Cancer du sein et mammographie : le rôle du BIPM

Cancer du sein et mammographie : le rôle du BIPM

Cancer du sein

Le cancer du sein est une pathologie maligne qui atteint les tissus mammaires dont les cellules se développent de façon anormale jusqu’à créer une tumeur. Une tumeur maligne est un groupe de cellules cancéreuses capables d’envahir les tissus adjacents ou de s’étendre à d’autres zones du corps en formant des métastases. Le cancer du sein est une maladie qui touche presque uniquement les femmes, mais les hommes peuvent également en être atteints.
Le cancer du sein est de loin le cancer le plus fréquent chez la femme avec 1,38 million de nouveaux cas diagnostiqués dans le monde entier en 2008 (soit 23 % des cancers) et se situe, tous sexes confondus, au deuxième rang de l’ensemble des cancers (10,9 % des cancers).
C’est désormais le cancer le plus courant, à la fois dans les pays développés et dans ceux en voie de développement, avec environ 690 000 nouveaux cas estimés dans chacune de ces deux catégories de pays.
Les taux d’incidence varient de 19,3 pour 100 000 femmes en Afrique de l’est à 89,7 pour 100 000 femmes en Europe de l’ouest ; ils sont élevés (plus de 80 pour 100 000) dans les pays développés (à l’exception du Japon) et faibles (moins de 40 pour 100 000) dans la plupart des pays en voie de développement.
La variation des taux de mortalité est beaucoup plus faible (de 6 à 19 pour 100 000 environ) : cela s’explique par le taux de survie au cancer du sein plus favorable dans les pays développés (au taux d’incidence élevé) en raison d’un diagnostic et d’un traitement précoces. Ainsi, le cancer du sein est, dans le monde entier, la cinquième cause de mortalité par cancer (458 000 décès), mais c’est encore la cause de mortalité par cancer la plus fréquente chez les femmes, à la fois dans les pays en voie de développement (269 000 décès, 12,7 % des cancers) et dans les pays développés où le nombre de décès par cancer du sein (189 000 décès) est équivalent à celui des décès par cancer du poumon (188 000 décès) en ce qui concerne la population féminine [1].
Étant donné que les facteurs responsables de l’apparition du cancer du sein sont mal déterminés, la prévention reste problématique. Bien que divers facteurs de risque, tels que l’héritage génétique, aient été mis en évidence par des recherches, il est impossible d’identifier ceux propres à la majorité des femmes atteintes d’un cancer du sein. C’est pourquoi le dépistage précoce de la maladie est le seul moyen de contrôler l’existence d’un cancer du sein chez une femme et de réduire la mortalité.

Mammographie

La mammographie est considérée comme la technique actuelle la plus efficace pour dépister le cancer du sein à un stade précoce. La mammographie est une technique d’imagerie par rayons x qui permet d’obtenir une radiographie de la structure interne du sein. Les rayons x permettent de déceler des grosseurs anormales ou des anomalies de la structure mammaire avant qu’elles ne puissent être identifiées par quelque autre méthode, y compris l’autopalpation. C’est la meilleure technique pour révéler des cancers non palpables ou faiblement détectables. Elle permet également d’effectuer une localisation de la zone atteinte afin de pouvoir effectuer une biopsie ou administrer un traitement.
L’usage de la mammographie débuta en 1960, mais la mammographie moderne n’existe que depuis 1969 date à laquelle les premières unités derayons x dédiées à l’imagerie mammaire furent disponibles. En 1976 le mammogramme devint untest standard pour détecter le cancer du sein. Même si la mammographie joue un rôle primordial dans le dépistage du cancer du sein, son utilisation présente des risques faibles, mais non négligeables, de carcinogenèse induite par les rayonnements associés à l’examen par rayons x du sein, l’un des tissus les plus sensibles aux effets des radiations. Il est donc essentiel que les rayons x auxquels le patient est exposé soient délivrés de manière optimale afin d’obtenir la meilleure qualité d’image possible et de réduire au maximum la dose de rayonnement délivrée. C’est pourquoi la surveillance de la dose de rayonnement, de façon régulière et au niveau d’exactitude requis, est un aspect fondamental de la mammographie. En effet cette surveillance est recommandée par les instances internationales et dans la plupart des pays développés il existe une législation la concernant.
Les tissus glandulaires, principaux tissus à risque, constituent presque toujours le site de carcinogenèse. La dose moyenne glandulaire (DMG) est ainsi le meilleur indicateur parmi les différentes grandeurs dosimétriques utilisées pour évaluer le risque de cancer chez un patient.
La méthode de référence pour estimer la DMG chez les personnes passant une mammographie par rayons x se fonde sur des mesures du rayonnement émis par le tube à rayons x, ainsi que sur l’utilisation de facteurs de conversion appropriés afin d’obtenir la dose glandulaire.

