactile/la console de commande 

indiquant un dépassement du seuil de la dose. 

103 

Angiographie


Comptes rendus de dosimétrie 

De plus en plus de pays et d’organismes imposent l’établissement de comptes rendus 

de l’exposition d’un patient suite à une intervention. Pour une parfaite conformité aux 

réglementations actuelles et futures, Artis zee propose une fonction assurant la consignation 

de l’exposition, qui facilite les comptes rendus et les analyses internes de dosimétrie. 

Protocole d’examen du patient 

Une fois le patient examiné, un protocole correspondant est enregistré avec les images 

acquises. Les informations complètes de chaque scan sont consignées. Les données 

sont indiquées à la fin du protocole : nombre d’expositions, durée totale de la radioscopie, 

PDS total et dose totale au PRI. Ces valeurs sont séparées par plan (figure 67). 

Le protocole d’examen peut être transmis au PACS et imprimé sous forme d’image. 

Il peut également être sauvegardé et transféré en tant que compte rendu structuré DICOM 

pour une évaluation ultérieure (voir section suivante). 

104 

Fig. 67 

Protocole d’examen pour un système biplan (il s’agit 

uniquement d’un exemple et non pas d’un protocole réel).

CAREreport – Compte rendu structuré DICOM 


CAREreport, le compte rendu dosimétrique structuré DICOM, inclut toutes les données 

démographiques du patient, ainsi que les informations sur la procédure et la dose. 

Celles-ci peuvent ensuite être filtrées à l’aide de programmes tiers ou de logiciels internes 

en vue de leur traitement, à des fins d’analyse, par exemple (figure 68). 

CAREreport fournit des comptes rendus homogènes garantissant la conformité aux éventuelles 

futures exigences réglementaires. 

DICOM 

Fig. 68 

Exploitation d’un compte rendu structuré pour les statistiques de l’hôpital. 

105 

Angiographie


3. Radioprotection du personnel médical 


Distance à la source de rayons X 

Les patients doivent évidemment être protégés contre une exposition excessive aux 

rayonnements, mais il convient également d’éviter toute irradiation inutile (rayonnements 

diffusés) du personnel : médecins, techniciens… Le rayonnement diffusé ne provient pas 

directement du tube à rayons X : il est issu de la déviation des rayons X par le patient, la table 

ou un autre appareil se trouvant sur le chemin du faisceau (figure 69). La majeure partie de la 

diffusion intervient généralement au point d’impact du faisceau de rayons X sur le corps du 

patient. 

Opérateur 2 

Opérateur 1 

Fig. 69 

Le rayonnement diffusé diminue à mesure qu’augmente la distance 

à la source (c.-à-d. à l’entrée du faisceau dans le patient). 

Le rayonnement diffusé est plus ou moins proportionnel au PDS et inversement proportionnel 

au carré de la distance au point auquel la diffusion est générée. Ainsi, lorsque la distance 

à la source est multipliée par deux, le rayonnement diffusé est divisé par quatre. 

La protection contre le rayonnement diffusé inclut les équipements suivants : 

1. Tablier plombé 

2. Lunettes plombées 

3. Paravents plombés 

4. Protections corporelles supérieures et inférieures 

106 

Patient


Installation de l’arceau au niveau du système biplan de radiologie interventionnelle 

Le rayonnement diffusé peut être limité grâce à la mise en place de l’arceau latéral intégrant 

le tube sur le côté gauche de la table si le personnel médical intervient du côté droit de celle-ci 

(figure 70). 

Fig. 70 

Système Artis zee biplan de radiologie interventionnelle avec tube 

à rayons X placé sur la gauche de la table. 

Comme mentionné précédemment, le rayonnement diffusé est principalement généré 

au point d’entrée du faisceau dans le patient, c’est-à-dire du côté gauche dans cette 

configuration. L’opérateur travaillant du côté droit de la table est, de ce fait, moins exposé. 

Cet agencement ne peut être adopté que pour les systèmes biplans utilisés en applications 

de neuroradiologie et radiologie interventionnelles. Il ne concerne pas la cardiologie, 

qui exige que le détecteur soit placé à proximité du cœur. 

