Sommaire     Section : Dosimétrie et radioprotection en sénologie.

Le lien ci-dessus, pointe sur un texte écrit spécifiquement pour cette section par le Docteur J. STINES

LES ASPECTS TECHNIQUES ET PRATIQUES DE LA RADIOPROTECTION EN MAMMOGRAPHIE

Dès 1975, plusieurs études anglo-saxonnes ont, à partir d'études faites chez les femmes ayant reçu des doses élevées au sein, attiré l'attention sur le risque cancérogène de l'irradiation mammaire. La question s'est rapidement posée pour les doses délivrées en mammographie et une controverse est née sur le risque potentiel de l'exploration radiologique du sein, en particulier en cas de dépistage de masse.
Dans le même temps, les techniques mammographiques progressaient : au cours des dix dernières années, la dose absorbée par le sein a pu être divisée en moyenne par un facteur supérieur à dix, si bien qu'à l'heure actuelle le risque de la mammographie est tout à fait négligeable en regard des bénéfices que l'on peut en attendre.

Les évolutions récentes en matière de radioprotection et la nécessité d'appliquer la directive européenne 97/43 du 30 juin 1997 dès l'an 2000 incitent cependant à continuer à se préoccuper de l'optimisation de la technique mammographique en termes de qualité d'image et de dose.

1. EVALUATION DU RISQUE RADIQUE : DONNEES DE BASE

Le risque de cancer mammaire radio-induit chez la femme peut être estimé à partir de six études principales : les survivantes des bombardements atomiques de Hiroshima et de Nagasaki, les patientes irradiées pour des tumeurs bénignes ou des mastites du post-partum et les tuberculeuses ayant subi de multiples radioscopies [Feig 1983, Feig 1984, Vignes 1982, Zuur 1985]. Il a également été établi pour des patientes irradiées sur le thymus ou en mantelet pour maladie de Hodgkin. De ces études, il apparaît une relation linéaire entre la dose absorbée au sein et le nombre de cancers du sein en excès. Cependant, dans l'espèce humaine, cet accroissement linéaire commence pour des doses de l'ordre de 1 Gy.

L'étude expérimentale chez l'animal montre par contre une courbe dose-effet qui comporte trois segments [Joffre 1987] dont seule sa partie moyenne est linéaire ( fig. 1). Au-delà de plusieurs Gy, la courbe s'infléchit. Un effet cellulaire létal de l'irradiation a été avancé pour expliquer la chute du nombre de cancers radio-induits pour les fortes doses [Vignes 1982, Zuur 1985].

Fig. 1 : courbe réponse-dose typique d'induction de tumeurs chez les animaux irradiés

Dans l'espèce humaine, il n'a pas été décrit de cancer pour des doses inférieures à 1 Gy [Feig 1984] et on ne sait donc pas ce qui se passe réellement pour les faibles doses d'irradiation. L'extrapolation pour les faibles doses d'un modèle à courbe dose-effet linéaire est acceptable puisqu'elle surestime le risque et amène à renforcer les précautions. Si cette relation n'est pas linéaire, mais comme chez l'animal curvilinéaire (par exemple linéaire quadratique) et selon qu'il y aurait ou non un seuil, le risque réel pour une dose inférieure à 1 Gy doit être divisé par un facteur deux à trois ( fig. 2).

Fig. 2 : extrapolation du risque pour les faibles doses :
A : extrapolation linéaire n = kD
B : extrapolation linéaire quadratique N = aD + bD²
C : extrapolation quadratique N = eD²

Le temps de latence de la cancérisation mammaire est de dix ans et peut aller jusqu'à vingt ans pour des femmes irradiées à un âge plus jeune. La durée de l'effet carcinogène n'est pas connue, puisqu'il n'y a que de rares études au-delà de vingt ans [Baverstock 1981]. Elle est d'au moins quinze ans chez les irradiées d'Hiroshima et de Nagasaki.
Pour le calcul du nombre total de cancers induits pour la durée totale de l'existence, on peut utiliser deux modèles différents :

- le modèle de risque absolu prend en compte le nombre de cancers supplémentaires par an pendant la totalité de la période de risque, c'est-à-dire du début à la fin de la période de latence ;

- dans le modèle relatif, l'incidence supplémentaire est un pourcentage de l'incidence naturelle. Dans ce cas, un nombre plus élevé de cancers induits sera calculé puisque l'excès annuel dépend de l'incidence dans l'année considérée et que la vraie période de risque débute en réalité à un âge plus avancé. Il en résulte en risque relatif une estimation supérieure de 30 à 100 % sur la durée totale de vie de la population étudiée [Feig 1984].

2. LES PARAMETRES DE VARIATION DU RISQUE RADIQUE MAMMAIRE

La nature du rayonnement influence l'effet en expérimentation animale. Il n'a pas été trouvé par contre de différence entre l'irradiation à très forte prédominance photonique de Nagasaki et l'irradiation mixte photons-neutrons d'Hiroshima, mais la composition du rayonnement lors des deux bombardements n'est pas connue avec précision. En mammographie, l'énergie du rayonnement est basse et l'irradiation est faite essentiellement par des photons de moins de 20 keV dont l'efficacité biologique est de l'ordre de 1,2 à 1,3 comparativement à des photons X de plus grande énergie. Le risque serait donc augmenté dans la même proportion [Brenner 1989, European guidelines 1996].

L'influence du débit de dose et du fractionnement sur le taux d'induction n'est pas connue. Le sein serait moins apte qu'un autre tissu à réparer l'effet de petites doses répétées ; cette hypothèse semble être confirmée par l'augmentation du nombre de cancers du sein chez les femmes peintres de cadrans lumineux [Baverstock 1981]. Une publication de Little [1999] comparant l'incidence du cancer du sein chez les patientes surveillées par fluoroscopie pour tuberculose et les irradiées japonaises des explosions atomiques ne montre pas de diminution de risque quand la dose est fractionnée. La tendance actuelle est cependant plutôt de considérer, comme le propose le BEIR V, qu'il n'y a pas de différence de risque entre une irradiation unique et des doses fractionnées.