Dosimétrie de référence pour la mammographie

En radiologie de diagnostic, la grandeur dosimétrique liée au rayonnement émis par le tube à rayons x est le kerma dans l’air, Kair, mesuré en gray. Le kerma, acronyme de kinetic energy released per mass (of material) , est l’énergie cinétique libérée par unité de masse. En pratique, le kerma dans l’air est mesuré à l’aide d’une chambre d’ionisation. Les chambres d’ionisation du commerce, utilisées par les services de radiologie de diagnostic, doivent être étalonnées dans des laboratoires d’étalonnage de référence, de préférence dans le même type de faisceaux de rayonnement que celui utilisé pour le diagnostic, car la réponse des détecteurs de ce type dépend de l’énergie et peut varier en fonction de la nature des faisceaux de rayonnement.
Dans un pays donné, les laboratoires d’étalonnage de référence en dosimétrie des rayonnements sont généralement rattachés au laboratoire national de métrologie ; ce sont des laboratoires de référence primaires (PSDL) ou secondaires (SSDL) de dosimétrie. Les laboratoires primaires peuvent étalonner des chambres d’ionisation directement par rapport à leurs propres étalons, ou l’instrument de référenced’un laboratoire secondaire de dosimétrie qui est alors en mesure d’étalonner à son tour les chambres des utilisateurs. Un étalon primaire est un instrument de la plus haute qualité métrologique qui permet de réaliser l’unité d’une grandeur à partir de sa définition. En radiologie de diagnostic, l’étalon primaire pour réaliser le gray, l’unité de la grandeur « kerma dans l’air», est une chambre d’ionisation à paroi d’air.
Les faisceaux de rayonnement couramment utilisés enmammographie sont délivrés par des tubes à rayons x à anode et dispositif de filtration en molybdène. À une tension de fonctionnement entre 25 kV et 35 kV, le seuil d’absorption des rayons x du filtre enmolybdène permet d’éliminer les énergies spectralesles plus élevées émises par la cible en molybdène et de privilégier les émissions de rayonsx caractéristiques (17,5 kV et 19,6 kV).
Le domaine d’énergie de rayonnement ainsi obtenu est idéal pour que les images de la mammographie des tissus mous soient assez contrastées pour pouvoir effectuer un diagnostic adapté, tout en garantissant que les rayons x aux basses énergies délivrés ne dépassent pas la dose exactement nécessaire.
Certains laboratoires d’étalonnage de référence sontéquipés de tubes à rayons x à anode en molybdène équivalents à ceux utilisés pour la mammographie clinique. Ces laboratoiresétablissent des qualités de rayonnement de référence similaires à celles utilisées en mammographie, à l’aide de leur étalon de kerma dansl’air aux caractéristiques parfaitement déterminées dans ces faisceaux de rayonnement. Les laboratoires de référence non équipés de matériel pour la mammographie mais disposant de tubes à rayons x à anode en tungstène, à savoir ceux utilisés en radiologie conventionnelle,peuvent également établir des qualités de rayonnement de référence similaires à celles utilisées pour la mammographie en ajoutant aux tubes des filtres en molybdène ou en rhodium et en les faisant fonctionner dans la même gamme d’énergie que celle utilisée pour la mammographie. Ces qualités de rayonnement sont également désignées sous le terme de « faisceaux simulés pour la mammographie ».
L’utilisation de qualités de rayonnement provenant d’une anode en tungstène pour étalonner des chambres d’ionisation qui serviront à réaliser des mesures dosimétriques dans des faisceaux de rayonnement délivrés par une anode en molybdène nécessite des études supplémentaires afin de déterminer la réponse des chambres aux faisceaux de rayonnement en fonction de la distribution spectrale [2].
Les étalonnages des chambres d’ionisation doivent être effectués dans des faisceaux de rayons x parfaitement définis, la réponse des dosimètres dépendant de la distribution spectrale du faisceau de rayons x. Le matériau de l’anode, latension produite, le taux de kerma dans l’air, la filtration, la première couche de demi-atténuation et la distribution en énergie des photons (spectre) constituent les principaux paramètres ayant un impact sur les caractéristiques d’un faisceau de rayons x. Il est important que les laboratoires d’étalonnage de référence soient équipés de générateurs de tension stable afin d’éviter toute fluctuation de la distribution spectrale du faisceau de rayons x ;des mesures exactes de la tension produite sont nécessaires pour déterminer la qualité du faisceau de rayonnement, et des systèmes stables de contrôle et de mesure du courant traversant l’anode permettent d’évaluer les corrections à appliquer à d’éventuelles fluctuationsdu taux de kerma dans l’air mesuré.
Les déterminations exactes du kerma dans l’air nécessitent que les caractéristiques de l’étalon primaire soient parfaitement définies ou que des chambres étalonnées et traçables à des étalons primaires soient utilisées. Le moyen de vérifier l’exactitude de mesures est de participer à des comparaisons avec d’autres étalonsdans des faisceaux de rayonnement bien définis. Les comparaisons en dosimétrie sont considérées comme un élément important des programmes d’assurance qualité et sont également recommandées dans des guides normatifs internationaux édités notamment par l’Organisation internationale de normalisation (ISO) [3], la Commission électrotechnique internationale (IEC) [4], la Commission internationale des unités et mesures radiologiques (ICRU) [5] et l’Agence internationale de l’énergie atomique (IAEA) [6].

