Détection d’objets de bas contraste avec effet de volume...

Détection d’objets de bas contraste avec effet de volume partiel en

tomodensitométrie

NICOLAS SFAMENI

Etudiant Bachelor – Filière Technique en radiologie médicale

ACHILLE GIANOLI

Etudiant Bachelor – Filière Technique en radiologie médicale

Directrice de travail : SANDRINE DING

TRAVAIL DE BACHELOR DÉPOSÉ ET SOUTENU A LAUSANNE LE 4 JUILLET 2011 EN VUE DE

L’OBTENTION D’UN BACHELOR OF SCIENCE HES-SO EN TECH NIQUE EN RADIOLOGIE

MÉDICALE

Haute école cantonale vaudoise de la santé

Filière Technique en radiologie médicale

Nicolas Sfameni et Achille Gianoli

Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011

Remerciements

Nous remercions tout d’abord Mme Sandrine Ding pour nous avoir suivis durant toute la

réalisation de notre travail de Bachelor, pour ses précieux conseils et pour le temps qu’elle

nous a consacré. Nous remercions également M. Pascal Monnin pour nous avoir conseillé et

aiguillé dans les moments nécessaires.

Nous adressons par ailleurs nos remerciements à M. Peter Hogg, grâce à qui nous avons pu

collaborer avec l’Université de Salford dans la réalisation de notre étude et également aux

étudiants Bachelor de ladite Université pour la lecture de nos images.

Nous sommes reconnaissants envers M. Alexandre Dominguez pour nous avoir mis à

disposition le scanner de la filière et aidé à son utilisation. Notre reconnaissance va également

aux TRM responsables du PACS au CHUV pour le traitement de nos images.

Enfin, merci à Coralie Droz-dit-Busset pour son aide à la réalisation des illustrations de notre

travail.



Résumé

But de l’étude : Etudier la détection d’objets de bas contraste avec effet de volume partiel en

tomodensitométrie, en fonction de l’index de bruit, de l’épaisseur de coupe et du pitch.

Méthodologie : Nous avons utilisé un fantôme contenant un module avec des objets de bas

contraste (8 HU) présentant de l’effet de volume partiel en fonction de l’épaisseur de coupe.

Nous l’avons scanné suivant plusieurs protocoles d’acquisition en faisant varier l’index de

bruit, l’épaisseur de coupe, ainsi que le pitch. La détection des objets a été évaluée suivant

deux méthodes. La méthode objective consiste à calculer le CNR des objets de 9 mm de

diamètre. La méthode subjective consiste en l’évaluation visuelle de la détection des mêmes

objets en utilisant une échelle à deux niveaux (1 : visible, 0 : non visible). Nous avons relevé

le CTDIvol indiqué par la machine afin d’estimer la dose délivrée par chaque protocole.

Résultats : La concordance inter-lecteurs est jugée comme acceptable (κ = 0.34). Un CNR de

1.61 à 1.65 doit être atteint pour assurer une bonne détection des objets de 9 mm de diamètre,

quelle que soit leur longueur dans l’axe z. Plus la dose délivrée est élevée, plus le score de

détection l’est également. L’effet de volume partiel diminue fortement le score de détection.

Conclusion : Nous avons pu mettre en évidence l’effet péjorant du volume partiel causé par

l’épaisseur de coupe sur la détection d’objets de bas contraste. Notre travail a de plus permis

de montrer l’effet du volume partiel causé par l’interpolation de l’algorithme de

reconstruction hélicoïdal. Pour assurer la détection de tous les objets étudiés, il faut un

CTDIvol de 106.51 mGy.

Mots-clés : Scanner multibarrettes, bas contraste, effet de volume partiel, qualité d’image,

dose, fantôme, épaisseur de coupe, algorithme de reconstruction.



Avertissement

Les prises de position, la rédaction et les conclusions de ce travail n’engagent que la

responsabilité de ses auteurs et en aucun cas celle de la Haute Ecole Cantonale Vaudoise de la

Santé, du Jury ou du Directeur du Travail de Bachelor.

Nous attestons avoir réalisé seuls le présent travail, sans avoir utilisé d’autres sources que

celles indiquées dans la liste de références bibliographiques.

Lundi 4 juillet 2011, Nicolas Sfameni et Achille Gianoli



Table des matières

1 – INTRODUCTION ........................................................................................................................... 1

2 – METHODOLOGIE ......................................................................................................................... 5

2.1 – MATÉRIEL ................................................................................................................................... 5

2.2 – PROTOCOLES D’ACQUISITION ..................................................................................................... 6

2.3 – MÉTHODE D’ANALYSE ................................................................................................................ 9

2.3.1 – Méthode objective ............................................................................................................... 9

2.3.2 – Méthode subjective ........................................................................................................... 10

2.4 – ESTIMATION DE LA DOSE .......................................................................................................... 11

2.5 – ANALYSES ................................................................................................................................ 11

2.6 – ETHIQUE DE RECHERCHE .......................................................................................................... 11

3 – RESULTATS ................................................................................................................................. 12

3.1 – MÉTHODE OBJECTIVE ............................................................................................................... 12