L'âge de survenue du cancer radio-induit est le même que celui du cancer spontané. Chez les femmes irradiées, on observe donc une augmentation simultanée de l'incidence des cancers spontanés et des cancers radio-induits.

La plupart des enquêtes épidémiologiques montrent que l'âge est un facteur déterminant. La période la plus sensible se situe aux alentours de la puberté, à une époque où l'imprégnation estrogénique est à son maximum, ce qui confirme l'expérimentation animale. La grossesse, et en particulier la fin de grossesse, est aussi une période sensible. On estime généralement qu'avant 35 ans le risque est deux fois plus élevé qu'après cet âge [Feig 1984].

De nombreux autres facteurs : génétiques, hormonaux, chimiques, physiques, peuvent conjuguer leur action avec les radiations ionisantes pour augmenter l'incidence des cancers mammaires. La comparaison entre les séries occidentales et les séries japonaises a montré que l'effet cancérogène est d'autant plus net que l'incidence du cancer spontané est plus élevée dans la population considérée. Il y a probablement des synergies mais il n'a pas été démontré à ce jour de corrélation entre le risque radique et les risques liés aux antécédents familiaux, à la nulliparité ou à l'existence d'une mastose fibrokystique [Feig 1984]. Le facteur de risque principal du cancer mammaire, qui est l'âge, montre en pratique clinique une synergie négative puisque les femmes irradiées après 35 ans sont deux fois moins sensibles à l'irradiation. Dans la tranche d'âge des femmes soumises au dépistage mammographique, il n'y a en réalité aucune certitude que dans la limite des doses d'irradiation conseillées, il y ait induction de nouveaux cancers [Roebuck 1986].

3. EVALUATION CHIFFREE DU RISQUE

On peut estimer finalement qu'avec les techniques actuelles, le risque d'une mammographie est minime chez les femmes examinées après 35 ans, même si les évaluations varient un peu selon les auteurs [Feig 1983, Vignes 1982, Zuur 1985]. On situe généralement le risque absolu entre 1 et 8 cancers en excès/106 femmes/an/0,01 Gy selon l'âge de l'exposition ( Tab. 1 et 2).

Des publications ont insisté sur le risque augmenté des femmes qui sont porteuses de gènes de susceptibilité à faire des cancers [Den Otter 1996, Law 1997, Warren 1997]. Cette susceptibilité serait liée à des déficiences des capacités de réparation de l'ADN [Parshad 1996]. On a sans doute été parfois trop alarmiste. Pour le dépistage mammographique chez les patientes jeunes avec risque génétique, on ne peut que recommander de se conformer aux propositions du comité d'experts français [Eisinger 1998] ( tab. 3).

Une dose moyenne glandulaire de 1 mGy absorbée en mammographie aboutirait à un cancer par an pour 3.106 femmes examinées. Si on admet que le taux de mortalité est de 50 %, le risque est de un décès pour 6.106 femmes exposées par an [Feig 1984, Feig 1990].

Comme les éventuels cancers radio-induits ne se distinguent en rien des cancers spontanés, seules des études statistiques entre groupes de femmes avec ou sans mammographie pourraient apporter la preuve de leur existence. L'ordre de grandeur du risque est tellement faible qu'une étude statistique devrait comparer des millions de femmes suivies pendant plus de 20 ans pour apporter la preuve dans sa réalité [Feig 1990].

A partir du risque estimé pour une mammographie unique, on peut calculer celui d'une surveillance annuelle, par exemple entre 35 et 75 ans (20 à 40 examens). En fait, l'incidence des cancers radio-induits diminue avec l'âge à l'exposition et le risque après 40 ans n'est probablement que le tiers du risque calculé pour une population tous âges confondus ( fig. 3).

Fig. 3 : Excès de risque par 0,1 Sv (Sv-1) en fonction de l'âge de l'exposition.
Source : UNSCEAR 1994 d'après FEIG [cancer 1996]

Selon le rapport BEIR V, pour des femmes de 45 ans, une exposition de 1 cGy, le risque ne peut être négligé. Le maximum de l'effet s'observe à 60 ans (15 ans après l'exposition) avec une augmentation de risque de 0,5 %. Ce risque chute à 0,2 % à 70 ans (25 ans après l'exposition).

Pour situer le problème, on peut dire que pour une mammographie, la dose pour un sein moyen est de l'ordre de 2 à 3 mGy. Elle est en diminution de 30 % en développement prolongé et de 40 à 50 % si on utilise des couples film-écran plus rapides.

Pour une mammographie deux incidences à une dose de 2,5 mGy, l'augmentation du risque est seulement de 0,125 % à 60 ans et de 0,05 % à 70 ans.

4. MESURES DE DOSES ET DE LA QUALITE EN MAMMOGRAPHIE

Pour définir le niveau de risque, l'European protocol on dosimetry in mammography propose de faire référence à la dose moyenne à la glande [European protocol 1996].

Comme dans toutes les techniques du radiodiagnostic, la dose absorbée dépend de nombreux facteurs : des paramètres techniques de l'examen (le débit de dose de l'appareil, l'énergie du faisceau : kV, filtration, la technique : contact, agrandissement, la présence de la grille), des données anatomiques (la composition du sein : répartition des tissus adipeux et glandulaire, l'épaisseur du sein après compression) et du récepteur (la cassette, le couple écran-film, le développement, la densité optique des films) [Curry 1990, Noel 1992, Stines 1991].

Action biologique des rayons X ( fig. 4)

Fig. 4 : action biologique des rayons X sur les tissus irradiés et grandeurs dosimétriques associées

Les tissus irradiés sont le siège de modifications physico-chimiques importantes créant des dommages biologiques qui peuvent entraîner la mort cellulaire. Lors de l'irradiation, le faisceau de Rx transfère une partie de l'énergie qu'il transporte à la matière. Cette énergie est ensuite dissipée dans les tissus.