Rôle du BIPM

Des comparaisons internationales d’étalons primaires et des étalonnages d’étalons secondaires dans le domaine de la dosimétrie des rayonnements ionisants ont été effectués au Bureau international des poids et mesures (BIPM) pour le compte des laboratoires nationaux de métrologie depuis le début des années 60. Le BIPM maintient des étalons de référence stables, met à disposition de ses États Membres des équipements internationaux de comparaison et assure l’unification mondiale des mesures et leur traçabilité au Système international d’unités (SI). Les comparaisons internationales bilatérales organisées par le BIPM permettent aux laboratoires nationaux de métrologie de démontrer leurs aptitudes en matière de mesures et d’étalonnages, tel que cela est défini dans l’Arrangement de reconnaissance mutuelle du CIPM (CIPM MRA). Le CIPM MRA a été mis en place en 1999 par le Comité international des poids et mesures (CIPM), l’organe de supervision du BIPM, afin d’établir le degré d’équivalence des étalons de mesure nationaux maintenus par les laboratoires nationaux de métrologie, de reconnaître les aptitudes en matièrede mesures et d’étalonnages (CMCs) de ces laboratoires et de mettre en place un système de traçabilité des mesures au SI.
Le BIPM travaille en étroite collaboration avec les Comités consultatifs, dont les membres sont les laboratoires nationaux de métrologie des États Parties à la Convention du Mètre (1875). Le Comité consultatif pour les étalons de mesure des rayonnements ionisants (CCEMRI) a été créé en 1958, suite aux recommandations de l’International Commission for Radiation Units and Measurements (ICRU) ; il a été renommé Comité consultatif des rayonnements ionisants (CCRI) en 1997. Sa mission est de conseiller le BIPM sur son programme de travail scientifique en matière de rayonnements ionisants, et de fixer les conditions de référence pour toutes les comparaisonsde dosimétrie.
Les comparaisons d’étalons nationaux primaires par rapport à ceux du BIPM sont désignées sous le terme de « comparaisons clés » et ont pour référence BIPM.RI(I)-Kn, (n étant le nombre associé à chaque comparaison clé). La détermination par le BIPM de la grandeur dosimétrique a été établie par le CCRI(I) en 1999 comme la valeur de référence de la comparaison clé (KCRV), x R , à partir de laquelle les laboratoires nationaux de métrologie participant à la comparaison clé établissent les degrés d’équivalence. Les résultats decomparaison sont publiés dans la base de données du BIPM sur les comparaisons clés KCDB [7] du CIPM MRA.
Le Département des rayonnements ionisants a effectué les premières comparaisons internationales dans des faisceaux de rayons x aux basses énergies en 1966 [8] dans les qualités de rayonnement de référence recommandées par le CCEMRI [9] : ces comparaisons sont identifiées sous la référence BIPM.RI(I)-K2. Les faisceaux de rayonnement de référence ont été établis au BIPM à l’aide d’un tube à rayonsx à anode en tungstène et filtre en aluminium, fonctionnant de 10 kV à 50 kV. Une chambre à parois d’air libre a été mise au point au BIPM au début des années 60 afin de servird’étalon primaire pour ces faisceaux de rayonnement ; elle est depuis utilisée pour toutes les comparaisons en continu de kerma dans l’air dans ce domaine.