3.2 – MÉTHODE SUBJECTIVE ............................................................................................................. 13

3.3 – EVALUATION DE LA DOSE ......................................................................................................... 15

3.4 – RELATION ENTRE LES MÉTHODES OBJECTIVE ET SUBJECTIVE .................................................. 16

3.5 – RELATION ENTRE LA MÉTHODE SUBJECTIVE ET LA DOSE ......................................................... 20

4 – DISCUSSION................................................................................................................................. 22

5 – CONCLUSION .............................................................................................................................. 27

5.1 – CONCLUSIONS DE LA RECHERCHE ............................................................................................ 27

5.2 – PERSPECTIVES DE RECHERCHE ................................................................................................. 28

5.3 – PISTES D’ACTION ...................................................................................................................... 29

6 – BIBLIOGRAPHIE ........................................................................................................................ 30

6.1 – LISTE DE RÉFÉRENCES BIBLIOGRAPHIQUES .............................................................................. 30

6.2 – LISTE BIBLIOGRAPHIQUE .......................................................................................................... 33

7 – ANNEXES ...................................................................................................................................... 34



1

1 – Introduction

La tomodensitométrie s’est développée à une très grande vitesse ces dernières décennies et

elle permet maintenant des acquisitions d’images avec des résolutions en-dessous du

millimètre grâce à la technologie multibarrettes (MDCT). Cependant, l’atteinte d’une qualité

d’image élevée des MDCT entraîne souvent une irradiation plus importante du patient [1]. Par

conséquent, la probabilité de développer un cancer radio-induit lié aux effets stochastiques

augmente. La dose délivrée doit être minimale et l’image de qualité suffisante pour le

diagnostic. Les protocoles sont donc réalisés en effectuant un compromis entre ces deux

critères en respectant le principe ALARA (As Low As Reasonably Achievable).

Le principe ALARA consiste en la diminution de la dose tout en assurant une bonne détection

des objets recherchés. Si de nombreux articles s’intéressent à la radioprotection, il s’agit

cependant souvent d’articles de synthèse présentant simplement l’effet des paramètres

d’acquisition (kV, mAs, pitch) sur la dose [2, 3, 4], sans proposer généralement de doses

optimales pour des examens donnés. En revanche, des livres de référence ou des sites Internet,

comme la Société Française de Radiologie (SFR) [5] et le Centre Hospitalier Universitaire

Vaudois (CHUV) [6], proposent des paramètres de réglages techniques, des niveaux de dose

optimaux et des critères de bon positionnement du patient. Cependant, nous constatons que

ces protocoles sont exempts de références bibliographiques, c’est-à-dire qu’il est impossible

de savoir si ces résultats proviennent d’une recherche scientifique et si oui, laquelle. A notre

connaissance, peu d’études ont conduit des expériences pour optimiser la dose délivrée au

patient. Cependant, elles ne sont pas inexistantes [7, 8]. A titre d’exemple, l’étude de Dion et

al [9] a permis, en testant des paramètres techniques différents, de démontrer que la dose peut

être diminuée, tout en gardant une qualité d’image suffisante au diagnostic.

Il est surprenant de constater que les protocoles en radiologie incluent peu de références.

Pourtant, les professions de la santé tendent vers une pratique que l’on veut fondée sur des

résultats de la recherche, appelée l’Evidence-Based Medicine (EBM). Selon Sackett, l’EBM

est l’utilisation consciencieuse, explicite et judicieuse des meilleures preuves actuelles dans

les décisions relatives à la prise en charge individuelle du patient. Elle implique l’intégration



2

de l’expertise clinique, des valeurs du patient, du contexte local, mais également des données

issues de la recherche [10, 11]. L’EBM est actuellement en développement pour les

professions paramédicales, notamment chez les techniciens en radiologie médicale (TRM)

[12]. On parle de manière plus générale d’Evidence-Based Practice (EBP). En réalisant les

examens radiologiques, les TRM sont concernés par cette pratique, car ils définissent les

paramètres techniques influençant la dose et la qualité d’image.

Un de ces paramètres technique modifiable est le pitch, qui est apparu avec l’arrivée des

scanners utilisant une acquisition hélicoïdale. La définition varie selon les constructeurs. La

notion que nous utilisons est « le rapport entre le déplacement de la table durant un tour et la

collimation du faisceau de rayons X » [13]. Un pitch de 1 correspond à une juxtaposition des

faisceaux. Un pitch supérieur à 1 indique qu’il y a un espace entre les faisceaux, tandis qu’un

pitch inférieur à 1 correspond à une superposition des faisceaux. La dose est proportionnelle

au pitch. Une augmentation du pitch permet un gain du temps d’acquisition, une diminution

de la dose, mais une baisse du rapport signal sur bruit (SNR) et de la résolution longitudinale.

Grâce à l’acquisition volumique, il est possible de reconstruire des coupes d'épaisseur

moindre que l'épaisseur de coupe nominale. Ceci ne nécessite pas d’irradiation

supplémentaire, mais au détriment de coupes bruitées, qui sont critiques pour les examens

abdominaux.