Les grandeurs et unités d'irradiation utilisées sont reportées dans le  tableau 4. Pour la mesure de la dose délivrée au cours des examens mammographiques, trois grandeurs sont à considérer : le transfert d'énergie, du faisceau au milieu, est caractérisé par le Kerma (kinetic energy released per unit mass) tandis que la dose absorbée mesure l'énergie dissipée en un point dans les tissus ; enfin, l'exposition, qui n'est pas directement reliée à la dose absorbée, caractérise une propriété particulière du faisceau, sa capacité à ioniser l'air.

La dose absorbée peut être calculée à partir d'une mesure du Kerma dans l'air ou d'une mesure de l'exposition. Elle dépend de l'énergie du faisceau et de la composition du milieu ( fig. 5).

Fig. 5 : détermination de la dose absorbée dans le milieu à partir de la mesure du kerma air ou de l'exposition

Du fait de l'utilisation du faisceau de photons de faible énergie, la dose est distribuée dans le sein de façon non uniforme avec une dose élevée à l'entrée et une décroissance rapide en profondeur (1/10 à 3 cm) ( fig. 6)

Fig. 6 : variation de la dose en profondeur et représentation de la dose à l'entrée (De), de la dose à mi-épaisseur (Dm), de la dose moyenne au sein (Dsein) et de la dose moyenne à la glande (Dglande)

Les premières mesures ont concerné la dose à l'entrée ou dose à la peau. L'augmentation de la dose d'entrée croît exponentiellement avec l'épaisseur du sein examiné ( fig. 7) d'où le rôle essentiel d'une compression ferme sur la réduction de la dose [Law 1991]. C'est la plus facilement accessible mais cette valeur conduit à surestimer la dose délivrée au sein. Dans ces conditions, il serait préférable de mesure la dose à mi-épaisseur. Réalisable seulement sur fantôme, cette mesure conduit plutôt à sous-estimer la dose absorbée au sein.
La méthode la plus correcte serait de calculer la dose moyenne à la glande en considérant la présence d'un tissu adipeux de 5 mm d'épaisseur entourant un volume glandulaire homogène de composition moyenne 50 % eau - 50 % graisse.

Pour simplifier, il est possible de calculer la dose moyenne au sein considérant la totalité du sein homogène et de composition moyenne. Il est possible de calculer la dose moyenne à partir d'une mesure de dose à l'entrée en utilisant un coefficient de conversion qui augmente avec l'énergie du faisceau (kV) mais qui diminue avec l'épaisseur du sein ( fig. 7). Précisons que la dose moyenne à la glande est environ égale à 70 % de la dose moyenne au sein.

Fig 7 : représentation de la variation exponentielle de la dose d'entrée et de la dose moyenne au sein en fonction de l'épaisseur du sein après compression

Les mesures in vivo permettent d'intégrer la totalité des paramètres de l'examen mais seule la dose à l'entrée est accessible et il semble difficile en pratique de réaliser cette mesure sur toutes les femmes examinées. Il est possible néanmoins à partir de modélisation d'avoir des estimations assez précises à partir de l'épaisseur du sein et des constantes radiologiques si on a aussi la connaissance de la valeur de la CDA (couche de demi-atténuation) du faisceau [European protocol 1996, Noel 1994].

Le  tableau 5 d'après Rothenberg [1999] donne l'estimation des doses moyennes à la glande en fonction de l'énergie du faisceau et de la couche de demi-atténuation.

Pour mesurer les doses, on peut utiliser des fantômes en PMMA (Polyméthacrylate de Méthyle). Les mesures ne sont plus limitées à la dose d'entrée mais peuvent être réalisées en profondeur. La non-équivalence parfaite du fantôme ne permet pas une grande précision de la dose réellement absorbée dans le sein mais on considère habituellement que les propriétés d'atténuation d'un fantôme en plexiglas de 40 mm d'épaisseur sont équivalentes à celles d'un sein de 45 mm d'épaisseur après compression. Dans le protocole européen, le standard de référence est un fantôme de PMMA de 45 mm d'épaisseur.

Les méthodes dosimétriques

Les méthodes utilisées doivent satisfaire aux caractéristiques particulières de la mammographie, faisceau de faible énergie présentant une variation rapide de la dose et de l'énergie du faisceau en profondeur. Largement utilisés pour la dosimétrie des photons, les dosimètres à chambre d'ionisation et les dosimètres radiothermoluminescents sont les outils de choix pour la dosimétrie en mammographie. La chambre d'ionisation, étalonnée par un laboratoire de métrologie des rayonnements ionisants, permet de réaliser l'étalonnage du faisceau.

Les dosimètres radiothermoluminescents se présentent sous la forme de cristaux radio-transparents de petites dimensions (3,2 mm x 3,2 mm x 0,9 mm ou diamètre 5 mm x 1 mm par exemple). Ils sont donc tout indiqués pour les mesures in vivo et conviennent parfaitement pour les mesures sur fantôme aussi bien à la surface qu'en profondeur. La manipulation et la mise en place du matériel thermoluminescent sont faciles mais l'étalonnage, la lecture et l'interprétation des résultats nécessitent le recours à des équipes ayant une bonne maîtrise des techniques de mesure de dose par thermoluminescence.

Il est envisageable d'envoyer ces dosimètres par la poste afin de centraliser les lectures ce qui peut être un attrait supplémentaire de cette méthode.

L'évaluation globale de la qualité image en mammographie

Le nombre de paramètres qui interviennent dans la genèse d'une image mammographique est important. On peut les étudier de manière isolée mais en pratique, il est beaucoup plus intéressant de disposer d'une référence globale. C'est dans ce but qu'ont été conçus des objets tests plus ou moins complexes ou fantômes mammographiques.

Ces fantômes sont spécialement conçus du point de vue matériau de base pour représenter le mieux possible l'absorption dans le tissu mammaire. Les objets tests inclus ou les hétérogénéités doivent être représentatifs des éléments anatomiques normaux et pathologiques.

Il existe de très nombreux fantômes. Celui qui a été développé en France et validé dans le cadre des travaux du Groupe Interdisciplinaire de Mammographie (GIM) est très utilisé. [Noel 1993] ( fig. 8).

