Cheveux court

La radiologie est une technique d'imagerie médicale qui utilise les rayons X pour visualiser les structures internes du corps. Ce processus complexe nécessite une compréhension approfondie de la production des rayons X, de leur interaction avec la matière, de la formation de l'image radiante, de sa détection, des critères de qualité de l'image, et des facteurs déterminant l'exposition.

Production des Rayons X

La production des rayons X est un phénomène physique fondamental en radiologie, essentiel pour la formation de l'image. Elle repose sur l'interaction d'électrons à haute vitesse avec une cible matérielle.

Généralités sur les Rayons X

• Les rayons X sont une forme de rayonnement électromagnétique.

• L'énergie (E) transportée par ces rayonnements est proportionnelle à leur fréquence (v) et inversement proportionnelle à leur longueur d'onde (λ) :

  où est la constante de Planck ( J.s) et est la vitesse de la lumière.

• L'unité d'énergie couramment utilisée en physique des particules est l'électron-Volt (eV), souvent exprimé en kilo-électronVolt (KeV) ou Méga-électronVolt (MeV).

  • Un eV est l'énergie acquise par un électron accéléré sous une tension de 1 Volt.

• Les rayonnements électromagnétiques avec une énergie supérieure à 10 KeV sont considérés comme des rayonnements ionisants et sont dangereux. Des précautions strictes et une réglementation encadrent leur utilisation en imagerie.

Mécanismes de Formation des Rayons X

Dans un tube radiogène, deux mécanismes principaux contribuent à la production des rayons X :

1. Le rayonnement de freinage (ou bremsstrahlung): C'est le mode principal de formation des rayons X en radiologie.

   • Un électron incident passe à proximité du noyau atomique de la cible.

   • Attiré par la charge positive du noyau, l'électron est dévié de sa trajectoire et ralenti.

   • Cette perte d'énergie est convertie en un ou plusieurs rayons X.

   • L'énergie des rayons X produits dépend de :

     1. L'énergie cinétique de l'électron,

     2. L'attraction du noyau (sa charge Z),

     3. La distance aléatoire entre l'électron et le noyau.

   • Les rayons X ainsi produits ont un spectre continu d'énergies, allant de 0 jusqu'à l'énergie cinétique maximale des électrons incidents.

2. L'émission caractéristique: Phénomène secondaire de production des rayons X.

   • Un électron incident vient percuter et éjecter un électron d'une couche électronique interne (par exemple, la couche K) d'un atome de la cible.

   • Un électron d'une couche électronique supérieure (par exemple, la couche L ou M) comble alors la lacune laissée.

   • La différence d'énergie de liaison entre les deux couches est émise sous forme d'un rayon X.

   • L'énergie de liaison des électrons étant unique pour chaque couche et chaque atome, le spectre d'énergie des rayons X émis est caractéristique de l'atome de la cible.

   • Il en résulte un spectre de raies (discontinu).

Le tungstène (W, Z=74) est l'atome le plus couramment utilisé dans les tubes radiogènes en radiodiagnostic en raison de son numéro atomique élevé, favorisant un bon rendement de production des rayons X par rayonnement de freinage, et de son point de fusion élevé.

Spectre d'Émission des Rayons X

Le spectre d'émission des rayons X combine le spectre continu du rayonnement de freinage et les raies caractéristiques de l'émission du tungstène (ou de l'atome de la cible).

La quantité de rayons X produits dépend de :

• La quantité d'électrons bombardant la cible.

• Leur énergie cinétique (pour l'émission générale).

• La taille du noyau de l'atome de la cible.

Caractéristiques d'un Tube à Rayons X

Un tube à rayons X est composé de plusieurs éléments clés :

• La cathode : Filament spiralé qui émet des électrons par thermo-émission (effet Edison) lorsqu'il est chauffé. Ces électrons sont ensuite accélérés par une différence de potentiel (ddp) vers l'anode. Certains appareils utilisent deux filaments de tailles différentes.