107 

Angiographie


Collimation 

Le rayonnement diffusé est globalement proportionnel au Produit Dose Surface (PDS). 

Lorsque la surface du champ irradié est divisée par deux, le rayonnement diffusé est également 

réduit de moitié (figure 71). 

100 % 50 % 

Fig. 71 

La collimation doit être appliquée chaque fois que possible. 

Protections corporelles supérieures et inférieures 

Les méthodes de radioprotection sont très efficaces car elles permettent de réduire l’exposition 

du personnel de 99 % (figure 72). 

108 

Fig. 72 

Protections supérieures et inférieures. 

Patient

Documentation complémentaire 


L’article suivant présente une vue d’ensemble complète des aspects liés à la dose et à la qualité 

d’image : 

Stephen Balter et al. ACCF/AHA/HRS/SCAI Clinical Competence Statement on Physician Safety 

and Image Quality in Fluoroscopically Guided Invasive Cardiovascular Procedures, Journal of 

the American College of Cardiology, Vol. 44, No. 11, 2004 

109 

Angiographie

APPLICATONS CLINIQUES SPÉCIFIQUES 

II.E. Applications cliniques spécifiques 

Les technologies exploitant des rayonnements ionisants sont 

utilisées dans de nombreuses autres applications cliniques, 

telles que la chirurgie, la mammographie et l’urographie. 

Ce paragraphe offre un aperçu des défis et solutions de réduction 

de dose propres à ces applications. 

1. Réduction de dose en mammographie 

Dans l’hémisphère nord, l’un des cancers les plus courants chez les femmes est celui du sein. 

Il touche plus de 10 % d’entre elles sous une forme ou une autre au cours de leur vie. 

Bien que son dépistage précoce et les progrès en matière de traitement aient récemment réduit 

sa mortalité, 30 % des femmes atteintes y succombent. 

La mammographie demeure la référence en matière de procédures de dépistage. 

La mammographie numérique a amélioré le diagnostic, en particulier chez les plus jeunes 

patientes et les femmes présentant des tissus mammaires denses. La plupart des pays ont mis 

en place des programmes de dépistage afin de promouvoir la prévention et le diagnostic 

précoce. Le juste équilibre entre faible dose et qualité d’image, conditionnant la fiabilité 

du diagnostic, est là encore un aspect crucial. 

110

Mammographie numérique plein champ 


Plusieurs essais cliniques comparatifs aléatoires ont montré que la mammographie pouvait 

réduire la mortalité par cancer du sein. De nombreuses études cliniques suggèrent que 

la mammographie numérique plein champ présente des avantages diagnostiques sur la 

mammographie dite écran/film chez des sous-groupes spécifiques, tels que les jeunes femmes 

à densité mammaire élevée et les femmes pré- et péri-ménopausées. 

Les détecteurs numériques des systèmes numériques plein champ peuvent afficher des 

caractéristiques d’absorption des rayonnements différentes de celles du récepteur écran-film 

d’un mammographe analogique. Par conséquent, on peut se demander si le spectre et la qualité 

du faisceau de rayons X de la mammographie analogique sont adaptés aux systèmes 

numériques plein champ. En mammographie numérique, la technique radiographique peut être 

optimisée indépendamment de l’exposition au récepteur d’image, ce qui permet d’exploiter 

la dynamique et la réponse linéaire supérieures des détecteurs numériques. Parallèlement, 

la qualité d’image et la dose au patient peuvent également être optimisées. Des discussions 

persistent cependant sur le matériau idéal d’anode et de filtre en mammographie numérique. 

Combinaisons anode/filtre en mammographie numérique 

Certains auteurs privilégient l’association molybdène/molybdène (Mo/Mo) pour l’examen des 

seins de petite taille et optent pour un filtre en rhodium (Rh) pour les seins plus épais. D’autres 

préfèrent les anodes en rhodium ou tungstène (W) plutôt qu’en molybdène pour les poitrines 

denses ou les recommandent en usage général, en combinaison avec un filtre en rhodium, 

quelles que soient l’épaisseur des seins et la densité mammaire. 