Fig. 8 : schéma du fantôme MTM 100 en matériau équivalent sein avec les différentes inclusions et leur taille [Noel 1993]

Quand on utilise un fantôme pour tester des films et des écrans et pour évaluer l'effet de modifications du développement sur la qualité de l'image, il faut que ce fantôme soit discriminant et permette d'établir un score. Il faut noter tous les paramètres qui entrent en compte et de ne modifier à chaque fois qu'un seul des paramètres. En pratique, il faut faire toute la série des tests le même jour pour être bien sûr que les conditions dans lesquelles on travaille sont rigoureusement identiques. Sous réserve que l'on ait bien pris toutes ces précautions, on pourra effectivement à partir de clichés comparatifs faire un choix technique raisonné en essayant d'optimiser les doses d'irradiation et la qualité.

La meilleure technique est celle qui donne une bonne image avec une dose aussi faible que possible ( fig. 9). Lorsqu'une installation est réglée de manière optimale, la dose est toujours plutôt faible. Une dose d'irradiation très forte correspond toujours à une technique insuffisante.

Fig. 9 : qualité et dose en mammographie

5. INFLUENCE DES FACTEURS TECHNIQUES SUR LA QUALITE DE L'IMAGE ET LA DOSE

L'irradiation est très dépendante de la technique employée (degré de compression du sein, kilovoltage, filtration, couple film-écran, grille, agrandissement) [Kirkpatrick 1987, Zuur 1985]. Une modification de technique n'est acceptable que si elle augmente significativement la qualité de l'image sans entraîner une augmentation exagérée de la dose et à qualité d'image égale, c'est la solution la moins irradiante qui doit être utilisée.

Caractéristiques du mammographe moderne

Pour un appareil qui répond aux exigences actuelles, il faut les caractéristiques suivantes :
- appareil dédié,
- bras rotatif porte-tube (au moins 180° dans une direction),
- tube à anode tournante avec une anode adaptée à l'exploration des tissus mous (molybdène - rhodium) avec filtration appropriée,
- distance focale supérieure ou égale à 60 cm,
- grille mobile,
- exposeur automatique,
- générateur puissant,
- microfoyer pour les agrandissements (inutile sur un appareil dédié au dépistage),
- systèmes d'exposition automatique,
- indication et enregistrement des paramètres (±).

La chaîne mammographique doit faire l'objet d'un contrôle de qualité. Celui-ci est obligatoire dans le cadre du dépistage de masse du cancer du sein par la mammographie [Bouhnik 1994, Stines 1994].

Au cours des ans, les progrès technologiques ont été considérables et le développement simultané de la pratique des contrôles de qualité a contribué de manière importante à l'amélioration des examens. Un audit de qualité récent fait dans le continent nord-américain a confirmé l'amélioration des scores images sur fantôme ainsi que des éléments de contrôle de la chaîne mammographique depuis une quinzaine d'années [Suleiman 1999].

Influence des facteurs techniques sur la dose

Pour un même sein, la dose par incidence est très variable selon l'appareil que l'on utilise et selon les options techniques. La dose totale est proportionnelle au nombre de clichés [Hendrik 1990, IPSM 1989, Kimme-Smith 1991, Law 1991, Rothenberg 1990, Skubic 1990, SRPI 1989]. Un travail récent de l'Institut de radiophysique appliquée de Lausanne [Verdun 1997] montre une très grande variabilité de qualité d'image et de dose dans 24 centres de référence européens dont les fantômes ont été également évalués. Il laisse prévoir des difficultés à obtenir une harmonisation des pratiques à l'échelle européenne.

Les paramètres de la qualité d'une image radiographique sont le contraste, la résolution spatiale et le bruit [Hessler 1995]. Une bonne image mammographique a un contraste élevé, une bonne définition et peu de bruit. Des objets-test et des fantômes permettent de mesurer ces paramètres [Desponds 1991, Noel 1993, Stines 1993] mais ne rendent pas compte de l'influence du flou cinétique lié au temps de pose ( fig. 8).

Les aspects techniques concernant la mammographie sont bien détaillés dans le syllabus de 1994 du RSNA [Haus 1994]. On trouvera dans les références [Yaffe 1995] et [Bouhnik 1994] un exposé précis des spécifications recommandées pour les mammographes par l'American College of Radiology et par le Groupe Interdisciplinaire de Mammographie.

Le générateur

Les mammographes modernes sont équipés de générateurs à conversion de fréquence qui délivrent un faisceau de meilleure qualité (réduction des ondulations de crête avec, pour un même kilovoltage et courant, une meilleure émission de rayons X). L'échauffement du foyer est plus uniforme et la charge thermique peut être augmentée. La gamme des kilovoltages est basse : 24 à 32 kV. Des systèmes d'exposition avec sélection automatique du kilovoltage en fonction de l'épaisseur et de la densité du sein sont maintenant disponibles.

La couche de demi-atténuation (CDA) caractérise la qualité du faisceau. Il est utile de la connaître quand on veut évaluer les doses d'irradiation à la glande.

Lorsque l'on utilise un potentiel presque constant, les doses d'irradiation et les temps d'exposition sont moindres [Karila 1991]. Les tensions les mieux adaptées se situent entre 25 et 30 kV. Un compromis doit être trouvé entre le kilovoltage et le temps de pose. Pour des seins très denses, il faut utiliser des kilovoltages plus élevés pour diminuer les temps de pose. Avec les générateurs haute fréquence, le faisceau de rayons X est de meilleure qualité, ce qui autorise l'utilisation d'une gamme de kilovoltage plus basse.

Lorsque l'on utilise une grille, on multiplie généralement la dose au moins par deux mais on peut limiter le surcroît de dose en augmentant les kilovolts. Pour un accroissement de 2 kV, il n'y a pas de baisse sensible de résolution spatiale.