• L'anode : Cible sur laquelle les électrons accélérés viennent percuter pour produire des rayons X.

  • La surface de bombardement est appelée le foyer.

  • Elle est souvent composée de tungstène (Z=74) pour son numéro atomique élevé et sa haute température de fusion (C).

  • Seulement 1% de l'énergie des électrons est convertie en rayons X, le reste est dissipé sous forme de chaleur.

  • La surchauffe dépend de la concentration et de l'énergie des électrons sur l'anode.

  • On distingue deux types de foyers :

    • Foyer thermique (ou réel) : point d'impact réel des électrons sur le disque de l'anode.

    • Foyer optique (ou virtuel) : projection géométrique du foyer thermique, qui détermine la définition de l'image.

  • L'effet talon : en raison de l'angle de l'anode, l'intensité du faisceau de rayons X n'est pas uniforme. Elle est plus faible côté anode et plus forte côté cathode. Cela signifie qu'il faut positionner la partie la plus épaisse du corps du patient côté cathode.

• Le filtre : Placé contre la fenêtre de sortie de la gaine, il homogénéise l'énergie du faisceau X en éliminant les photons de faible énergie, jugés inutiles car fortement absorbés par le patient sans contribuer à l'image.

  • Pour des tensions de 60 à 120 kV, une filtration d'environ 2 mm d'aluminium est préconisée.

  • Au-delà de 120 kV, une filtration de 2 mm de cuivre et d'aluminium est recommandée.

  • La Commission Électrotechnique Internationale (CEI) impose une filtration > 2,5 mm Al au-dessus de 70 kV.

• La gaine plombée : Enveloppe de protection radiotransparente (verre ou pyrex) qui maintient le vide, assure l'isolation électrique, la protection thermique et protège les utilisateurs contre les rayonnements de fuite. Elle possède une fenêtre de sortie pour les rayons X.

Alimentation d'un Tube à Rayons X : Le Générateur

Le générateur est crucial pour le bon fonctionnement du tube RX :

• Applique une tension haute tension (kV) au tube, influençant la qualité du rayonnement.

• Chauffe la cathode pour obtenir le courant désiré (mA) dans le tube.

• Détermine le temps d'application de la haute tension (temps d'exposition en secondes).

• Assure la sécurité du tube en vérifiant que les valeurs de tension (U), courant (I) et exposition sont acceptables.

La console de contrôle permet à l'opérateur d'ajuster les trois paramètres d'exposition :

Ainsi, le kV détermine principalement l'énergie des photons (leur pénétration et le contraste), tandis que le mA et le temps de pose (ms) déterminent la quantité de photons produits (le noircissement de l'image et l'exposition du patient).

Formation de l'Image Radiante

L'image radiante est le faisceau de rayons X qui a traversé le patient et qui est modifié par les structures rencontrées. Elle est le résultat des différences d'atténuation du faisceau initial.

Processus de Formation

• Lors de la traversée d'un milieu hétérogène, le faisceau de rayons X est atténué de manière différentielle.

• Cette atténuation varie en fonction de :

  • L'épaisseur des objets traversés.

  • Leur composition physique et chimique (densité, numéro atomique Z).

  • L'énergie des rayons X.

• L'image radiante émerge du patient comme un "relief" de rayonnement, reflétant les structures internes.

• Rayonnement secondaire diffusé : Une partie du rayonnement X interagit avec la matière et est diffusée dans toutes les directions. Ce rayonnement parasite dégrade la qualité de l'image.

Représentation de l'Image Radiante

L'image radiante peut être visualisée via un profil d'absorption et un profil d'intensité :

• Les différences d'atténuation entre les régions sont responsables des différences de niveaux de gris sur l'image radiologique.

• Le différentiel d'atténuation est directement lié à la densité des objets et au numéro atomique (Z) des atomes qui les composent.

  • Métal et Os (Z élevé, densité élevée) absorbent fortement les RX, apparaissant blancs.