Une étude de dosimétrie a été réalisée en vue de comparer la dose glandulaire moyenne (DGM) 

des combinaisons Mo/Mo, Mo/Rh et W/Rh en mammographie numérique plein champ utilisant 

un détecteur au sélénium amorphe avec les données cliniques 23 . L’objectif était de déterminer 

si la combinaison W/Rh permettait de réduire la dose glandulaire sans nuire à la qualité d’image, 

pour toutes les épaisseurs de sein de la population étudiée. 

23 Uhlenbrock DF et al. Comparison of anode/filter combinations in digital mammography with respect 

to the average glandular dose. Rofo. 2009 Mar;181(3):249-54. 

111 

Applications 

cliniques spécifiques


La dose glandulaire moyenne correspondant à l’image acquise était de 2,29 ± 1,15 mGy avec 

la combinaison Mo/Mo pour une épaisseur moyenne de sein comprimé de 46 ± 10 mm, contre 

2,76 ± 1,31 mGy avec la combinaison Mo/Rh pour une épaisseur moyenne de sein comprimé de 

64 ± 9 mm, et 1,26 ± 0,44 mGy avec la combinaison W/Rh pour une épaisseur moyenne de sein 

comprimé de 52 ± 13 mm. 

DGM/mGy 

8 

7 

6 

5 

4 

3 

2 

1 

0 

20 30 40 50 60 70 80 90 

Épaisseur/mm 

Fig 73 

Représentation des valeurs de dose glandulaire moyenne (DGM) 

de 4 867 expositions en fonction de l’épaisseur du sein. 

La qualité d’image diagnostique de toutes les mammographies a été visuellement évaluée 

par les lecteurs. Dans quelques cas d’acquisition avec deux spectres de rayons X, aucune 

dégradation du rapport signal-bruit de la lésion n’a été constatée. La figure 74 en montre un 

exemple. Cette image MLO correspondant à une patiente de 67 ans et une épaisseur de sein 

comprimé de 72 mm a été acquise avec une dose glandulaire moyenne de 3,8 mGy pour la 

combinaison Mo/Mo et 2,4 mGy pour la W/Rh. 

112 

Mo/Mo 

Mo/Rh 

W/Rh

A B 


Fig. 74 

Mammographies (vue médio-latérale oblique) du même sein avec 

combinaison A: W/Rh et B: Mo/Mo. 

L’analyse des 4 867 images a montré que la combinaison anode/filtre W/Rh présente un 

avantage sur les combinaisons Mo/Mo et Mo/Rh en termes de dose glandulaire, en particulier 

pour les patientes ayant des seins volumineux. En effet, bien que la réduction de dose qu’elle 

entraîne soit relativement restreinte pour les petits seins, elle s’accroît à mesure que leurs 

dimensions augmentent, notamment au-delà d’une épaisseur de sein comprimé de 50 mm. 

Pour les épaisseurs de sein comprimé les plus importantes, la combinaison W/Rh réduit la dose 

d’un facteur supérieur à 2 par rapport à la combinaison Mo/Rh. 

113 

Applications 



2. Réduction de dose en chirurgie 

Dans le contexte clinique actuel, il serait inimaginable d’envisager une chirurgie sans rayons X. 

Les arceaux chirurgicaux offrent une visualisation du corps humain avant, pendant et après 

toute intervention. Le chirurgien peut ainsi vérifier sur des images 2D voire 3D la position 

d’une vis pendant l’opération d’une fracture complexe, par exemple. 

Les interventions gagnent par conséquent en sécurité et en précision. De plus, les examens 

d’imagerie de suivi postopératoire deviennent inutiles, ce qui évite l’exposition du patient 

et du personnel à des rayonnements supplémentaires. 

Néanmoins, dans la mesure où toute radiographie implique inévitablement une irradiation, 

Siemens s’efforce de proposer des systèmes d’arceau alliant la meilleure qualité d’image 

et la dose la plus faible possible. 