Le tube de rayons X et la filtration

L'anode en molybdène a un spectre d'émission avec deux raies correspondant à des photons de 15 et 19 keV. Elle améliore par rapport à l'anode de tungstène le contraste entre l'eau et la graisse. Une filtration additionnelle de 0,03 mm de molybdène augmente le contraste en éliminant les photons de freinage d'énergie supérieure à 20 keV ainsi que les photons X "mous" d'énergie inférieure à 17 keV. La fenêtre de sortie du tube est en béryllium pour éviter la filtration par l'enveloppe du tube.

Depuis 1992, G.E. propose un tube à double piste d'anode, l'une classique en molybdène (Mo) et l'autre en rhodium (Rh) avec une filtration Mo ou Rh. Le spectre du Rh est semblable à celui du Mo mais il est décalé légèrement vers les hautes énergies. Il est bien adapté aux seins denses et épais ( fig. 10).

Fig 10 : Comparaison des spectres Mo/Mo et Rh/Rh

En 1994, Siemens a mis sur le marché un appareil muni lui aussi de deux pistes d'anode, l'une en molybdène et l'autre en tungstène avec combinaison anode tungstène-filtre molybdène pour l'exploration des seins denses et épais.

Pour une distance source-film donnée, le flou géométrique augmente avec la taille du foyer. Pour des petites tailles de foyer, cette influence est masquée par la limite liée au détecteur mais reste perceptible pour des détails proches du rebord du support de cassette [Law 1993 p441]. Un foyer de 0,3 mm réalise un bon compromis pour la radiographie standard sans agrandissement.

Le débit maximum est une caractéristique très importante du tube. Il peut varier du simple au double selon les tubes. Un débit élevé permet d'augmenter le contraste en diminuant la tension sans augmentation excessive des temps de pose.

Les tubes puissants permettent de diminuer les temps de pose. Un débit insuffisant a des effets délétères sur la qualité d'image puisque cela nécessite d'augmenter les kilovolts ce qui diminue le contraste.

Pour les seins épais, l'utilisation d'anodes rhodium ou tungstène avec des filtrations adéquates permet de diminuer la dose d'irradiation tout en améliorant la qualité d'image [Heidsieck 1991, Kimme-Smith 1989].

La géométrie du faisceau

Les appareils modernes ont des distances focales de 55 à 65 cm ce qui réduit le flou géométrique. On considère comme préférable d'exposer la totalité du film pour améliorer les conditions de lecture en supprimant l'effet d'éblouissement lié à la transmission de la lumière du négatoscope à travers les zones non exposées du film.

Pour des seins épais (plus de 3 cm), le diffusé augmente avec la taille du champ. Les clichés centrés doivent être systématiquement collimatés en diaphragmant le faisceau (ce qui réduit le diffusé) par des diaphragmes et/ou des cônes localisateurs ajustables ou interchangeables. La compression localisée est aussi plus efficace et permet de mieux dissocier les structures mammaires.

Le foyer du tube doit être positionné de telle manière que les rayons X qui atteignent le rebord du support de cassette soient les plus perpendiculaires possible à celui-ci pour être tangents à la paroi thoracique. La déviation du foyer par rapport au bord du potter est néfaste à la visualisation de la partie profonde du sein.

On utilise l'effet de talon de l'anode pour avoir un faisceau dont l'intensité est maximale vers la paroi thoracique où le sein est le plus épais.

Une distance focale longue diminue le flou géométrique et la dose d'irradiation au sein mais si on augmente trop la distance focale, on allonge le temps de pose sans améliorer la qualité finale à cause du pouvoir de résolution limité du détecteur et du risque de flou cinétique.

L'agrandissement géométrique

Il nécessite un foyer fin de 0,1 à 0,15 mm.

En mammographie conventionnelle, la résolution est limitée par le flou géométrique sauf pour des objets situés à moins de 3 cm du film où le facteur limitant devient le couple écran-film. L'agrandissement géométrique améliore la visibilité des détails de petite taille et de faible contraste mais avec une baisse du contraste d'ensemble et une visibilité des gros objets diminuée. Le temps de pose augmente parce que le petit foyer est moins puissant.

Les meilleurs résultats sont obtenus pour des rapports d'agrandissement situés entre 1,5 et 2. Si l'on supprime la grille et si on utilise des couples écran-film plus rapides, on réduit les doses d'irradiation sans altérer la qualité des images ( tab. 7).

En agrandissement, la dose au sein peut être deux à trois fois plus importante non pas à cause de l'augmentation des constantes radiologiques qui ne sont pas beaucoup plus élevées mais à cause de la diminution de la distance source-sein.

L'exposition automatique

Le système d'exposition automatique est un élément crucial du mammographe. On ne conçoit plus un mammographe sans système d'exposition automatique. Le cahier des charges de ces exposeurs est exigeant. Les systèmes d'exposition les plus anciens n'étaient pas corrigés et de ce fait peu efficaces. Les algorithmes de correction de l'exposeur automatique tiennent compte du durcissement du faisceau lors de la traversée du sein et de l'effet de non-réciprocité de la réponse des couples écran-film. Pour les seins épais et denses, il faut augmenter les kV car les exposeurs ne sont pas capables de donner un noircissement constant pour toutes les épaisseurs.

Lorsque l'automatisme est complet, l'appareil sélectionne le type d'anode et le kilovoltage optimal en fonction de l'épaisseur et de la densité du sein et du couple écran-film sélectionné ce qui permet une réduction des clichés à refaire pour des défauts d'exposition. La densité optique des films est un facteur primordial pour la détection des petits cancers [Young 1994].

Le système de compression

Le diffusé affecte surtout le contraste des petits objets. Il augmente avec l'épaisseur jusqu'à devenir aussi important que le rayonnement primaire. Avec 50 % de diffusé, le contraste final n'est que de 30 à 50 % du contraste maximum primaire. La compression égalise le contraste en uniformisant l'épaisseur du sein, réduit le flou cinétique par l'immobilisation et diminue le diffusé. Elle rapproche aussi au maximum les structures mammaires du détecteur ce qui réduit le flou géométrique (il faut éviter de faire la mammographie dans la phase prémenstruelle où le sein est plus difficile à comprimer et plus hydraté donc plus difficile à pénétrer par les rayons X).