  • Eau (tissus mous), Graisse absorbent les RX modérément, apparaissant gris.

  • Air (Z faible, densité faible) absorbe peu les RX, apparaissant noir.

Interactions Rayons X – Matière

Le coefficient d'atténuation exprime la probabilité pour un photon X de subir une interaction avec la matière. L'intensité du faisceau après traversée d'une épaisseur de matière est donnée par :

où dépend de l'épaisseur du milieu (), la nature du milieu (numéro atomique Z) et l'énergie des photons.

L'énergie perdue par le faisceau incident () se retrouve sous deux formes :

• Une partie est absorbée par le milieu (transformée en énergie cinétique des électrons secondaires).

• Une partie est diffusée et sort de la matière dans une direction différente de la direction du faisceau initial (énergie des photons secondaires).

Mécanismes d'Interactions Photon-Matière

Deux effets prédominent en radiologie diagnostique :

1. L'Effet Photoélectrique :

   • Absorption complète de l'énergie du photon incident par un atome.

   • Éjection d'un électron de sa couche électronique (par ex. K), avec une énergie cinétique (où est l'énergie du photon incident et est l'énergie de liaison de l'électron).

   • Ceci entraîne l'ionisation de l'atome et des réarrangements électroniques pouvant conduire à l'émission de photons de fluorescence.

   • La probabilité de cet effet est proportionnelle à la densité du matériel et au cube du numéro atomique (Z³).

   • Il est l'effet principal dans les matières organiques pour les rayons X de faible énergie (tensions inférieures à 70 kV).

2. L'Effet Compton :

   • Le photon incident interagit avec un électron des couches externes de l'atome, n'étant pas absorbé mais dévié.

   • Une partie de l'énergie est transférée à l'électron, qui est éjecté, tandis que le photon, ayant perdu de l'énergie, est diffusé dans une nouvelle direction.

   • Le résultat est une déviation du RX avec perte d'énergie, la production d'un électron et d'un ion positif.

   • La probabilité de cet effet dépend de la densité du matériel mais pas de son numéro atomique (Z).

   • Il est prépondérant dans les tissus organiques pour les rayons X de forte énergie (tensions supérieures à 100 kV).

   • Le rayonnement diffusé ou secondaire, provenant du patient, diminue le contraste de l'image. Il augmente avec l'énergie des RX et le volume irradié (épaisseur et taille du champ).

Impact de la Tension sur le Contraste

• L'effet photoélectrique est prépondérant à basses tensions (50-70 kV), résultant en une image radiographique plus contrastée.

• L'effet Compton est prépondérant à hautes tensions (>100 kV), entraînant une diminution du contraste.

• Le contraste diminue progressivement à mesure que la tension augmente.

Formation Géométrique de l'Image

L'image radiologique est une projection d'ombres d'objets, la transformant d'une structure 3D complexe en une image 2D. La géométrie du faisceau X entraîne des déformations.

1. Agrandissement : L'image projetée est généralement plus grande que l'objet.

   où est la taille de l'image, celle de l'objet, la distance foyer-détecteur, et la distance foyer-objet. Les objets anatomiques étant à différentes profondeurs, leurs agrandissements varient.

2. Déformations dues aux différentes distances : Deux objets de même taille à des distances différentes du détecteur auront des images de tailles différentes. Celui le plus éloigné du détecteur donnera l'image la plus grande.

3. Distorsion de forme : Une projection perpendiculaire agrandit sans modifier la forme d'un objet parallèle au détecteur. Une projection oblique (non perpendiculaire) modifie la forme (distorsion de forme).

4. Objet oblique : Un objet dont le plan principal est oblique par rapport au détecteur sera déformé.

5. Objet perpendiculaire au plan du film : Un objet aligné avec la direction des rayons X donne une ombre linéaire à peine discernable. Une projection légèrement oblique est nécessaire pour le rendre visible, bien qu'elle le déforme.