Réduction directe et indirecte de dose 

Les techniques visant à limiter la dose peuvent être intégrées au système lui-même 

ou mises en œuvre par le biais de flux de travail optimisés ou de technologies de pointe 

qui limitent l’irradiation tout au long de la procédure. 

Avec ARCADIS Orbic 3D, Siemens a lancé le premier arceau véritablement isocentrique à 

fonction d’imagerie 3D per-opératoire. ARCADIS Orbic 3D dispose de toutes les fonctionnalités 

de réduction de dose existantes. Sa conception isocentrique garantit le maintien du faisceau 

central sur l’isocentre, éliminant pratiquement toute manipulation de repositionnement. 

Outre le gain de temps appréciable, cela contribue à diminuer sensiblement la dose. 

Chaque unité ARCADIS est également équipée du système EASY (Enhanced Acquisition System), 

qui regroupe des fonctionnalités de traitement automatique des images et qui assure leur 

analyse automatique pendant l’acquisition tout en optimisant la luminosité, le contraste 

et la dose. 

114


ARCADIS Orbic 3D intègre en outre NaviLink 3D, une interface de navigation avec transfert 

automatique des images. Grâce à l’interface ouverte, les systèmes de chirurgie assistée par 

ordinateur peuvent être connectés aux arceaux Siemens pour des interventions guidées 

sans rayonnements. Le chirurgien peut ainsi limiter indirectement l’irradiation pendant toute 

la durée de l’opération. 

Nos autres arceaux de chirurgie bénéficient également de fonctionnalités CARE dédiées, 

notamment : 

1. Collimateurs librement positionnables pour des radiographies ponctuelles 

2. Centreurs lumineux à laser permettant un positionnement précis sans irradiation 

3. Fonctionnalités 3D limitant les radiographies postopératoires 

4. Interface pour systèmes de navigation à distance 

5. Radioscopie pulsée réduisant la dose 

6. Grille amovible contribuant à limiter la dose 

7. Filtres en cuivre supplémentaires 

8. Kits pédiatriques spéciaux 

En plus de ces fonctionnalités individuelles, Siemens offre des fonctions complètes de 

surveillance et de compte rendu dosimétrique pour chaque intervention. L’affichage à l’écran 

du débit de kerma dans l’air et les messages d’avertissement indiquant le dépassement du seuil 

de dose défini, entre autres, aident les médecins et le personnel à maîtriser l’irradiation. 

115 

Applications 



3. Réduction de dose en urologie 

Les principaux aspects influençant la dose d’irradiation et la qualité d’image sont les suivants : 

1. Paramètres de la dose 

2. Paramètres du kilovoltage 

3. Préfiltration du faisceau de rayons X 

4. Collimation du faisceau de rayons X 

5. Grille antidiffusante 

Des programmes ont été développés pour les différents organes afin de simplifier le flux de 

travail clinique et la manipulation de l’équipement de radiographie. Ils assurent l’utilisation 

des paramètres optimaux en fonction de l’application et garantissent une exposition du patient 

limitée ainsi qu’une qualité d’image appropriée. Ces programmes autorisent par ailleurs une 

réduction de la dose même lorsque le médecin et/ou le personnel ne sont pas experts en 

radiologie. 

116

UROSKOP Omnia 


Le nouveau système d’urographie UROSKOP Omnia à détecteur plat limite l’irradiation du 

patient. Autrefois, l’urologue devait acquérir deux images pour couvrir l’ensemble de l’appareil 

urinaire (reins, uretère, vessie [RUV]). Désormais, le détecteur plat dynamique offre une image 

RUV unique de 43 x 43 cm et un large champ de vue. 

La technologie de panneau plat peut diminuer la dose à l’entrée du patient jusqu’à 38 % 

en mode normal (RAD) par rapport à la technique à cassettes conventionnelle. 

En mode de réduction de dose, l’irradiation peut même être encore atténuée grâce au 

paramétrage optimal des rayons X et au remarquable traitement des images du système 

UROSKOP Omnia. 