En 2001, la Section I du CCRI, (CCRI(I)), a pour la première fois proposé que le BIPM étende ses activités à la mammographie, afin de répondre aux besoins des laboratoires nationaux de métrologie en matière de comparaisons dans ce domaine, et afin de déterminer les caractéristiques des étalons nationaux et de les étalonner en garantissant leur traçabilité auSystème international d’unités (SI).
J’ai entrepris ce travail en établissant un ensemble de neuf qualités de rayonnement à l’aide du tube à rayons x à anode en tungstène existant, équipé de filtres en molybdène ou rhodium, afin de simuler les faisceaux de rayonnement utilisés en mammographie clinique [10]. En 2005 et 2007, un programme à moyen terme visant à mettre en place au BIPM un équipement de comparaison et d’étalonnage dans les faisceaux mammographiques a été présenté au CCRI(I). En 2009, après l’installation d’un tube à rayons x à anode en molybdène, quatre qualités de rayonnement ont été établies comme faisceaux de référence pour les comparaisons et étalonnages en mammographie [11], suite aux recommandations faites par la Section I du CCRI lors de la 19e réunion du Comité au BIPM, en mai 2009. Par ailleurs, une nouvelle chambre à parois d’air libre a été conçue et fabriquée au BIPM afin d’être utilisée comme étalon primaire pour la dosimétrie dans les faisceaux mammographiques. Il a été établi que les qualités de rayons x simulés pour la mammographie étaient appropriées pour étalonner quatre chambres d’ionisation similaires à celles couramment utilisées par les laboratoires nationaux de métrologie pour la dosimétrie en mammographie encomparant la réponse des chambres aux qualités de rayonnement déterminées par la combinaison tungstène/molybdène ou molybdène/molybdène.
Les paragraphes suivants décrivent brièvement le travail effectué au BIPM pour disposer d’équipements internationaux de comparaison et d’étalonnage dans le domaine de la mammographie, et sont répartis en cinq parties : l’établissement des faisceaux de rayonnement simulés pour la mammographie ; la conception, la construction et la détermination des caractéristiques d’un étalon primaire ; la mise en place de qualités de rayonnement de référence pour la mammographie ; l’étude de la réponse de chambres d’ionisation à différents faisceaux de rayonnement ; et enfin, le programme de comparaisons internationales constituant une nouvelle comparaison clé du BIPM, ayant pour référence BIPM.RI(I)-K7. Les détails complets sont donnés dans les différents chapitres de ce mémoire, qui peuvent être lus de manière indépendante ; toutes les références sont fournies dans le dernier chapitre.

