4-ANNEXE 1 - DETECTION DES RAYONS X (RX)


4.1		Différents types de dosimètres

4.1.1		Dosimètre photographique

	L'ensemble du personnel du Département de Radiologie de l'Hôpital doit se munir d'un 
film photographique ou Dosifilm accumulant la dose de RX reçue par les praticiens
(Manipulateurs d' Electro-Radiologie ou M.E.R., diagnosticiens, médecins
radiologues...).Périodiquement ces films sont développés par l' O.P.R.I. afin d'évaluer la dose à
laquelle s'est exposé chaque membre du personnel .Pour satisfaire aux exigences requises par
l'Assurance Qualité de l'Hôpital, nous avons jugé indispensable de posséder également un
dosimètre portatif et nous sommes procuré le « Stylomètre modèle PHY-SEQ 5 » utilisé lors
des travaux pratiques de Physique Nucléaire [Figure 2]. Cette démarche, lourde
administrativement, doit être engagée par toute personne s'exposant aux rayonnements
ionisants.



Figure 2 Coupe d'un stylo-dosimètre

4.1.1	Compteur Geiger-Muller du type « Babyline »

La présentation d'un tel appareil n'est plus à faire car il est devenu la « mascotte» de certains mouvements écologistes. 
Bien que l'Hôpital en possède un exemplaire, nous l'écarterons de notre étude car celui-ci devient pleinement efficace 
qu'au bout d'un temps d'exposition de 5 secondes alors que le temps de pose moyen d'une radiographie excède 
rarement le dixième de seconde.

4.1.2	Dosimètre thermoluminescent

Ce détecteur est composé de F4Li. Sous l'effet des RX se produit un changement
d'état latent et suite à un échauffement extérieur, celui-ci émet de la lumière dont la mesure
d'éclairement est proportionnelle à l'irradiation. L'avantage de ce détecteur est sa petite taille
(pastille de papier de 5 mm de diamètre) seulement l'appareil de mesure associé est onéreux. 
Cependant il reste utilisé par les physiciens d'Hôpital dans les centres anticancéreux.

4.1.3	Dosimètre à semi-conducteur

Le détecteur à semi-conducteur «DOSIMAX » dont s'est doté l'Hôpital en janvier
1999 pour un coût d'environ 12 000 francs, tisse à lui seul la trame de notre Travail d'Etude et
de Recherche (T.E.R.). En effet, notre « privilège » fut de pouvoir le tester les premiers et de
prendre conscience de son fort potentiel, tant sur le plan pratique qu'efficace. Nous jugeons
fort utile d'en étudier le principe de fonctionnement.

4.2	Principe de fonctionnement d'un détecteur à semi-conducteur

4.2.1	Description

La page 13 de la fiche technique nous renseigne sur la nature du semi-conducteur et le
type de structure utilisée (photodiode p-i-n à base de Silicium) ainsi que sur son domaine
d'efficacité (détection valable si la différence de potentiels ou d.d.p. alimentant le tube à RX est
comprise entre 50 et 120 kiloVolts) et son facteur de conversion (coefficient de
proportionnalité entre la charge électrique collectée et la dose reçue par le détecteur pour une
d.d.p. et une filtration données).

4.2.2	Structure p-i-n



Figure 3 Operation of photodiode. 

(a) Cross-sectional view of p-I-n diode. 
(b) Energy band diagram under reverse bias. 
(c) Carrier generation characteristics. (After Melchior)

Dans une jonction p-n, polarisée en inverse, se crée une zone dépeuplée en porteurs de
charges ou zone de déplétion aux faces de laquelle s'accumulent des charges de signes opposés
dues à la diffusion des électrons et des « trous», des zones de forte concentration vers les
zones de faible concentration. La largeur de cette zone, dans le cas du Silicium s'exprime par:

W[micromètres] # 0.4 x sqrt(R x VR)

où VR désigne la d.d.p. en Volts appliquée à la jonction et R la résistivité électrique du
matériau constituant la structure exprimée en Ohms x centimètres. Lorsqu'un photon X
traverse la zone de déplétion, une paire (électron, « troU» ) se forme par excitation d'un
électron de la bande de valence vers la bande de conduction du semi-conducteur. Chaque type
de porteur se déplace alors en sens opposé, sous l'action d'un champ électrique généré par 
l'application de la d.d.p. VR, créant un courant de conduction. Chaque photon X détecté 
induit une impulsion de courant dont la hauteur dépend de l'énergie cinétique que cède celui-ci
à un électron de la bande de valence (essentiellement par effet photoélectrique) en traversant la
zone de déplétion. Dans une structure p-i-n, la zone de déplétion est rendue intrinsèque (non
dopée) par diffusion de Lithium ionisé et ce procédé en accroît la largeur W .

4.2.3	Facteur de conversion

Pendant la durée t d'irradiation, un excès de courant Iph dû aux photons détectés crée
une charge Q = Iph * t stockée dans un condensateur aux bornes duquel la d.d.p. est convertie
en dose afin d'apparaître à l'écran du « DOSIMAX» à raison de 6.7 microCoulomb par Gray,
pour une tension d'alimentation du tube à RX de 70 kiloVolts. Pour une autre tension ,nous
utiliserons le facteur de correction « Cq » calculé par le constructeur et présenté page 19 de la
fiche technique. Pour les tensions utilisées (de 40 à 70 kV) celui-ci est proche de 1 nous n'en
tiendrons pas compte.