117 

Applications 



Mesure de la dose à la peau générée par UROSKOP Omnia 

• Simulation de l’épaisseur du patient avec fantôme PMMA 

• Collimateur de 30 x 30 cm 

• Distance foyer-film (DFF) : 115 cm ; distance foyer-détecteur (DFD) : 108 cm 

• Mesure réalisée avec Unfors XI (dose à la peau) 

118 

24 

Paramètres d’exposition de la cassette standard : a. p. rein/vésicule biliaire ; 19 cm, 66 kV, 50 mAs 

(voir : Hoxter E. Röntgenaufnahmetechnik. Publicis Corporate Publishing, Erlangen, 1991). 

Simulation de l’exposition de la cassette en mode RAD. 

* Les paramètres d’exposition seront automatiquement calculés à partir des paramètres de 

radioscopie (technique 1 point). Pour obtenir la dose au détecteur réelle, la dose indiquée 

doit être multipliée par un facteur de zoom de 0,37. 

** 

Programme 

Cassette standard 

(système 400) 24 

Programme UROSKOP Omnia 

Rayonnement standard 

(Standard-RAD) 

Rayonnement CUM 

(MCU-RAD) 

Réduction de dose standard 

(Standard-DR) * 

Réduction de dose CUM 

(MCU-DR) 

Réduction de dose pédiatrie 

(Pediatry-DR) 

Réduction de dose pédiatrie 

(Pediatry-DR) (sans grille) 

Dose au dét. 

(µGy) 

2,5 

2,5 

2,5 

1,25 

1,39 x 0,37 

1,39 x 0,37 

0,87 x 0,37 

0,87 x 0,37 

À 20 cm, la qualité d’image PMMA n’est pas suffisante pour certaines applications ; 

dans ce cas, il est recommandé d’utiliser une grille. 

Préfiltration 

(mm Cu) 

2,5 mmAl 

+0,1 Cu 

0,1 

0,3 

0,1 

0,3 

0,2 

0,2 

Grille 

N15 r80 f115 

N15 r80 f115 

N15 r80 f115 

N15 r80 f115 

N15 r80 f115 

N15 r80 f115 

N15 r80 f115 

pas de grille **

18,19 

6,10 

5,68 

3,68 

3,56 

1,56 

77,00 

81,00 

68,00 

73,00 

70,00 

70,00 

64,02 

21,48 

25,01 

11,20 

11,06 

2,75 

77,00 

81,00 

71,00 

75,00 

73,00 

73,00 

682,90 

206,30 

147,10 

91,31 

81,33 

11,66 

77,00 

81,00 

79,00 

81,00 

79,00 

79,00 

19,50 

10,90 

4,10 

4,90 

3,40 

0,60 

39,68 

11,91 

8,58 

5,33 

4,76 

0,76 


5 cm PMMA 10 cm PMMA 20 cm PMMA 

”Dose relative 

µGy kV µGy kV µGy kV mAs µGym² en %” 

28,78 66,00 128,80 66,00 1817,00 66,00 35,10 97,47 

100,00 

22,32 66,00 89,31 66,00 1124,00 66,00 48,00 67,20 

61,86 

37,58 

11,35 

8,10 

5,03 

4,48 

0,64 

119 

Applications 



Conclusion 

Nous vous remercions d’avoir lu ce guide et de vous être intéressé(e) aux recherches 

et aux avancées de Siemens en matière de réduction des doses d’irradiation. 

Si vous avez des questions à ce sujet ou si vous avez besoin d’aide ou de renseignements 

complémentaires, Siemens se tient à votre disposition pour répondre à votre demande. 

Pour plus d’informations, consultez le site www.siemens.com. 

120

III. Glossaire 

A 

Acquisition spiralée 

(ou hélicoïdale) 

Activité 

Adaptive Cardio Sequence 


(Bouclier anti-dose adaptatif) 

Adaptive ECG-Pulsing 

Angiographie 

Anode 

Apoptose 

Atténuation 

GLOSSAIRE 

Acquisition durant laquelle la table et le tube à rayons X 

se déplacent en continu. 