6. Superposition d'objets : Deux objets superposés dans le sens de propagation des RX forment une ombre composite. Une projection oblique permet de les séparer.

Détection de l'Image Radiante

Le faisceau de rayons X, après avoir traversé le patient et emporté l'image radiante, est transformé en image radiologique par un détecteur.

Classification des Détecteurs

Amplificateur de Brillance (AB)

L'AB intercepte le faisceau RX, le convertit en photons lumineux et amplifie ce signal. Il se compose de plusieurs éléments :

• Écran fluorescent d'entrée : Couche de phosphore (ex: CsI:Na) qui transforme les RX (20-120 keV) en photons lumineux (1.5-3 keV).

  • Une épaisseur plus grande augmente l'efficacité de détection, mais diminue la résolution spatiale.

  • L'épaisseur est typiquement de 300 à 450 µm.

• Photocathode : Alliage d'antimoine et de césium (SbCs₃). Les photons lumineux de l'écran d'entrée libèrent des électrons par effet photoélectrique.

• Optique électronique : Des électrodes accélèrent et focalisent les électrons vers un écran de sortie plus petit. L'intensité du faisceau est amplifiée par l'accélération et la focalisation des électrons.

• Écran fluorescent de sortie : Les électrons sont convertis en photons lumineux. Le gain en photons lumineux peut être d'environ 2000.

L'information lumineuse de l'écran de sortie est ensuite transformée en signal vidéo par un tube analyseur ou un capteur CCD, qui peut être exploité de manière analogique ou numérique.

Caractéristiques Physiques de l'AB

• Dimensions : Les détecteurs de grande taille offrent un champ de vision plus large, mais sont plus coûteux à fabriquer.

• Gain en luminosité : Produit du gain en photons lumineux (gain électronique) et du gain géométrique (rapport des surfaces des écrans d'entrée et de sortie).

• Facteur de conversion : Rapport entre la luminescence de sortie et le débit de dose d'entrée, traduisant l'efficacité de conversion des RX en photons lumineux ([cd/m²]/[µGy/s]).

• Rapport de contraste : Mesure de la brillance entre la périphérie et le centre de la fenêtre de sortie, avec le centre masqué par un disque de plomb.

• Résolution spatiale et modes d'agrandissement :

  • Le zoom améliore la résolution spatiale, mais nécessite une dose d'entrée plus élevée pour un signal identique en sortie.

  • La résolution spatiale d'un AB est de 4-6 pl/mm.

Couple Écran-Film (Technologie Analogique)

Le film radiographique, peu sensible aux rayons X, est couplé à des écrans renforçateurs pour amplifier le signal. Le principe repose sur l'irradiation d'une émulsion photographique de bromure d'argent (AgBr).

• Principe : Sous l'action des RX, les cristaux d'AgBr se dissocient et libèrent des électrons. Ces électrons sont capturés par les ions Ag⁺ pour former des atomes d'argent métallique, créant une image latente.

• Développement : L'image latente est révélée par un traitement chimique (développement), transformant les atomes d'argent en zones noires (argent métallique), c'est le noircissement.

• Noircissement (Densité Optique, D) : Mesuré par , où est l'intensité du faisceau incident et est celle après passage à travers le film.

• Courbes caractéristiques : Permettent de caractériser la rapidité (dose nécessaire pour une densité optique donnée) et la latitude d'exposition (contraste) du film.

  • Les fabricants peuvent varier la rapidité et le contraste en jouant sur la taille et la densité des grains d'AgBr et l'épaisseur de l'émulsion.

• Écrans renforçateurs : Couches fluorescentes de cristaux (terres rares) qui convertissent les rayons X en lumière (bleue pour la radiologie, verte pour la mammographie).

  • Intérêts : Réduction de la dose, limitation de la puissance requise, diminution du flou cinétique (par réduction du temps d'exposition).

  • Inconvénients : Flou de détection (compromis sensibilité/résolution), bruit quantique.