La commande de la compression doit être précise et aisée. La télécommande au pied de la compression permet de libérer les mains pour étaler et positionner le sein (obligatoire pour le dépistage).

La compression améliore la qualité d'image et réduit la dose.

Les grilles antidiffusantes

Elles sont indispensables. Elles augmentent le contraste en éliminant une partie plus ou moins importante de diffusé. Les grilles de mammographie sont conçues pour les rayons X de 25 à 35 kV. Elles sont focalisées à la distance d'utilisation (55 - 65 cm) et ont une épaisseur inférieure à 3 mm. Les grilles mobiles permettent un effacement des lames sur l'image. Les grilles alvéolaires seraient plus efficaces que les grilles classiques à lames parallèles.

La présence d'une grille améliore la qualité d'image mais multiplie la dose par un facteur de 2 à 3. Elle est inutile pour les seins minces et graisseux et dans les techniques d'agrandissement géométrique. Dans ce dernier cas, l'élimination du diffusé se fait grâce à l'air "gap", qui peut éliminer jusqu'à 75 % des photons diffusés.

Le statif

Son bras solidarise le tube et le plateau porte-film et peut subir une rotation de plus ou moins 180° autour d'un axe horizontal et un réglage en hauteur. Le statif doit permettre la réalisation de toutes les incidences (face, profil et incidences obliques en orthostatisme ou en décubitus) quel que soit le morphotype du sujet (obésité, déformations thoraciques...).

Un statif bien conçu facilite l'examen et évite les clichés à refaire pour incidence inadéquate.

Le récepteur et le développement

Les récepteurs d'image ont beaucoup évolué [Haus 1990]. Les films sans écran ont été remplacés par des couples écran-film modernes qui permettent de faire de bonnes images avec des doses 50 à 100 fois moindres que celles utilisées avec les films sans écran.

Les cassettes en fibres de carbone absorbent moins de rayonnement primaire. Le contact entre l'écran et le film doit être aussi parfait que possible.

Les écrans renforçateurs sont à base de corps fluorescents émettant dans le vert, en particulier des oxysulfures ou oxybromures de terres rares (gadolinium (Gd2 O2 S : Tb), lanthane) ou d'yttrium qui a des propriétés identiques à celles des terres rares avec des éléments fluorescents dont la taille est de l'ordre de 4 à 8 microns. Ces terres rares non fluorescentes à l'état pur sont dopées (par exemple avec du terbium). Les rendements sont améliorés en combinant des terres rares ou en augmentant leur épaisseur et par des incorporations de colorants absorbeurs qui réduisent le flou de détection. En compactant les cristaux de phosphore, on peut optimiser les effets de réfraction et de réflexion de la lumière dans l'écran ce que AGFA a vulgarisé sous le terme de "light piping".

Le film mammographique monocouche est utilisé avec un écran postérieur pour améliorer la résolution.

Les films mammographiques sont des films orthochromatiques sensibles à la lumière verte. Des progrès ont été faits en ayant recours à des grains calibrés tabulaires ou cubiques. On dispose d'une gamme étendue de couples écran-film avec des rapports qualité-dose différents [Lamarque 1998] mais en pratique, le choix reste difficile et l'optimisation du développement une priorité dans la chaîne de qualité [Mc Parland 1998].

L'évolution des couples écran-film s'est faite vers l'augmentation du contraste et de la densité optique [Young 1994]. L'utilisation de films très contrastés nécessite cependant des exposeurs automatiques bien compensés et un positionnement de la cellule dans une région bien représentative des zones glandulaires les plus denses. L'utilisation de densités optiques élevées a comme inconvénient d'augmenter les doses d'irradiation. Celles-ci restent cependant dans les limites acceptables.

Le développement prolongé introduit pour améliorer le contraste et la sensibilité des films tend à être abandonné depuis l'introduction de films qui selon les industriels sont conçus pour un développement plus rapide. Récemment, AGFA a mis sur le marché un film avec une double émulsion avec des critaux cubiques qui permet d'obtenir deux niveaux de contraste différents sur la sensitométrie.

Le radiologue

S'il y a d'innombrables publications concernant la technologie de la mammographie, les études qui concernent le lecteur et l'intégration de son système de vision dans la chaîne radiologique restent rares [Kotre 1998, Mertelmeier 1999]. Pourtant, les caractéristiques du système de vision humain devront impérativement en tenir compte pour concevoir les systèmes d'exploitation d'image de l'avenir. L'assurance de qualité du futur devra se préoccuper des systèmes d'exploitation d'image et en particulier des consoles de visualisation et des reprographes laser.

On connaît par ailleurs peu de choses concernant le processus d'identification par l'oeil et le cerveau des anomalies mammographiques mais on a pu démontrer que la durée pendant laquelle l'oeil s'arrête sur l'anomalie est liée au risque de faux négatif et que les temps d'arrêt à un endroit de l'image, les temps de balayage de l'image et de détection des anomalies varient avec l'observateur [Krupinski 1996]. Une meilleure connaissance de ces éléments permettra peut-être d'imaginer des systèmes de feed back pour améliorer le rendement des lectures et de prendre en compte le facteur lecteur dans le processus d'optimisation

6. RECOMMANDATIONS CONCERNANT LES DOSES D'IRRADIATION EN MAMMOGRAPHIE

Avec une bonne technique, l'irradiation se limite à des doses très raisonnables. La tendance récente a été cependant de l'augmenter légèrement pour atteindre des densité optiques plus élevées [Suleiman 1999]. On retrouve la même tendance dans le cahier des charges français pour le dépistage [Noël 1998].

Les doses moyennes à la glande par incidence recommandées par l'Agence Internationale de l'Energie Atomique (AIEA) sont de 1 mGy sans grille et de 3 mGy avec grille. La Commission des Communautés Européennes donne la limite de 10 mGy à l'entrée pour un sein de 40 mm d'épaisseur radiographié avec grille et de 20 mGy pour un sein de 50 mm, ce qui correspond à une dose moyenne à la glande de 2,5 mGy.