Qualités de faisceaux de rayonnement simulés pour la mammographie

Afin de disposer de qualités de rayonnement similaires à celles utilisées pour la mammographie, tout en se servant de son tube à rayons x à anode en tungstène, j’ai mis en place un nouvel ensemble de qualités de rayonnement en remplaçant la filtration en aluminium utilisée pour les qualités de rayonnementde référence recommandées par le CCRI par des filtres en molybdène et en rhodium de 0,06 mm et 0,05 mm d’épaisseur respectivement, et en faisant fonctionner le tube à diverses tensions spécifiques à la mammographie clinique.
La détermination de la qualité d’un faisceau, exprimée en termes d’épaisseur d’aluminium nécessaire pour réduire de moitié le taux de kerma dans l’air par rapport à sa valeur initiale, dénommée couche de demi-atténuation (CDA), a été réalisée à l’aide de l’étalon du BIPM, à savoir la chambre à parois d’air libre L-01. Des facteurs de correction ont été appliqués aux mesures pour déterminer le débit de kerma dans l’air. Comme ces facteurs de correction dépendent de l’énergie, ils doivent être déterminéspour chaque qualité de rayonnement, de façon expérimentale ou au moyen de calculs, à l’aide du spectre correspondant à chaque qualité.
Le facteur de correction k s(défaut de saturation dû à la recombinaison et à la diffusion des ions) a été déterminé à l’aide de la méthode proposée par De Almeida et Niatel [12] et mise en œuvre par Boutillon [13] ; les corrections k pol (polarité) et k p (transmission de photons par la paroi avant de la chambre) ont été déterminées aux moyen de mesures ; les facteurs de correction k e(perte d’électrons), k sc(diffusion des photons), k fl (fluorescence) et k dia (diffusion et transmission des photons à partir du diaphragme)ont été calculés à l’aide des techniques de Monte Carlo ; à cet effet le programme de calcul Monte Carlo PENELOPE [14] a été utilisé pour des photons monoénergétiques de 2 keV à 50 keV, par pas de 2 keV ; une simulation complète de l’étalon du BIPM a été réalisée avec le programme de géométrie du code PENELOPE, PENGEOM. Les résultats des calculs pour les photons monoénergétiques ont été convolués avec le spectre correspondant à chaque qualité de rayonnement, déterminée de façon expérimentale et par simulation, tel que celasera ultérieurement expliqué.
Les spectres ont été mesurés à l’aide de la méthode de diffusion Compton, qui consiste à placer un matériau de diffusion dans le faisceau primaire, puis à mesurer les photons déviés sous un certain angle, et enfin à reconstruire le faisceau primaire. Un spectromètre Compton du commerce construit pour diffuser les photons sousun angle de 90° a été utilisé pour cette étude ; les photons déviés ont été identifiés à l’aide d’un détecteur au germanium pur adapté à la mesure des basses énergies associé à un analyseur multicanaux. Le détecteur au germanium a été étalonné aux énergies connues des rayons x et γémis par des sources radioactives de I et Am. Les spectres primaires de rayons x ont été reconstruits à partir de la distribution de l’amplitude des impulsions à l’aide d’un logiciel du commerce [15].
Deux des spectres mammographiques ont également étéobtenus par simulation à l’aide des techniques de Monte Carlo en utilisant le programmePENELOPE. La configuration du tube à rayons x (source d’électrons, cible, fenêtre du tube, système du collimateur et filtres) a été simulée en détail à l’aide du programme de géométrie de PENELOPE. Une interface utilisateur a été écrite : elle appelle les sous-programmes définis dans PENELOPE pour simuler le transport d’électrons se propageant dans le vide et frappant la cible où ils induisent un rayonnement de freinage, ainsi que le transport de photons à travers les collimateurs et les filtres, afin d’enregistrer, au niveau du plan de mesure de référence, l’énergie des photons ainsi que les coordonnées associées et la directionde chaque photon traversant ce plan.
Les spectres mesurés présentent un bon accord avec les spectres calculés, la déviation maximale étant inférieure à 0,35 keV ; ces différences n’ont pas d’effet significatif sur le calcul des facteurs de correction à appliquer à l’étalon. Les débit de kerma dans l’air ont ensuite été mesurés à l’aide de la chambre à paroisd’air libre L-01.
L’utilisation des faisceaux produits par la combinaison tungstène/molybdène pour l’étalonnage de chambres qui seront utilisées ensuite pour la dosimétrie de faisceaux produits par la combinaison molybdène/molybdène doit être évalué en comparant la réponse de ces chambres dans ces deux types de faisceaux de rayonnement. En préambule à la présente étude, trois chambres d’ionisation couramment utilisées pour la dosimétrie en mammographie ont été étalonnées de régulièrement pendant plusieurs années, dans les faisceaux simulés pourla mammographie, afin de déterminer leur réponse.