L’optimisation de dose est cruciale pour les examens abdominaux, du fait de leur grande

fréquence [14] et par la présence dans cette région anatomique d’organes avec une

radiosensibilité importante. De plus, pour plusieurs types d’explorations (foie, pancréas,

reins), plusieurs passages peuvent être réalisés (natif, artériel, veineux) [15, 16]. Pour

l’exploration abdominale, la détection de bas contrastes est capitale pour différencier les

organes entre eux, mais aussi les tissus normaux des tissus tumoraux d’un même organe, car

leurs contrastes sont proches. Une étude expérimentale de Verdun et al [17] a étudié la

détection d’objets de bas contraste en comparant le rapport contraste sur bruit (CNR) des

objets et la dose délivrée. Ils ont démontré que la réduction de l’épaisseur de coupe nécessite

une augmentation plus importante de la dose afin d’avoir un CNR acceptable. Un autre

paramètre important dans la détection des objets de bas contraste est le problème des effets de

volume partiel (EVP).



3

Les effets de volume partiel peuvent se produire dans le plan xy et dans l’axe z. L’effet de

volume partiel dans le plan xy dépend de la taille de la matrice et du diamètre de l’objet

observé. Nous n’étudierons

pas cet effet dans notre

recherche, mais nous nous

intéresserons à l’effet de

volume partiel dans l’axe z.

Celui-ci correspond au fait

que si l’objet n’est pas

entièrement dans la coupe

(fig. 1B) ou qu’il est noyé

dans celle-ci, le nombre CT

(NCT) de l’objet est moyenné avec le NCT des tissus environnants. La valeur du NCT

apparent, exprimée en unité Hounsfield (HU), est donc faussée [13, 18]. Les bas contrastes et

effets de volume partiel sont fréquents en pratique clinique lors d’exploration abdominale,

notamment au niveau du foie. A notre connaissance, il n’y a pas d’étude qui a mis en évidence

l’influence de l’effet de volume partiel pour la détection d’objets de bas contraste.

La présence de bruit dans les coupes est critique pour différencier les structures de bas

contraste lors d’explorations abdominales. Le bruit augmente avec la diminution de

l’épaisseur de coupe.

Pour contrer cela, il

est nécessaire

d’augmenter la

charge, et donc la

dose, car celle-ci est

directement

proportionnelle à la

charge. Cependant,

l’augmentation de l’épaisseur de coupe reconstruite induit des effets de volume partiel. L’effet

de volume partiel est critique pour la détection de petites structures, comme par exemple pour

une recherche de lithiase urinaire. Nous avons rencontré cette situation lors d’un stage

Figure 1 : Effet de volume partiel dans l'axe z.

Figure 2 : Lithiase urinaire non visible sur une coupe de 5 mm à cause de l’effet de volume partiel, mais visible sur une coupe de 1 mm.



4

pratique. Une épaisseur de coupe de 5 mm ne permettait pas la détection d’une lithiase rénale,

tandis qu’elle était visible sur une coupe de 1 mm (fig. 2).

Notre étude se place dans ce contexte et vise à étudier l’impact des différents paramètres

d’acquisition sur la visualisation d’objets de bas contraste avec effet de volume partiel. Notre

étude envisage également : Quel est le seuil de CNR pour détecter un objet d’une taille

donnée à 100% ? Quelle est la dose nécessaire pour visualiser cet objet ?



5

2 – Méthodologie

2.1 – Matériel

Nous avons utilisé un fantôme Catphan

500 [19]. Son diamètre est de 20 cm. Il est

formé du module CTP515, contenant

plusieurs sets d’objets cylindriques de bas

contraste, disposés sur deux cercles de

tailles différentes (fig. 3). Ces cylindres

sont de diamètres et de contrastes

différents. Ceux qui se trouvent en

périphérie (les sets A, B et C) ont une

longueur identique de 40 mm dans l’axe z

et diffèrent par leur contraste. Les sets a, b

et c au centre diffèrent par des longueurs

différentes (7, 5 et 3 mm pour

respectivement a, b et c) et ont un

contraste identique entre eux et au set A en périphérie (+8 HU par rapport à l’arrière-plan).

Les objets qui nous intéressent, dans le cadre de notre étude, sont ceux qui se trouvent dans le

centre du fantôme, car ils permettent de mettre en évidence des effets de volume partiel, du

fait de leur faible longueur. Chacun de ces trois sets est composé de quatre cylindres de

diamètres différents (3, 5, 7 et 9 mm). Nous avons travaillé uniquement sur les cylindres de 9

mm de diamètre. De ce fait, nous n’avons pas mis en évidence l’effet de volume partiel dans

l’axe xy, puisque celui-ci dépend du diamètre des

cylindres. Nous n’avons donc étudié que l’effet de

volume partiel dans l’axe z.

Nous avons utilisé un scanner GE LightSpeed 3.X® 8

barrettes. La largeur des barrettes est de 0.63 mm dans

l’axe z. Elles peuvent être couplées pour atteindre une

épaisseur de coupe nominale de 5 mm.

Figure 3 : Coupe CT du module CTP515 d'un fantôme Catphan 500.

