Modulation automatique du courant au tube radiogène au cours de l’exploration TDM

et de la charge au tube sur la réduction de la dose

3.7.1. Introduction

Plusieurs stratégies de réduction de la dose ont été proposées en TDM; soit par

l'augmentation du pas, soit par la réduction de la charge au tube radiogène, et des

protocoles d'acquisitions à faible dose ont été élaborés [24, 82]. Comme

l'atténuation dans le tronc humain est inhomogène et varie en fonction de l'angle de

projection du rayonnement X, le courant au mbe radiogène peut être modulé en

tenant compte de ces variations [112]. En TDM monocoupe, la modulation

automatique du courant au tube permet de réduire la dose d'environ 25%, tout en

conservant une qualité d'image adéquate voire en réduisant certains artéfacts liés à

de fortes atténuations angulaires [115-117].

L'effet de la modulation angulaire du courant au tube n'avait pas encore été

invesüguée en TDM multicoupe. Le but de notre étude [104] a donc été de

quantifier cet effet. Comme la modulation n'avait été appliquée qu'à la TDM à dose

standard, un second but de notre étude a été d'en quantifier l'apport à la TDM

multicoupe à faible dose par comparaison avec la TDM multicoupe à dose standard.

Comme la qualité d'image, voire la performance diagnostique, dépendent de la

masse du corps à imager, nous avons aussi investigué la possible influence de la

modulation angulaire de la charge en fonction de l'IMC [65]. Finalement, comme la

distribution de la masse corporelle peut dépendre de l'âge et du genre, nous avons

aussi investigué l'influence de ces facteurs sur la réduction de dose obtenue par la

modulation angulaire de la charge.

3.7.2. Matériels et Méthodes

De février à mars 2002, 120 adultes consécutifs (69 hommes et 51 femmes) âgés de

48 à 87 ans (moyenne 76 ans), porteurs d'un cancer au stade IV ont été inclus dans

l'étude. Soixante patients (41 hommes et 19 femmes) étaient référés pour une

exploration thoracique et soixante (28 hommes et 32 femmes) pour une exploration

abdominale.

L'IMC moyen était de 26,2 ± 4,4 Kg/m^ (écarts 18,0 — 48,7 Kg/m^. La répartition

des patients en sous groupes d'IMC tels que par l'OMS [64] est présentée à la Figure

19.

TDM

Les examens TDM ont été obtenus sur un tomodensitomètre multicoupe à quatre

canaux de détecteurs (Somatom Volume Zoom, Siemens Medical Systems,

Forchheim, Allemagne). Une radiographie digitale de repérage de 51 cm a d'abord

été acquise à 80 KV et 50 mA, suivie par trois acquisitions hélicoïdales avec des

charges effectives décroissantes dont les paramètres sont détaillés à la Table 22.

Comme définie par Manesh et coU. [21], la charge effective correspond à la charge

divisée par le pas et le pas est défini par Süverman et coll. [22] comme le rapport de

la translation de la table au cours d'une rotation par l'épaisseur du faisceau X. Les

acquisitions thoraciques s'étendaient des sinus costo-diaphragmatiques aux sommets

pulmonaires alors que les acquisitions abdominales s'étendaient du sommet des

coupoles à la symphyse pubienne. La charge effective était choisie de telle sorte que

la somme des CTDI pondérés volumiques (CTDIvol, définis par la Commission

Electro technique Internationale comme le rapport des indices de dose

scannographiques pondérés et du pas [117]) ne dépasse pas les niveaux de

références diagnostiques tels que calculés par l'Union Européenne [13]. En

l'occurrence, les CTDIvol ne dépassaient pas 15.7 mGy pour le Thorax et 17.0 mGy

pour l'abdomen. Les examens thoraciques étaient obtenues sans injection

intraveineuse de produit de contraste iodé et les examens abdominaux étaient

associées à une injection intraveineuse de 120 ml de produit de contraste iodé à la

concentration de 35 mg% (lobitridol — Xenetix 350®, 350mg%, Guerbet, Aulnay-

sous-Bois, France), avec un débit de 2 ml/s et un délai d'acquisition de 70 secondes

après de début de l'injection.

Modulation angulaire du courant au tube

Le bruit dans l'image TDM varie en fonction de la racine carrée de la dose et est le

plus apparent dans les projections où l'atténuation du rayonnement X est la plus

élevée. Pour un objet homogène, l'atténuation est constante au cours de la rotation

et chaque projection contribue de façon égale à la qualité de l'image. Cependant,

pour les corps hétérogènes, l'aténuation varie fortement, pouvant atteindre un

facteur trois selon les projections [112,116]. Le bruit dans les données brutes

provenant des projections ou l'atténuation est la plus forte constitue donc le

principal facteur de la qualité d'image. Le corollaire est que la dose requise pour les

projections pour lesquelles l'atténuation est faible peut être réduite de façon

substantielle sans affecter la qualité de l'image [112, 116]. Dès lors, un constructeur

de tomodensitomètres peut développer un système automatique de réduction du

courant au tube dans les projections de moindre absorption.

Pour chaque acquisition, l'unité centrale du tomodensitomètre a calculé la charge

effective moyenne de l'ensemble de l'acquisition (et non la charge coupe par coupe).

Cette charge moyenne affichée sur les images reconstruites a été enregistrée.

A.nalyses statistiques

La réduction moyenne de la charge effective exprimée comme la différence entre la

charge nominale et la charge moyenne résultant de la modulation, divisé par la

charge nominale, et multiplié par 100 a été comparée pour chaque région et pour les

trois charges nominales, en fonction de l'IMC et du genre. Ensuite, une interaction

bidirectionnelle entre la dose, le genre et l'IMC a été investiguée. Le seuil de

signification statistique des tests a été fixé à 0,05. Les analyses statistiques ont été

réalisées à l'aide du logiciel SPSS pour Windows (version 11,0, SPSS, Chicago, IL).

3.7.3. Résultats

La charge effective moyenne et la réduction de cette charge par la modulation

automatique sont listées à la Table 23 pour les examens thoraciques et à la Table 24

pour les examens abdominaux. Seule une différence statistiquement significative de

réduction de charge par la modulation du courant a été mise en évidence pour le

genre (P = 0,003 pour le thorax et P = 0,002 pour l'abdomen). Il n'y avait aucune

différence en fonction de l'IMC (P = 0,105 pour le thorax et P = 0,432 pour

l'abdomen), ni pour la charge nominale (P = 0,308 pour le thorax et P = 0,405 pour

l'abdomen).

La comparaison des genres montre une réduction de charge supérieure chez les

hommes dans le thorax (P = 0,018, 0,001 et 0,004, respectivement à 20, 40 et 80

mAs effectifs nominaux) et chez les femmes dans l'abdomen (P = 0,001, 0,001 et

0,004, respectivement à 30, 50 et 100 mAs effectifs nominaux).

Les différences Liées au genre dépendaient de l'IMC pour les examens thoraciques

(P = 0,001, 0,015 et 0,004, respectivement à 20, 40 et 80 mAs effectifs), mais non

pour les examens abdominaux (P = 0,388, 0,171 et 0,259, respectivement à 30, 50 et

100 mAs effectifs). Quant aux examens thoraciques, la différence liée au sexe n'était

statistiquement significative qu'entre les sujets à IMC normal (P = 0,001, <0,001, et

<0,001, respectivement à 20, 40 et 80 effective mAs effectifs de l'acquisition).