4.1		Etude préliminaire du « Dosimax »

4.1.1	Directionalité de la sonde



Figure 4 Sonde du « DOSIMAX »



Figure 5 Directionalité de la sonde

Cette première étude fut conduite en salle 2 avec les constantes suivantes: 60 kV, 2
mAs, 20 ms, distance foyer du tube-table de 96 cm, dimension du champ de 36 cm*43 cm.
L'analyse des résultats [Figure 5] nous mène aux conclusions suivantes:
·	toute la surface recto de la sonde capte le signal dont 60 % est concentrée dans le cercle [tests (a) et (b)]. 
Par contre, le verso de la sonde ne capte que 3 % du signal [test (c)] ;
·	la dose reçue par le détecteur est plus élevée lorsque 'celui-ci est orienté de la cathode vers l'anode [tests (d) et (e)]. 

Il est indispensable de placer le détecteur de sorte que la dose mesurée soit maximale.
Pour de nouveaux paramètres fixes 65 kV, 10 mAs et 100 ms la valeur instantanée mesurée
fluctue autour de la valeur moyenne avec une erreur relative de 3 %, ce qui nous permet de
considérer la dose mesurée égale à la dose moyenne qui serait obtenue en réitérant la mesure.

4.1.2	Inhomogénéité spatiale de la dose délivrée par le tube à RX



Figure 6 Variations spatiales d'intensité de la dose délivrée par le tube à RX (salle 2)

La dose mesurée par la sonde, dirigée de la cathode vers r anode, varie avec la position
de cette dernière et ceci provient du fait que les photons émis par r anode tournante le sont
dans une direction privilégiée. Lors de la mesure des doses délivrées durant chaque examen
radiopédiatrique, nous nous attacherons à repérer l’anode et la cathode du tube à RX et
placerons la sonde de sorte que la dose mesurée soit maximisée.

4.1.1	Caractère négligeable des rayonnements diffusés par les tissus irradiés devant les rayonnements primaires émis par le tube à RX

4.1.1.1	Détails de l’étude

Cette seconde étude, menée en salle 4 en fixant les paramètres 60 kV, 10 mAs, 86 ms
et la distance foyer (F)-table à 55 cm [Figure 7], fait intervenir un bidon en plastique
(transparent aux RX) empli de paraffine, dont le coefficient d'absorption linéique est proche de
celui des tissus organiques, simulant un corps d'enfant de par ses dimensions (15x20x30 cm3).
Il nous permettra d'apprécier les effets des rayonnements qu'il diffuse et de les mesurer.



Figure 7 Description des éléments



(a) mesure du primaire avec bidon;
(b) mesure du diffusé par le bidon;
(c) mesure du diffusé ambiant;
(d) mesure du primaire sans bidon;
(e) mesure du primaire et du diffusé à la sortie du bidon.

Figure 8 Etude du diffusé par un bidon de paraffine

4.1.1.2	Doses mesurées (mGy - millisecondes)



Tableau 10 Résultats des mesures de doses mesurées

L'analyse des résultats nous éclaire sur les faits suivants:

·	lorsque le champ diminue, la dose mesurée par la sonde diminue car les bords du diaphragme 
diffusent davantage et les photons X ainsi diffusés ne participent plus à la dose délivrée en sortie du diaphragme.
·	Contrairement à l'étude de la salle 2 où le verso de la sonde captait 3 % du signal reçu par le recto, 
celui-ci en reçoit 7 % en salle 4 [voir test (a) et (d) Figure 8], ce qui 	reste relativement faible.
·	D'après le test (d) en grand champ, la dose primaire est de 0,501 mGy. Les doses diffusées par 
le bidon et l'amplificateur de luminance sont de 0,0931 mGy [test (b)] et de 0,0248 mGy [test (c)] respectivement 
pour des temps de pose de 98 et 96 ms, soit au total 0,1070 mGy rapportés à 88 ms ce qui correspond à environ
20 % du primaire.

La nécessité imminente (nouvelle législation) de déterminer les doses d'exposition
délivrées au cours des examens radiopédiatriques dans le but de les inscrire sur le carnet de
santé ne nous laisse guère le temps de prendre en compte le diffusé et par conséquent nous le
négligerons bien qu'étant conscients de son importance. La part de rayonnements diffusés étant
de 20 %, en première approche, cela fixe l'incertitude relative sur les doses d'exposition
mesurées. Pour réaliser une mesure de dose à la peau quasi exacte, la sonde doit être fixée
directement sur la région cutanée irradiée (ce qui exclue toute radiographie exploitable) : la
dose d'exposition primaire est alors évaluée. Puis en changeant de côté le dosimètre (le recto
fait maintenant face à la peau), le rayonnement diffusé est mesuré, en conservant les paramètres
fixés précédemment. La somme des deux mesures donne la dose reçue par la région irradiée.
Bien entendu un troisième cliché sans détecteur est nécessaire au diagnostic. Ceci est purement
théorique, car un patient ne peut être irradié 3 fois alors qu'une seule irradiation suffit à établir
le diagnostic.

4.1.1.1	 Caractéristiques techniques du dosimètre à semi-conducteur « DOSIMAX »



Figure 9 Vue de face du dosimètre



Figure 10 Vue de dos du dosimètre

4.1.1.2	Fiches techniques du « DOSIMAX »



Figure 11 Fiche technique 1



Figure 12 Fiche technique 2



Figure 13 Fiche technique 3