Figure 4 : Positionnement du fantôme au centre de la gantry.



6

2.2 – Protocoles d’acquisition

Tableau 1 : Protocoles d'acquisition utilisés.

Protocole Index de bruit Epaisseur de coupe de

reconstruction Pitch

1

5

1.25 0.875

2 1.675 3

2.5 0.875

4 1.675 5

5 0.875

6 1.675 7

10

1.25 0.875

8 1.675 9

2.5 0.875

10 1.675 11

5 0.875

12 1.675 13

15

1.25 0.875

14 1.675 15

2.5 0.875

16 1.675 17

5 0.875

18 1.675

Le tableau 1 présente les protocoles d’acquisition que nous avons réalisés, avec les différents

paramètres techniques que nous avons fait varier. Toutes les acquisitions ont été réalisées

avec une tension de 120 kV, qui est plus fréquemment utilisée en pratique pour les

explorations abdominales [6]. Concernant le courant, nous avons utilisé la modulation

d’intensité. Le fantôme utilisé étant homogène, le courant reste constant sur la longueur

scannée. Pour voir l’influence du courant sur la qualité d’image, nous avons utilisé trois index

de bruit : 5, 10 et 15 ; 10 et 15 étant les plus répandus en pratique [6]. Pour chaque

acquisition, nous avons utilisé un champ d’irradiation (SFOV) de 25 cm de diamètre. Nous

avons utilisé une seule épaisseur de coupe nominale du scanner, soit l’épaisseur de deux

barrettes de détection couplées (1.25 mm).

Les épaisseurs de reconstruction sont de 1.25, 2.5 et 5 mm. Les coupes reconstruites sont

toujours jointives. L’épaisseur de coupe de reconstruction de 1.25 mm correspond à



7

l’épaisseur de coupe nominale. Elle permet d’assurer une acquisition sans effet de volume

partiel. Une épaisseur de coupe de 2.5 mm correspond à ce qui se fait au CHUV pour les

régions abdominales [6]. Une épaisseur de coupe de 5 mm est mentionnée dans la littérature

[20]. Toutes les acquisitions ont été réalisées en mode hélicoïdal. Nous avons utilisé deux

valeurs de pitch : 0.875 et 1.675. La vitesse de rotation du tube Rx est restée fixe à une

seconde par rotation pour tous les protocoles.

Pour chaque protocole, nous avons scanné la totalité du module du fantôme contenant les

cylindres de bas contraste. Le fantôme était toujours placé à l’isocentre du scanner, c’est-à-

dire au centre de rotation du tube à rayons X. Nous avons réalisé dix acquisitions par

protocole.

Les cylindres qui ne présentent pas d’effet de volume partiel à coup sûr sont ceux dont la

longueur est deux fois plus élevée que l’épaisseur de coupe utilisée. Les différents cas de

figure d’effet de volume partiel pouvant intervenir dans notre étude sont indiqués dans le

tableau 2. Pour chaque épaisseur de coupe de reconstruction (tab. 2, zone grisée), nous avons

représenté la situation avec les objets centrés et la situation extrême dans laquelle les objets

sont complètement décentrés. Le fantôme a été repositionné entre chaque acquisition d’un

même protocole. Ceci a pour effet d’induire une variabilité des cas de figure intervenant à

l’acquisition, comme nous les avons décrits dans le tableau 2. Après chaque acquisition, les

images ont été reconstruites sur la longueur scannée. L’image que nous avons extraite a été

sélectionnée à l’aide d’un repère sur le fantôme qui indique la coupe la plus centrée sur les

objets.



8

Tableau 2 : Les différents cas de figure d’effet de volume partiel. Les trois cylindres de 9 mm de diamètre sont représentés dans l’ordre de leur longueur dans l’axe z, respectivement 3, 5 et 7 mm (c, b et a sur la fig. 2). La coupe est représentée en gris. Pour chaque épaisseur de reconstruction, nous avons représenté un cas où les cylindres sont centrés et un cas extrême où les cylindres sont décentrés.

Epaisseur de coupe [mm]

Cas cylindres centrés Cas extrême

1.25

2.5

5



9

2.3 – Méthode d’analyse

L’analyse des images s’est faite selon deux méthodes : objective et subjective. La méthode

objective permet de quantifier la détectabilité des objets de bas contraste à l’aide du CNR. La

méthode subjective se base, quant à elle, sur la lecture de clichés utilisée en clinique.

2.3.1 – Méthode objective

La méthode objective étant basée sur

l’estimation du CNR, nous avons défini

une région d’intérêt (ROI) de chacun des

cylindres (A, a, b et c). Le ROI est

légèrement plus petit que le diamètre de

l’objet (fig. 5), afin de n’inclure que son

signal dans la mesure. Le ROI du cylindre

A donne une référence pour un objet qui

ne présente pas d’effet de volume partiel

dans l’axe z. Un autre ROI de même

diamètre a été placé au centre du fantôme

(i.e. mesure de l’arrière-plan). Le CNR de

chaque cylindre a été obtenu par

soustraction de la moyenne des NCT de l’arrière-plan à la moyenne des NCT mesurés dans

chaque cylindre, divisé par l’écart-type des NCT du centre du fantôme (représentant le bruit

de l’image) [16, 17], correspondant à la formule suivante :

�� è� ��

�� è� ��

Les ROIs ont été déterminés une fois par chacun de nous pour les dix acquisitions des

différents protocoles. A partir de ces deux mesures, nous avons calculé une moyenne du CNR

de chaque objet pour chaque image.