7. LES CONDITIONS DE LECTURE DES CLICHES

Si la technologie de la mammographie a considérablement évolué, le négatoscope de lecture a par contre peu changé au cours des 20 ou 30 dernières années. Ce n'est que récemment que l'on a commencé vraiment à s'intéresser à ces problèmes [Kimme-Smith 1997, Hill 1997, Waynant JDI 98]. L'utilisation de films très contrastés avec des densités optiques élevées est très contraignante et nécessite des négatoscopes très lumineux et une interprétation dans des conditions d'éclairement faibles. La relation entre détection de cancers et densité optique a cependant été contestée [Kotre 1998]. L'adaptation de l'éclairement du négatoscope au film est possible. La société Smart Light a conçu un négatoscope qui règle de manière automatique la température de couleur et le niveau de luminance lors de l'affichage du film [Inbar 1998]. De manière plus simple, les négatoscopes à volets donnent un bon confort d'utilisation ou on pourra utiliser des caches faits de films noircis pour masquer les régions éblouissantes.

8. LE CAS PARTICULIER DE LA MAMMOGRAPHIE NUMERIQUE

Les possibilités d'évolution de la chaîne d'imagerie mammographique conventionnelle sont limitées et on peut penser que l'avenir de la mammographie se fera vers les technologies de numérisation, domaine dans lequel les industriels ont beaucoup investi ces dernières années [Adler 1995, Feig SU 1996].

Il y a une ambiguïté de langage concernant les termes de numérisation et de conversion directes et indirectes. Les détecteurs électroniques de rayons X peuvent être divisés en deux catégories : ceux qui font appel à une technique directe pour convertir les rayons X en charges électriques et celles qui utilisent une méthode indirecte. Il ne faut pas confondre la conversion directe avec la lecture directe qui est une caractéristique de tous les détecteurs électroniques. La conversion directe concerne des détecteurs qui ont un photoconducteur RX comme le sélénium amorphe qui transforme directement les rayons X en charges électriques. Dans le cas par contre de détecteurs à conversion indirecte, il y a deux étapes : un scintillateur transforme les rayons X en lumière. Celle-ci est ensuite transformée en charges électriques par un photodétecteur comme par exemple des photodiodes de silicium amorphe ou des CCD ( fig. 11) [Chotas 1999].

Fig. 11 : Schéma concernant les procédés de numérisation d'après Chotas [1999]

Les systèmes numériques ont une dynamique plus grande que les couples écran-film, un meilleur contraste et offrent des possibilités de post-traitement, de transmission et d'aide au diagnostic.

Longtemps, la numérisation n'a consisté qu'en une transformation d'une image dite analogique en image numérique à l'aide d'une caméra CCD ou d'un scanner (c'est-à-dire en une numérisation indirecte) ce qui ne donnait pas (ou très peu) d'informations supplémentaires.

Ont été mis sur le marché les écrans radioluminescents à mémoire (ERLM) puis les détecteurs couplés à une caméra CCD par un système de miroir ou par des fibres optiques avec un système de réduction pour la stéréotaxie [Dershaw 1993]. Récemment, les premiers détecteurs numériques plein-champ ont été installés sur des statifs de mammographie [Cowen 1997]. Des essais multicentriques sont en cours pour valider ces techniques en mammographie de dépistage et en mammographie de diagnostic dans le cadre en particulier d'autorisation de la FDA.

Il reste à concevoir une station de lecture bien adaptée et disponible pour un prix abordable. Pour l'instant, les écrans disponibles ne permettent pas de visualiser en entier une mammographie avec la pleine résolution. Les stations de travail devront être ergonomiques [Beard 1997] et efficaces, et aussi d'un prix abordable. Ces impératifs ne sont pas faciles à concilier.

Le choix du contraste et de la densité optique influencent le niveau de dose. En numérique, le film ne sert plus de dosimètre et il faudra être particulièrement vigilant pour ne pas laisser s'installer des dérives.

La percée vers la numérisation est déjà engagée mais ce ne sera qu'au siècle prochain que l'on saura si les promesses actuelles pourront être tenues et si la technologie numérique pourra dépasser les standards de qualité actuels à des coûts acceptables pour un type d'appareil qui est destiné à examiner des millions de femmes et dans tous les pays, même ceux dont le niveau de ressources économiques est moindre que celui des pays les plus riches.

Pour l'instant, les plaques photostimulables permettent d'obtenir des images avec moins de dose que les couples écran-film utilisés habituellement mais cette réduction est limitée par l'augmentation du bruit qui dégrade la qualité des images. En pratique, il est nécessaire pour obtenir des images de très bonne qualité d'utiliser des doses relativement proches de celles utilisées avec ces couples écran-film. On peut espérer par contre qu'à l'avenir les techniques de numérisation directes permettent des réductions importantes de dose.

9. ESTIMATIONS COÛT-BENEFICE

Cette estimation n'a de signification que dans l'optique d'un dépistage de masse ou de la pratique d'examens systématiques répétés.

L'évaluation du risque lié à l'irradiation fait entrer en compte l'âge de la patiente, le nombre de clichés pratiqués, la qualité du faisceau, le matériel mammographique utilisé et la répétition éventuelle de l'examen. Elle permet d'estimer le nombre de cancers induits, le nombre de décès dus à ces cancers et le nombre d'années de vie perdues.

L'évaluation du gain en années de vie obtenu par la mise en évidence de cancers infracliniques a pu être faite grâce aux expériences de dépistage de masse, en particulier celles réalisées aux Etats-Unis, en Suède et en Angleterre. Les travaux les plus récents démontrent une réduction de mortalité de l'ordre de 40 à 60 % chez les femmes de plus de 50 ans ayant participé ; des résultats similaires peuvent probablement être obtenus chez les femmes de 40 à 49 ans en utilisant les techniques modernes de la mammographie et en choisissant un intervalle entre deux examens adapté à l'âge et à la densité du sein [Hall 1986].

Avant 35 ans, le bénéfice de la mammographie en terme de dépistage est nul, le risque est de toute façon trop élevé, même s'il est minime.