Étalon primaire pour la mammographie

Un nouvel étalon primaire pour la dosimétrie dans les faisceaux mammographiques a été conçu et fabriqué au BIPM. Ce nouvel étalon, appeléL-02, est une chambre à paroi d’air libre à plaques parallèles conçue pour être utilisée jusqu’à 50 kV et réduire au maximum l’amplitude des facteurs de correction appliqués pour la détermination du kerma dans l’air.
Le nouvel étalon L-02 a été comparé à l’étalon actuel L-01, à l’aide du tube à rayons x à anode en tungstène, dans les qualités de rayonnement de référence du CCRI. À cette fin, les facteurs de correction à appliquer au nouvel étalon pour déterminer le taux de kerma dans l’air ont dû être définis pour ces faisceaux de référence; comme cela a été expliqué dan la section précédente, ces facteurs ont été obtenus soit par des calculs à l’aide des techniques de Monte Carlo, soit de façon expérimentale au moyen de mesures ionométriques. Le nouvel étalon a été simulé de façon exhaustive à l’aide du programme de géométrie PENELOPEpermettant de reproduire les dimensions et les matériaux. Les facteurs de correction ont été calculés pour des photons monoénergétiques de 2 keV à 50 keV, parpas de 2 keV. Les résultats des calculs pour les photons monoénergétiques ont été convolués avec les spectres spécifiques aux qualités du CCRI.
Ces spectres ont été mesurés à l’aide du spectromètre Compton du BIPM et ont également été simulés en utilisant le programme PENELOPE.
Étant donné que la comparaison des étalons L-01 et L-02 a fait ressortir des différences de l’ordre de 4 × 10 −3 , une série d’études visant à déterminer la cause de ce désaccord ont été entreprises : elles concernent la détermination du volume de la chambre, les potentiels decontact entre le collecteur et la plaque de garde, ainsi que la température et sa stabilité au sein de la chambre. Aucune de ces études n’a permis d’expliquer les différences intiales qui ont pu atteindre 8 × 10 −3 au cours de certaines mesures. La planéité de la plaque du collecteur a été vérifiée en utilisant un instrument de mesure de coordonnées tridimensionnelles (MMT) une fois la chambre constuite, puis à chacun de ses démontages et réassemblages, une tolérance de 50 µm étant acceptée. Afin d’évaluer si cette tolér ance convient, le bord supérieur du collecteur a été surélevé puis abaissé de près de 100 µm par rapport à la plaque de garde. On a alors observé des différences allant jusqu’à 3 × 10 −2 , ce qui indique que la tolérance de 50 µm est trop élevée et pourrait expliquer la variation des résultats. Un nouveau support a donc été conçu pour que l’électrode de collecte puisse être ajusté par rapport à la plaque de garde à mieux que 5 µm. L’électrode de collecte et la plaqu e de garde, tous deux en aluminium, ont été nettoyés puis à nouveau assemblés à l’aide du nouveau support. Avec cette configuration, la différence entre les étalons a été réduite à 1 ×10 −3 , mais ce résultat ne s’est pas avéré stable, atteignant trois mois plus tard 4 × 10 −3 sans modification de la co-planéité. Ce n’est qu’en revêtant le collecteur et la plaque de garde de graphite que cette différence a pu être à nouveau réduite à 1 × 10 −3 ; elle est depuis restée stable.