Figure 5 : Emplacement des ROIs pour le calcul du CNR.



10

2.3.2 – Méthode subjective

La méthode subjective a consisté en la lecture des images acquises. Cette étape s’est faite en

collaboration avec et à l’Université de Salford (Manchester). Cinq étudiants en Bachelor

anglais ont analysé les 180 clichés (18 protocoles x 10 acquisitions). Les lecteurs ont analysé

les cylindres de 9 mm de diamètre (A, a, b et c) et les ont notés selon une échelle à deux

niveaux : 1 et 0. La note de 1 correspond à un cylindre visible et la note de 0 est donnée

lorsque le cylindre n’est pas visible. Le score maximum possible par image est donc de 4.

Nous avons effectué la moyenne des scores de détection par cylindre de la manière suivante :

Nous avons fait la moyenne des scores des lecteurs pour chaque cylindre de chaque image.

Etant donné que pour chaque protocole nous avons dix images, nous avons ensuite moyenné

les scores sur les dix image d’un même protocole pour chacun des cylindres. Lorsque nous

parlons de score de détection, cela concerne les résultats obtenus avec la méthode subjective.

La lecture des images par les étudiants

de l’Université de Salford s’est faite

avec un écran de visualisation de

catégorie P (primaire, RadiForce

R22®). La luminosité d’écran était de

150 cd/m2 et la lumière ambiante

tamisée (> 50 lux). Les contrôles de

stabilité de l’écran ont été réalisés

grâce à un photomètre (RadiCS®, fig.

6). Le temps de lecture des clichés a

été limité à 45 minutes par observateur

et par journée. Nous avons gardé un

fenêtrage standard fixe (W : 400, L :

40). Les images ont été présentées une à une, d’une manière aléatoire. Les paramètres utilisés

leur ont été cachés, afin de ne pas influencer leur jugement.

Figure 6 : Contrôle de stabilité de l’écran de catégorie P utilisé pour la méthode subjective avec un photomètre.



11

2.4 – Estimation de la dose

Pour estimer la dose délivrée à chaque protocole, nous avons utilisé le CTDIvol fourni par le

constructeur du scanner. Le CTDIvol est la grandeur opérationnelle qui permet d’estimer la

dose absorbée dans les tissus pour une coupe. Pour chaque protocole, nous avons calculé la

moyenne du CTDIvol obtenu pour les 10 acquisitions.

2.5 – Analyses

Afin d’évaluer s’il existe une relation entre la méthode objective et la méthode subjective,

nous avons réalisé un graphique pour chaque cylindre avec leur score de détection et leur

CNR.

Afin de savoir si l’interprétation des images est concordante entre les lecteurs, nous avons

réalisé un test Kappa, à l’aide du logiciel AgreeStat.

Afin d’évaluer s’il existe une relation entre la méthode subjective et la dose, nous avons

analysé graphiquement pour chaque cylindre leur score de détection et le CTDIvol relevé de

chaque protocole.

2.6 – Ethique de recherche

Nous avons suivi les règles éthiques concernant particulièrement les participants à l’analyse

des images. Ceux-ci ont été volontaires pour participer à la lecture. Leur consentement était

libre et éclairé. Nous leur avons transmis un résumé de notre projet en anglais, afin qu’ils

prennent connaissance de nos objectifs, du protocole, ainsi que du rôle à accomplir pour notre

travail.



12

3 – Résultats

3.1 – Méthode objective

Les moyennes des CNR de chaque cylindre sont répertoriées dans le tableau 3 en fonction de

chaque protocole. Les valeurs de CNR du cylindre A, qui n’a jamais d’effet de volume partiel,

vont de 0.56 à 2.89. Pour le cylindre a, les valeurs vont de 0.8 à 2.46. Le cylindre b a des

valeurs de CNR de 0.54 à 2.29. Le cylindre c a des valeurs de CNR de 0.25 à 1.61.

Tableau 3 : Moyenne des CNR par protocole et par cylindre.