Plaques ERLM (Écran Phosphore à Mémoire)

Ces systèmes photostimulables (ex: BaFI:Eu²⁺) remplacent le couple film-écran. Ils utilisent des matériaux capables de "piéger" une quantité d'énergie qui sera restituée par excitation.

• Principe : Après exposition aux RX, le phosphore stocke l'énergie. Lors de la lecture par un laser, le phosphore émet de la lumière proportionnellement à la dose absorbée, qui est ensuite convertie en signal numérique.

• Avantages : Très haute dynamique, linéarité parfaite de réponse (visualisation os/tissus mous sur un même cliché), limitation des clichés à refaire, compatibilité avec les tables de radiologie classiques.

Capteurs Plans (Numériques)

Représentent une évolution technologique majeure, avec deux modes de conversion :

1. Conversion indirecte :

   • Un scintillateur (ex: CsI) absorbe les RX et les convertit en photons lumineux. La structure en aiguilles du CsI limite la diffusion et améliore la résolution spatiale.

   • Ces photons lumineux sont ensuite absorbés par une matrice de photodiodes (ex: silicium amorphe A-Si) qui les convertit en charges électriques. Chaque photodiode représente un pixel.

   • La charge de chaque pixel est numérisée et transmise au processeur d'image.

   • Exemple : pixel de 143 µm, champ de 43x43 cm, 80% d'absorption à 60 keV.

   • Le signal dépend de l'efficacité de création de photons, de l'énergie effective d'absorption, de la collection optique et de l'efficacité de la photodiode.

2. Conversion directe :

   • Une couche de sélénium amorphe (A-Se) convertit directement les photons X en électrons.

   • Une matrice active collecte ces charges.

   • Un système de lecture collecte, amplifie et numérise le signal.

   • Le signal dépend de l'énergie effective d'absorption, du coefficient de conversion, du taux de recombinaison et du champ électrique appliqué.

Performances des Capteurs Plans

• Meilleures performances que le film en radiologie générale.

• Haute efficacité de détection, réponse linéaire sur une grande dynamique.

• Reproducibilité, lecture rapide.

• Dose réduite (~1.7 fois moindre pour une qualité d'image identique).

• Information numérique (facilite échange, stockage, traitement).

• Inconvénients : coût élevé, résolution spatiale parfois moindre, rapport signal/bruit limitant à faibles doses en radioscopie.

Système EOS (EOS Biospace)

Système innovant de radiographie bi-plan, caractérisé par :

• Suppression du rayonnement diffusé et de la divergence verticale.

• Principe de détection directe avec suppression des fluctuations de conversion.

• Amplification interne au détecteur.

• Utilise un détecteur contenant du xénon sous haute pression qui convertit le faisceau RX en éventail en charges électriques.

• Les charges sont amplifiées par effet d'avalanche.

• Permet une acquisition simultanée de vues AP/profil avec une dose significativement réduite (facteur de réduction de 9.4 pour une vue de face, 8.4 pour une vue latérale par rapport aux films).

• Facteur de réduction de dose de 100 à 500 comparé au scanner.

Numérisation du Signal

La numérisation de l'information radiologique ouvre de nouvelles perspectives :

• Accès à des traitements d'images avancés (soustraction d'image, acquisition double énergie).

• Correction des défauts (rayonnement polychromatique, durcissement de faisceau, rayonnement diffusé).

• Caractérisation tissulaire.

Critères de Qualité de l'Image

Une image radiologique de qualité équilibre plusieurs critères : contraste, définition et résolution spatiale.

Contraste

Le contraste qualifie la différence de densité optique (noircissement) entre deux régions adjacentes de l'image.

Il est influencé par :

• Énergie du rayonnement incident : Plus la tension (kV) augmente, plus le contraste diminue.

  • Basses tensions (25-50 kV) : Effet photoélectrique prédominant () ⇒ bon contraste pour les tissus mous (mammographie).