Qualités de rayonnement de référence pour la mammographie

Un tube à rayons x à anode en molybdène a été installé dans le laboratoire des rayons x pour les basses énergies du BIPM ; des équipements tels que le générateur à haute tension, le stabilisateur de tension ou le système de mesure ducourant traversant l’anode, peuvent ainsiêtre utilisés soit avec le tube à anode en tungstène existant, soit avec le nouveau tube à anode en molybdène.

Table des matières
Acknowledgments 
Résumé
Summary 
Table des matières 
Liste des tableaux
Liste des figures 
Liste des figures
Introduction
Cancer du sein et mammographie : le rôle du BIPM
Cancer du sein
Mammographie
Dosimétrie de référence pour la mammographie
Rôle du BIPM
Chapter 1. Breast cancer and mammography: the role of the BIPM
Introduction
1.1. Breast cancer
1.2. Mammography
1.3. Reference dosimetry for mammography
1.4. The role of the BIPM
Chapter 2. Establishment of simulated mammography radiation qualities using a tungsten target x-ray tube with molybdenum and rhodium filters
2.1. Introduction
2.2. Establishing new radiation beams: determination of the beam quality and the air kerma rate
2.2.1. X-ray production
2.2.2 X-ray tube
2.2.3 X-ray characterization
2.2.4 X-ray irradiation facility at the BIPM
2.2.5 The BIPM standard
2.2.6 New radiation qualities
2.3. Determination of spectra
2.3.1 Experimental spectra determination
2.3.2 Spectra determination by simulation
2.4. Results
2.4.1 Spectral measurements
2.4.2 Spectral simulations
2.5. Calibration of transfer ionization chambers
2.6. Summary
2.7. Conclusions
Chapter 3. Design and construction of a primary standard for mammography dosimetry
3.1. Introduction
3.2. Definitions
3.3. Free air chamber
3.3.1. Principle of operation
3.3.2. Design of a free-air chamber
3.4. The BIPM free-air chamber design
3.5. Correction factors
3.6. Comparison with the existing standard
3.7. Conclusions
Chapter 4. Establishment of mammography radiation qualities
4.1. Introduction
4.2. Establishing new radiation beams: determination of the beam quality and the air kerma rate
4.2.1. The BIPM irradiation facility
4.2.2. Mo-anode x-ray tube and calibration bench
4.2.3. The BIPM standard for mammography qualities
4.2.4. Radiation beam
4.2.5. New radiation qualities
4.2.6. Measurement and simulation of energy spectra
4.2.7. Determination of the air-kerma rate
4.3. Conclusions
Chapter 5. A study of the response of commercial ionization chambers to mammography beams
5.1. Introduction
5.2. Calibration of ionization chambers
5.2.1. Ionization chambers
5.2.2. Irradiation facilities and radiation qualities
5.2.3. Positioning of the ionization chambers
5.2.4. Charge measurement and leakage
5.2.5. Radial non-uniformity correction
5.2.6. Reproducibility of the ionization chamber measurements
5.2.7. Additional measurements
5.3. Uncertainties
5.4. Results and discussion
5.5. Conclusion
Chapter 6. Implementation of an international comparison and calibration facility for mammography dosimetry at the BIPM
6.1. Introduction
6.2. An international facility for mammography
6.2.1. International comparisons
6.2.2. Calibration of national secondary standards in mammography beams
6.2.3. Technical cooperation
6.3. Quality system
6.4. Conclusions
Chapter 7. Final conclusions
General conclusions
Résumé
Summary

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