Protocole Index de bruit

Epaisseur de coupe Pitch CNR A CNR a CNR b CNR c

1

5

1.25 0.875 1.16 1.25 1.2 1.02

2 1.675 1.23 1.41 1.36 1.04

3 2.5

0.875 2.2 2.35 2.29 1.61

4 1.675 1.65 1.84 1.75 1.17

5 5

0.875 2.89 2.46 1.57 0.41

6 1.675 2.2 2.08 1.58 0.62

7

10

1.25 0.875 0.82 0.84 0.83 0.71

8 1.675 0.72 0.82 0.85 0.64

9 2.5

0.875 1.54 1.63 1.53 1.09

10 1.675 1.03 1.09 1.1 0.72

11 5

0.875 1.92 1.63 0.97 0.3

12 1.675 1.41 1.34 0.96 0.38

13

15

1.25 0.875 0.66 0.58 0.6 0.48

14 1.675 0.56 0.59 0.54 0.45

15 2.5

0.875 1.14 1.15 1.12 0.85

16 1.675 0.75 0.8 0.74 0.52

17 5

0.875 1.39 1.15 0.73 0.25

18 1.675 0.94 0.96 0.67 0.29



13

3.2 – Méthode subjective

Concernant la lecture des images, la somme maximale possible des scores est de 720 par

lecteur, car il y a 4 cylindres différents sur chacune des 180 images. Le tableau 4 présente la

répartition des scores par lecteur. Il montre que le lecteur 5 a détecté moins de cylindres que

les autres. Le test Kappa indique une concordance inter-lecteurs adéquate (κ = 0.34) selon

l'échelle d'interprétation de Landis et Koch [21].

Tableau 4 : Répartition des scores par lecteur.

Lecteurs Nombre de 1

1 423

2 619

3 474

4 575

5 240

Moyenne 466.2

Les moyennes de scores de détection obtenus pour chaque protocole varient de 0.02 à 1 (tab.

5). Nos résultats montrent une diminution des scores de détection lorsqu’il y a de l’effet de

volume partiel. Par exemple, pour le protocole 11, les scores sont de 0.98, 0.96, 0.6 et 0.1

pour respectivement A (pas d’EVP), a (EVP potentiel), b (EVP potentiel) et c (EVP certain).

Les scores avec effet de volume partiel sont les plus bas. Ils varient de 0.02 à 0.4 (cellules

rouges, tab. 5). Les scores des 18 cas pour lesquels l’effet de volume partiel peut se manifester

(cellules oranges, tab. 5) en fonction de la position des coupes varient dans une plus large

mesure de 0.04 à 1. Les scores les plus élevés sont obtenus lorsqu’il n’y a pas d’effet de

volume partiel dû à l’épaisseur de coupe. Ils varient de 0.02 à 1 (cellules vertes, tab. 5).

De façon plus surprenante, nos résultats indiquent que, même quand il n’y a pas d’effet de

volume partiel, le score diminue lorsque la longueur du cylindre diminue également. Par

exemple, dans le protocole 1, le score diminue de 0.96 à 0.72 du cylindre A au cylindre c.



14

Nos résultats mettent en évidence plusieurs effets des paramètres d’acquisition sur la

détection des objets. Afin d’étudier l’effet propre de ces paramètres, sans les confondre avec

l’effet de volume partiel, nous illustrons ces cas de figure avec le cylindre A. L’augmentation

du pitch diminue le score de détection. Par exemple, pour les protocoles 1 et 2, le score du

cylindre A diminue de 0.96 à 0.88 en passant d’un pitch de 0.875 à 1.675. L’augmentation de

l’épaisseur de coupe de reconstruction augmente le score de détection. Pour les protocoles 13

et 17, qui passent d’une épaisseur de 1.25 à 5 mm, le score du cylindre A augmente de 0.42 à

0.96. L’augmentation de l’index de bruit diminue le score de détection. Par exemple, pour les

protocoles 1 et 13, le score du cylindre A diminue de 0.96 à 0.42 lorsque l’on passe d’un

index de bruit de 5 à 15.

Tableau 5 : Caractéristiques des protocoles réalisés, moyenne des scores de détection pour les cylindres (A, a, b et c). Les cellules en rouge sont les cas dans lesquels nous sommes certains d’avoir de l'effet de volume partiel. Les cellules en orange sont les cas qui peuvent présenter des effets de volume partiel dans les situations où la coupe n’est pas au centre du cylindre. Les cellules en vert sont les cas qui ne présentent pas d’effet de volume partiel, dû à l’épaisseur de coupe.


Epaisseur de coupe Pitch A a b c

1

5

1.25 0.875 0.96 0.94 0.82 0.72

2 1.675 0.88 0.92 0.78 0.76

3 2.5

0.875 1 1 0.98 0.96

4 1.675 1 0.98 0.78 0.84

5 5

0.875 1 1 0.82 0.3

6 1.675 1 1 0.8 0.4

7

10

1.25 0.875 0.78 0.68 0.62 0.48

8 1.675 0.7 0.64 0.74 0.32

9 2.5

0.875 0.98 0.98 0.8 0.76

10 1.675 0.86 0.8 0.76 0.38

11 5

0.875 0.98 0.96 0.6 0.1

12 1.675 0.92 0.9 0.64 0.12

13

15

1.25 0.875 0.42 0.1 0.16 0.06

14 1.675 0.34 0.22 0.1 0.02

15 2.5

0.875 0.8 0.88 0.76 0.5

16 1.675 0.5 0.32 0.34 0.04

17 5

0.875 0.96 0.8 0.48 0.02

18 1.675 0.72 0.52 0.3 0.14



15

3.3 – Evaluation de la dose

Les CTDIvol obtenus couvrent des valeurs de 11.76 à 106.51 mGy suivant le protocole. Ils

sont identiques pour les protocoles présentant le même pitch et le même index de bruit, mais

diffèrent par l’épaisseur de coupe. Par exemple, les protocoles 1, 3 et 5 délivrent tous une

dose de 106.51 mGy, car la reconstruction des coupes de 2.5 et 5 mm s’est faite à partir de

l’acquisition ayant une épaisseur de coupe nominale de 1.25 mm (tab. 6).