Feig [1986] a calculé pour un dépistage unique de femmes de 40 à 49 ans le rapport entre le gain de vie en années et les années perdues par cancer radio-induit : en se mettant dans la situation extrême d'une extrapolation linéaire du risque et d'une réduction de mortalité de seulement 20 %, il considère que pour les 100 années de vie gagnées, la perte n'est que de 1 année : le bénéfice est en réalité largement supérieur à cette estimation.

Law [1987] considère que dans l'expérience de dépistage d'Edimbourg, il y a selon l'âge des femmes examinées 170 à 1000 cancers détectés pour un risque maximum d'un cancer radio-induit.

Si l'on prend comme base de calcul, comme l'a fait Zuur [1985], non pas un seul examen mais une surveillance mammographique intensive (une mammographie par an de 35 à 75 ans, soit 40 examens), le nombre de cancers radio-induits serait de 600 avec une mortalité de 240 pour un million de femmes. Dans le même temps, l'incidence attendue de cancers spontanés est de 85 000, avec une mortalité qu'un protocole de dépistage aussi intensif peut réduire de 65 à 70 % (cette réduction de mortalité intéresse également les cancers radio-induits mais dépistés). On peut donc considérer dans cette étude que le risque est négligeable par rapport au bénéfice en années de vie sauvées chez les femmes de plus de 40 ans.

Ces éléments sont confirmés par une publication de Law [1993 p691] qui constate que dans le programme anglais, pour les femmes de 50 à 64 ans radiographiées tous les 3 ans, le nombre de cancers détectés dépasse de très loin le nombre de cancers qui auraient pu être radio-induits. Le risque est cependant plus élevé si on radiographie des femmes plus jeunes ( tab. 8). A l'échelon individuel, les femmes avec des très gros seins et pour lesquelles on fait des incidences multiples ont un risque un peu plus élevé ce qui amène l'auteur à préconiser les mesures suivantes : maintenir l'âge du début du dépistage à 50 ans ou au-delà, exclure les femmes à seins très volumineux, limiter les doses à 1 mGy maximum par incidence et utiliser des formats 24 cm x 30 cm pour radiographier les gros seins plutôt que des incidences multiples.

Deux publications récentes [Law 1995, Mettler 1996] ont réactualisé l'évaluation coût-bénéfice ( tab. 9). Elles sont en retrait par rapport aux estimations néerlandaises antérieures [Zuur 1985]. Elles aboutissent à la conclusion que le risque de la mammographie a été probablement plutôt surestimé et que dans la conception d'un programme de dépistage, il faut privilégier les taux de détection. Ceci concerne en particulier le rythme des mammographies.

Une publication de Law [Law 1997] concerne l'estimation du risque chez les femmes jeunes ayant des antécédents familiaux de cancer du sein. Il insiste dans ce cas sur la nécessité de maintenir la dose à la glande en-dessous de 2 mGy par incidence tout en maintenant une qualité d'image maximale. Il insiste aussi que ces femmes ne doivent être examinées que dans des centres qui ont des contrôles de qualité stricts.

On peut finalement faire la recommandation d'éviter la pratique systématique de la mammographie avant 35 ans chez les patientes asymptomatiques et il n'est bien entendu pas question pour autant de négliger les efforts pour réduire les doses en mammographie où le concept ALARA s'applique pleinement comme pour toutes les autres explorations irradiantes. Les recommandations concernant les femmes avec risque génétique ont déjà été signalées précédemment.

CONCLUSION

En ce qui concerne les choix techiques, toutes les études montrent qu'il existe des écarts assez importants dans les mesures faites sur des unités mammographiques différentes et il serait souhaitable que chaque service teste son matériel de manière à réduire le plus possible la dose délivrée [Friedrich 1991, Galkin 1988, Gannon 1983].

Il faut corréler la qualité d'image avec la dose ( fig. 9). La meilleure technique est celle qui donne une bonne image avec une dose aussi faible que possible. Lorsqu'une installation est réglée de manière optimale, la dose est toujours plutôt faible. Une dose d'irradiation très forte correspond toujours à une technique insuffisante. Une modification de technique n'est acceptable que si elle augmente significativement la qualité de l'image sans entraîner une augmentation exagérée de la dose et à qualité d'image égale, c'est la solution la moins irradiante qui doit être utilisée [Law 1993 p691].

Les conditions de lecture sont trop souvent négligées. Des clichés de qualité ne peuvent être bien exploités que sur des négatoscopes bien adaptés, dans une ambiance lumineuse correcte et avec l'aide d'une loupe pour analyser les détails les plus fins [Haus 1993].

En mammographie, la qualité de l'image a un impact considérable sur le bénéfice que l'on attend de cet examen. La technique doit être optimisée par rapport aux objectifs (diagnostic ou dépistage) et par rapport à la patiente (âge, taille du sein et densité) en tenant compte de la dose d'irradiation et de la qualité de l'image. L'optimisation des paramètres techniques est plus facile grâce aux technologies récentes. Une fois établies les conditions de base, le contrôle systématique de la qualité permet d'éviter une détérioration qui n'est le plus souvent pas perçue immédiatement à la lecture.

Le risque d'induire un cancer du sein par une mammographie est infime, voire inexistant avec les techniques radiologiques actuelles. L'évolution de la technologie permettra dans les années à venir de diminuer encore la dose de rayons X nécessaire à l'obtention d'une mammographie et le principe ALARA doit être respecté comme pour tout acte de radiodiagnostic.

Le risque est de toute façon sans commune mesure avec le bénéfice que l'on peut espérer de cet examen dans la réduction de la mortalité par cancer du sein.

Le rythme des examens et l'âge de la première mammographie restent à discuter en fonction de l'âge et de l'existence d'antécédents de cancer du sein.

Les réticences à appliquer les recommandations de faire du dépistage mammographique et l'impossibilité de les mettre en pratique à l'échelle de toute la population ne sont pas basées sur des arguments radiobiologiques mais sur des arguments d'ordre économique.

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