Nombre de désintégrations d’un isotope radioactif 

par unité de temps. 

Système permettant au scanner de suivre l’ECG 

en temps réel, d’analyser si le rythme cardiaque est 

normal et de déclencher l’acquisition durant une phase 

prédéfinie de l’ECG (synchronisation dite "prospective"). 

Collimateur primaire (à la sortie du tube) dont les lames 

s’ouvrent et se referment de manière asymétrique, 

réduisant ainsi la dose d’irradiation en début et en fin 

d’acquisition. 

Méthode consistant à régler l’intensité du courant 

de façon à ce que l’irradiation soit maximale durant 

la phase de l’ECG préconisée et réduite au minimum 

durant les autres phases (synchronisation dite 

"rétrospective"). 

Visualisation radiographique des vaisseaux sanguins 

après injection d’une substance radio-opaque (agent 

de contraste). En tomodensitométrie, l’iode est souvent 

utilisé comme agent de contraste. 

Dans le tube à rayons X, il s’agit de l’électrode qui attire 

les électrons. 

Processus d’autodestruction des cellules programmé 

génétiquement, caractérisé par la fragmentation 

de l’ADN nucléaire. L’apoptose peut être activée 

par l’irradiation. 

Réduction de la quantité, de la force ou de la valeur 

d’un paramètre ; dans ce contexte : réduction de 

l’intensité du faisceau de rayonnement. 

121

GLOSSAIRE 

B 

Battement ectopique 

(ou extrasystole) 

Bruit 

C CARE 

CARE Dose4D 

Cathode 

Collimateur 

Coupe 

Courant du tube 

CTDIvol 

CTDIw – CTDI 

(Computed Tomography 

Dose Index, Index de dose 

scanographique) 

122 

Battement cardiaque anormal, qui n’est pas synchronisé 

avec les battements normaux. 

En imagerie, aspect granuleux d’une image. 

Combinaison d’Applications pour la Réduction de 

l’Exposition à la dose. 

Système qui module l’intensité du rayonnement non 

seulement selon la morphologie du patient, mais aussi 

en fonction de la région anatomique irradiée à mesure 

que l’acquisition progresse. 

Dans le tube à rayons X, il s’agit de l’électrode qui émet 

les électrons. 

Épaisse plaque de plomb percée de milliers 

de minuscules trous ne laissant passer que les rayons 

gamma se déplaçant à angle droit par rapport au plan 

du cristal. 

Chaque image transversale générée par un scanner. 

Courant reçu par la cathode du tube à rayons X. 

CTDIw divisé par le pitch. 

Somme de la dose absorbée dans la coupe et hors 

de la coupe (du fait de la diffusion du rayonnement 

au-delà de la coupe).

D Demi-vie 

Détecteur 

Dose absorbée 

Dose efficace E 

Dose équivalente 

Durcissement du faisceau 

E Effets déterministes 

Effets stochastiques 

Électron 

Énergie cinétique 

GLOSSAIRE 

Temps nécessaire à la réduction de moitié de la quantité 

initiale de l’isotope en raison de la désintégration 

radioactive (demi-vie physique), de l’excrétion 

(demi-vie biologique) ou d’une combinaison de ces deux 

phénomènes (demi-vie effective). 

Dispositif servant à détecter la présence d’ondes 

électromagnétiques ou de radioactivité. 

Quantité d’énergie déposée dans la matière après 

l’exposition à une certaine quantité de rayonnement. 

Reflète les différences de radiosensibilité entre les 

organes et correspond à la moyenne pondérée des 

doses équivalentes reçues par les organes. 

Dose absorbée multipliée par un facteur de pondération 

(wf) reflétant la nocivité spécifique du type de 

rayonnement concerné. Dans le cas des rayons X utilisés 

en tomodensitométrie, le facteur de pondération est 

de 1, ce qui signifie que la dose équivalente est égale 

à la dose absorbée. 

Augmentation de l’énergie du faisceau par filtration 

des photons de basse énergie. 