Tableau 6 : Dose délivrée en fonction du protocole utilisé.

Protocole Index de bruit Epaisseur de

coupe Pitch CTDI vol

1

5

1.25 0.875 106.51

2 1.675 55.64 3

2.5 0.875 106.51

4 1.675 55.64 5

5 0.875 106.51

6 1.675 55.64 7

10

1.25 0.875 55.15

8 1.675 26.52 9

2.5 0.875 55.15

10 1.675 26.52 11

5 0.875 55.15

12 1.675 26.52 13

15

1.25 0.875 24.45

14 1.675 11.76 15

2.5 0.875 24.45

16 1.675 11.76 17

5 0.875 24.45

18 1.675 11.76



16

3.4 – Relation entre les méthodes objective et subjective

0

0.2

0.4

0.6

0.8

1

0 0.5 1 1.5 2 2.5 3

Sco

re d

e dé

tect

ion

CNR

Cylindre A

0

0.2

0.4

0.6

0.8

1

0 0.5 1 1.5 2 2.5 3

Sco

re d

e dé

tect

ion

CNR

Cylindre a

0

0.2

0.4

0.6

0.8

1

0 0.5 1 1.5 2 2.5 3

Sco

re d

e dé

tect

ion

CNR

Cylindre b



17

Figure 7 : Relation entre la moyenne des scores de détection et des CNR pour chaque protocole et pour chacun des quatre cylindres (A, a, b, c).

Nous avons étudié la relation entre la moyenne des CNR de chaque cylindre pour chaque

protocole avec la moyenne des scores obtenus du même cylindre (fig. 7). Ces deux variables

sont liées par une relation linéaire jusqu’à un plateau définissant la détection de 100% des

cylindres. Nous considérons que nous avons une bonne détectabilité à partir d’un score de

0.95. Ceci est lié à une part d’incertitude de l’interprétation des lecteurs. Notre étude met en

évidence la relation entre le CNR et le score de détection des objets. Lorsque le CNR

augmente, le score de détection augmente également.

L’effet de volume partiel engendre une diminution du CNR, ce qui diminue également le

score de détection. Concernant le cylindre A, qui n’a pas d’effet de volume partiel, nous

avons une détection de 100% pour les protocoles 3, 4, 5 et 6, qui ont les CNR les plus élevés

(respectivement 2.2 : 1.65 : 2.89 : 2.2, tab. 7). Ces protocoles sont caractérisés par un index de

bruit de 5, des épaisseurs de coupe de 2.5 et 5 mm et d’un pitch de 0.875 et 1.675. Le CNR

minimal pour assurer une détection de 100% est donc de 1.65. Concernant le cylindre a, ce

sont les protocoles 3, 5 et 6 qui permettent une détection de 100% (CNR respectifs 2.35 ;

2.46 ; 2.08, tab. 7). Ils sont caractérisés par les mêmes paramètres que pour le cylindre A. Le

CNR le plus bas permettant une détection optimale est de 2.08. Concernant le cylindre b, le

meilleur score de détection est de 0.98 avec un CNR de 2.29 pour le protocole 3. Ce protocole

est caractérisé par un index de bruit de 5, une épaisseur de coupe de 2.5 mm et un pitch de

0

0.2

0.4

0.6

0.8

1

0 0.5 1 1.5 2 2.5 3

Sco

re d

e dé

tect

ion

CNR

Cylindre c



18

0.875. Concernant le cylindre c, le meilleur score de détection est de 0.96 avec un CNR de

1.61 pour le protocole 3. Il s’agit du même protocole que pour le cylindre b.

Sur les graphiques de la figure 7, nous avons indiqué avec une barre verticale la valeur seuil

de CNR permettant une bonne détection de chaque cylindre. En tenant compte d’une marge

d’incertitude liée à l’interprétation des images, la valeur de CNR permettant une bonne

détection des objets est de 1.61 à 1.65.



19

Tableau 7 : Moyenne des CNR et des scores de détection par protocole et par cylindre et CTDIvol. Les couleurs suivent la même attribution que dans le tableau 5.