  • Hautes tensions (>100 kV) : Effet Compton prédominant () ⇒ bon contraste pour la radiographie thoracique.

• Nature des corps constituant l'objet : Plus la différence de numéro atomique (Z), de densité, et d'épaisseur est grande, plus le contraste est élevé.

• Fluctuation quantique () : La variation statistique du nombre de photons (N) reçus. Une augmentation des mAs (plus de photons) améliore le contraste en réduisant la fluctuation.

• Qualité du transfert d'images : Chaque étape de la chaîne d'imagerie peut altérer le contraste. La fonction de transfert de modulation (FTM) exprime cette altération.

Définition

La définition est la netteté et la précision des contours des surfaces de densité différente. Elle est principalement influencée par le flou.

Causes du flou :

• Flou géométrique () : Déterminé par la dimension du foyer (), la distance foyer-détecteur (), et la distance objet-détecteur (). Plus le foyer est petit et plus l'objet est proche du détecteur, moins le flou est important.

• Flou cinétique () : Lié au mouvement de l'objet pendant le temps d'exposition. Augmente avec le temps de pose et la distance objet-détecteur.

• Flou de diffusé () : Le rayonnement diffusé, un rayonnement secondaire ne contribuant pas à l'information utile, altère la netteté.

• Flou de détection () : Dépend de la taille des éléments de détection et de leur capacité à canaliser la lumière émise par les cristaux scintillants.

• Flou d'écran () (pour les couples écran-film) : Plus les cristaux des écrans renforçateurs sont gros, plus le flou est important.

Le flou total est donné par :

Ces différents flous sont interdépendants ; la réduction de l'un peut augmenter les autres.

Résolution Spatiale (RS)

C'est la plus petite distance observable entre deux objets distincts, exprimée en paires de lignes par millimètre (pl/mm). Elle dépend de la qualité de toute la chaîne de détection et est mesurée à l'aide de mires ou fantômes.

Réduction du Rayonnement Diffusé

Le rayonnement diffusé altère l'image et doit être supprimé ou réduit. Il provient des interactions Compton dans toute matière traversée par les RX, principalement le patient.

Méthodes de réduction :

1. La grille anti-diffusante : Placée entre le patient et le détecteur, elle est constituée de lamelles de plomb fines séparées par un milieu transparent aux RX. Elle permet d'arrêter sélectivement le rayonnement diffusé.

   • Caractéristiques : Épaisseur et teneur en plomb des lamelles, rapport de grille (R=h/l).

   • Inconvénients : Nécessite davantage de RX (facteur de Bucky 2 à 5) car elle atténue aussi le faisceau primaire, peut créer des artefacts de trames ou de grille si mal utilisée.

   • Utilisation correcte : Doit être centrée, perpendiculaire au rayon directeur, et placée à la bonne distance de focalisation.

2. Réduction de l'épaisseur du patient : La compression réduit le volume diffusant et le flou cinétique.

3. Les diaphragmes et collimateurs : Réduisent le faisceau de RX à la zone d'intérêt, limitant ainsi la quantité de matière irradiée et donc le rayonnement diffusé.

4. Technique de l'entrefer (air gap) : Augmente la distance sujet-détecteur. Les rayons diffusés les plus obliques et de faible énergie sont écartés du détecteur. Cela peut nécessiter d'augmenter la distance foyer-sujet pour compenser l'agrandissement, ce qui augmente aussi les constantes d'exposition. Particulièrement utilisé en radiographie pulmonaire.

Facteurs Déterminant l'Exposition

L'exposition du détecteur est conditionnée par la fluence énergétique moyenne () :

avec =constante, =flux électronique, =temps de pose, =numéro atomique anode, =tension appliquée, =distance à l'anode.

Paramètres Clés

1. Tension (kV) : Une augmentation de la tension produit plus de photons, plus énergétiques et pénétrants. La dose est proportionnelle à la variation . C'est le paramètre à régler en premier lieu car il influence la qualité (contraste) et la quantité de rayons X.