Dégradation irréparable des tissus organiques 

qui se produit inévitablement suite à une exposition 

à une forte quantité de rayonnement ionisant. 

Effets susceptibles de survenir ; il s’agit d’un risque 

ou d’une probabilité. 

Particule élémentaire consistant en une charge négative 

qui tourne autour du noyau de l’atome. 

Énergie accumulée dans un objet en mouvement. 

123

GLOSSAIRE 

F Fantôme en plexiglas 

I Ionisation 

Irradiation 

K Kerma Énergie cinétique libérée dans la matière (Kinetic Energy 

Released in Matter) ; énergie libérée par unité de masse 

d’un petit volume lorsqu’il est exposé à un rayonnement 

ionisant. Le kerma s’exprime en grays (Gy). 

L Longueur d’acquisition ou région 

124 

Flash Spiral 

Fluorescence 

examinée 

Mannequin en plexiglas utilisé pour mesurer les doses 

de rayonnement reçues par différentes parties du corps. 

Nouvelle technique d’acquisition à déclenchement ECG 

et à double source utilisant un pitch très élevé. Permet 

de scanner le cœur en un seul battement cardiaque. 

Luminescence causée par l’absorption d’un 

rayonnement à une longueur d’onde donnée, 

suivie d’un rayonnement secondaire quasi-immédiat 

généralement à une longueur d’onde différente, 

et qui cesse presque immédiatement quand le 

rayonnement incident s’arrête. 

Processus par lequel les atomes sont transformés 

en ions (atomes chargés électriquement). 

Exposition d’un corps à un rayonnement dans un but 

spécifique (ici, à des fins médicales). 

Partie du corps scannée le long d’un axe longitudinal 

(axe z).

M Modulation 

Moelle osseuse 

N 

Netteté 

Neutron 

P Particules alpha (α) 

PDL (Produit Dose Longueur) 

Photon 

Pitch 

Positon 

(ou positron) 

PRI 

GLOSSAIRE 

Ajustement d’un paramètre en fonction d’un besoin 

particulier. 

Tissu conjonctif mou richement vascularisé, présent 

dans les cavités de la plupart des os. Il existe deux types 

de moelle osseuse : une moelle osseuse jaune 

constituée principalement de cellules graisseuses 

et présente à l’intérieur des os longs, aussi appelée 

moelle jaune, et une moelle osseuse rouge, contenant 

peu de graisse, où sont fabriqués les globules rouges et 

les granulocytes, et qui est présente, chez l’adulte sain, 

uniquement dans les tissus spongieux, en particulier 

dans certains os plats, aussi appelée moelle rouge. 

Précision des contours ou des détails d’une image, 

faculté à reproduire des détails de petite taille. 

Particule élémentaire non chargée électriquement, 

dont la masse est presque égale à celle du proton, 

et qui est présente dans tous les noyaux des atomes 

connus, à l’exception de l’atome d’hydrogène. 

Noyaux d’hélium 4 ( 4 He) se déplaçant très rapidement. 

Produit du CTDIvol et de la longueur d’acquisition. 

Particule élémentaire du rayonnement 

électromagnétique. 

Rapport entre l’avancée de la table pendant une rotation 

du tube à rayons X et la largeur du détecteur en mm. 

Particule chargée positivement dont la masse est égale 

à celle de l’électron. 

Point de référence interventionnel. 

125

GLOSSAIRE 

R Radicaux libres 

Radioactivité 

Radionécrose 

Radon 

Rayonnement 

Rayonnement 

électromagnétique 

Rayonnement ionisant 

Rayons gamma (γ) 

Rayons X 

Résolution 

S Substances radioactives 

Syndrome d’irradiation aiguë 

(SIA) 

126 

Atomes, molécules ou ions contenant des électrons non 

appariés. Ces électrons non appariés sont en général 

très réactifs, de sorte que les radicaux libres sont 

susceptibles de prendre part à des réactions chimiques 

pouvant modifier ou endommager l’ADN des cellules. 

Propriété que possèdent certains éléments 

(par ex. : l’uranium) ou isotopes (par ex. : le carbone 14) 

d’émettre spontanément des particules énergétiques 

(comme des électrons ou des particules alpha) par la 

désintégration de leur noyau atomique. 

Destruction du tissu organique par l’irradiation. 

Élément gazeux lourd et radioactif qui naît de la 

désintégration de l’uranium. 

Processus d’émission d’énergie rayonnante sous forme 

d’ondes ou de particules. 

Rayonnement qui présente les propriétés des particules 

et des ondes (photons). 

Rayonnement capable d’ioniser la matière. 

Rayonnement constitué de photons, ayant une longueur 

d’onde inférieure à 1 pm. 

Rayonnement électromagnétique caractérisé par une 

longueur d’onde extrêmement courte, inférieure à 100 

angströms, et qui a pour particularité de pouvoir 

pénétrer tous les solides, à des degrés différents. 

Mesure de la netteté d’une image ou de la précision 

avec laquelle un appareil (tel qu’un lecteur vidéo, une 

imprimante ou un scanner) est capable de produire ou 

d’enregistrer une image. 

Substances qui émettent différents types de 

rayonnements. 

Mort d’un grand nombre de cellules suite à une 

irradiation, entraînant des dysfonctionnements des 

organes.

T TEMP 

Tension (ou différence 

de potentiel) du tube 

TEP 

Topogramme 

Tomographie par émission monophotonique. 

Différence de potentiel entre l’anode et la cathode 

du tube (kV). 

Tomographie par émission de positons. 

Image reproduisant les contours du corps humain. 

X X-CARE Modulation de la dose en fonction des organes. 

Cette technologie permet de réduire l’intensité du 

rayonnement quand le patient est irradié de face. 

GLOSSAIRE 

127

En raison de certaines restrictions locales 

relatives aux droits de vente et à la 

disponibilité du service après-vente, 

nous ne sommes pas en mesure de garantir 

que tous les produits mentionnés dans 

cette documentation seront distribués sur 

l’ensemble du réseau commercial de Siemens 

à l’échelle mondiale. La disponibilité et 

la configuration peuvent varier d’un pays 

à l’autre et sont susceptibles d’être modifiées 

sans avis préalable. Certaines fonctions et 

certains produits décrits dans cette 

documentation peuvent ne pas être 

disponibles aux États-Unis ou dans d’autres 

pays. 

Ce guide contient une description technique 

générale des spécifications et des options, 

ainsi que des fonctions standard et 

optionnelles disponibles qui ne sont pas 

nécessairement présentes sur chaque 

équipement. 

Siemens AG 

Wittelsbacherplatz 2 

80333 Munich 

Allemagne 

www.siemens.com/low-dose 

Siemens se réserve le droit de modifier les 

spécifications et les options mentionnées 

dans cette documentation, ainsi que la 

conception et la configuration des appareils, 

sans avis préalable. Veuillez contacter votre 

interlocuteur Siemens pour obtenir les 

informations les plus récentes. 

Nota : toutes les caractéristiques techniques 

indiquées dans cette documentation peuvent 

varier dans les limites d’une certaine plage 

de tolérance. Veuillez noter par ailleurs que 

la reproduction par impression sur papier ne 

restitue jamais l’intégralité des détails 

contenus dans les images originales. 

Siemens Healthcare 

Siemens AG 

Secteur Healthcare 

Henkestr. 127 

91052 Erlangen 

Allemagne 

Téléphone : +49 9131 84-0 

www.siemens.com/healthcare 

Siemens en France 

Siemens S.A.S. 

Secteur Healthcare 

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9 Boulevard Finot 

93527 Saint Denis cedex 2 

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Téléphone : +33 1 49 22 31 00 

www.siemens.fr/medical 

RCS Bobigny B 562016774 

Réf. : A91IM-0001-1C1-7700 | Imprimé en France par CG Com | CC 11083. | © 11.2010, Siemens AG

Guide pratique pour la réduction de dose - Siemens Healthcare

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