2. Intensité (mA) et Temps de pose (ms) : L'augmentation de mA et/ou du temps de pose augmente le nombre total de photons (mAs). Pour lutter contre le flou cinétique, on cherche le temps de pose le plus court possible avec l'intensité maximale que le tube peut supporter. La fluence énergétique est proportionnelle aux mAs.

3. Filtration : Supprime les photons de faible énergie. Une filtration plus importante réduit la dose au patient en éliminant les photons non utiles mais réduit aussi la fluence.

4. M.A.S : Le milliampères-seconde (mAs) est le produit de l'intensité (mA) et du temps de pose (s). Il est directement proportionnel à la quantité de rayons X produits.

Méthodes de Réglage de l'Exposition

1. Réglage manuel (3 points) : Détermination manuelle de kV, mA, et temps de pose. Souvent aléatoire, peut entraîner des clichés à refaire et une augmentation de la dose.

2. Réglage avec mA préréglé : L'opérateur choisit le kV et les mAs. Le générateur détermine l'intensité et le temps de pose pour un temps de pose le plus court possible. Moins aléatoire mais le résultat reste variable.

3. Réglage avec cellule (Automatisme du troisième degré) : Une ou plusieurs cellules mesurent la fluence énergétique. L'exposition est interrompue lorsque la charge d'un condensateur atteint une valeur prédéterminée.

   • L'utilisateur sélectionne le kV et les cellules déterminent le temps de pose.

   • Inconvénient : Le choix de l'intensité par l'opérateur peut influencer la durée d'exposition (mA trop élevé ⇒ arrêt prématuré, sous-exposition ; mA trop bas ⇒ temps de pose trop long, risque de flou cinétique).

4. Réglage avec automatisme complet : L'opérateur affiche seulement le kV. Le système gère les mAs et coupe l'exposition lorsque la dose adéquate est atteinte. Optimise le temps de pose et assure une constance du noircissement.

Distance Foyer-Détecteur

De faibles variations de l'éloignement du tube impactent significativement la dose. L'énergie reçue par unité de temps et de surface est inversement proportionnelle au carré de la distance.

Mesure de la Dose et Niveaux de Référence Diagnostiques (NRD)

La réglementation impose d'inclure les informations de dose dans les comptes rendus radiologiques.

• La notion de limite réglementaire de dose n'est pas applicable à l'irradiation médicale.

• Les NRD et Valeurs Guides Diagnostiques (VGD) sont des outils d'optimisation de la dose.

• NRD : Corresponds au 75e centile des doses nationales pour un acte donné. Objectif : 75% des examens doivent être à cette dose ou inférieurs.

• VGD : Corresponds au 25e centile des doses nationales. C'est une valeur repère à atteindre pour une optimisation renforcée.

• Ces valeurs sont déterminées par des experts à partir d'études dosimétriques.

Expression de la Dose en Radiologie Classique

• Dose à la surface d'entrée (De) : Dose absorbée dans l'air à l'entrée du patient, en mGy. Elle peut être mesurée ou calculée :

  où DFP est la distance foyer-peau et FRD le facteur de rétrodiffusion.

• Produit Dose Surface (PDS) : Produit de la dose moyenne absorbée dans l'air (sans milieu diffusant) par la surface du faisceau. Mesuré en Gy.cm². C'est une mesure intégrée, affichée sur les appareils récents, essentielle pour estimer la dose aux organes.

Conclusion

La chaîne radiologique est un ensemble complexe d'éléments dont l'optimisation est cruciale pour la qualité de l'image et la radioprotection du patient. Le choix du matériel et des paramètres radiographiques doit être adapté à la région examinée, à son épaisseur, aux mouvements potentiels du patient, et à la qualité d'image recherchée. Une standardisation des procédures et une calibration adaptée des systèmes de détection sont indispensables pour garantir la reproductibilité et l'efficacité des examens.