Epaisseur de coupe Pitch

A a b c CTDI vol [mGy]

CNR Score CNR Score CNR Score CNR Score

1

5

1.25 0.875 1.16 0.96 1.25 0.94 1.2 0.82 1.02 0.72 106.51

2 1.675 1.23 0.88 1.41 0.92 1.36 0.78 1.04 0.76 55.64

3 2.5

0.875 2.2 1 2.35 1 2.29 0.98 1.61 0.96 106.51

4 1.675 1.65 1 1.84 0.98 1.75 0.78 1.17 0.84 55.64

5 5

0.875 2.89 1 2.46 1 1.57 0.82 0.41 0.3 106.51

6 1.675 2.2 1 2.08 1 1.58 0.8 0.62 0.4 55.64

7

10

1.25 0.875 0.82 0.78 0.84 0.68 0.83 0.62 0.71 0.48 55.15

8 1.675 0.72 0.7 0.82 0.64 0.85 0.74 0.64 0.32 26.52

9 2.5

0.875 1.54 0.98 1.63 0.98 1.53 0.8 1.09 0.76 55.15

10 1.675 1.03 0.86 1.09 0.8 1.1 0.76 0.72 0.38 26.52

11 5

0.875 1.92 0.98 1.63 0.96 0.97 0.6 0.3 0.1 55.15

12 1.675 1.41 0.92 1.34 0.9 0.96 0.64 0.38 0.12 26.52

13

15

1.25 0.875 0.66 0.42 0.58 0.1 0.6 0.16 0.48 0.06 24.45

14 1.675 0.56 0.34 0.59 0.22 0.54 0.1 0.45 0.02 11.76

15 2.5

0.875 1.14 0.8 1.15 0.88 1.12 0.76 0.85 0.5 24.45

16 1.675 0.75 0.5 0.8 0.32 0.74 0.34 0.52 0.04 11.76

17 5

0.875 1.39 0.96 1.15 0.8 0.73 0.48 0.25 0.02 24.45

18 1.675 0.94 0.72 0.96 0.52 0.67 0.3 0.29 0.14 11.76



20

3.5 – Relation entre la méthode subjective et la dose

0

0.2

0.4

0.6

0.8

1

0 20 40 60 80 100 120

Sco

re d

e dé

tect

ion

CTDI vol [mGy]

Cylindre A

0

0.2

0.4

0.6

0.8

1

0 20 40 60 80 100 120

Sco

re d

e dé

tect

ion

CTDI vol [mGy]

Cylindre a

0

0.2

0.4

0.6

0.8

1

0 20 40 60 80 100 120

Sco

re d

e dé

tect

ion

CTDI vol [mGy]

Cylindre b



21

Figure 8 : Relation entre la dose (CTDIvol) et le score de détection pour chaque protocole et pour chacun des cylindres (A, a, b et c).

Les graphiques indiquent que le score de détection augmente avec la dose, suivant une

relation logarithmique (fig. 8). Pour le cylindre c, la relation est moins visible. La dose la plus

faible (11.76 mGy) donne un score de détection variant de 0.02 à 0.14. Pour la dose la plus

élevée (106.51 mGy), le score de détection varie de 0.3 à 0.96. Le score de 0.96 est obtenu

avec une épaisseur de coupe de 2.5 mm, un index de bruit de 5 et un pitch de 0.875. Le score

de 0.3 est obtenu avec un protocole utilisant les mêmes paramètres d’acquisition, mais une

épaisseur de coupe reconstruite de 5 mm. L’effet de volume partiel diminue le score de

détection du cylindre de 3 mm dans l’axe z. Lorsqu’il y a de l’effet de volume partiel, une

dose plus élevée ne garantit pas d’obtenir une bonne détection de l’objet.

0

0.2

0.4

0.6

0.8

1

0 20 40 60 80 100 120

Sco

re d

e dé

tect

ion

CTDI vol [mGy]

Cylindre c



22

4 – Discussion

Nos résultats montrent que l’effet de volume partiel a une influence sur la détection des objets

de bas contraste. Plus l’effet de volume partiel est important, plus le score est faible. Lorsqu’il

est présent, l’effet de volume partiel est un facteur important pour la détection des objets de

bas contraste. Pour chaque cylindre, nous avons observé qu’une épaisseur de coupe de

reconstruction de 2.5 mm permet une meilleure détection qu’avec une épaisseur de 1.25 et 5

mm. La détection des petits objets (b et c) est moindre avec une épaisseur de coupe de 5 mm,

à cause de l’effet de volume partiel. Nous avons comparé nos résultats par rapport au choix de

l’épaisseur de coupe avec l’étude de Soo et al [22]. La taille des lésions étudiées va de moins

de 5 mm à plus de 10 mm de diamètre dans le plan xy et mesurent 2 mm dans l’axe z.

L’épaisseur de coupe nominale utilisée est de 1.25 mm et ils ont reconstruit des coupes de 2.5,

5, 7.5 et 10 mm. Selon leurs résultats, les lésions dans le foie sont plus difficiles à détecter

avec des épaisseurs de coupe de 7.5 et 10 mm, à cause de l’effet de volume partiel. Ils

recommandent d’utiliser des coupes reconstruites de 5 mm, car celles de 2.5 mm sont limitées

par un faible CNR. Nos résultats indiquent, avec une même épaisseur de coupe nominale à

l’acquisition (1.25 mm), qu’une épaisseur de coupe reconstruite de 2.5 mm est plus optimale.

Cette différence de résultats peut s’expliquer par une différence de contraste. Le contraste des

cylindres que nous avons étudiés est de 8 HU, mais nous ne connaissons pas les valeurs de

contraste des lésions de leur étude.

En tenant compte de la marge d’erreur de 5% liées à la lecture des images, la figure 6 indique

qu’un CNR entre 1.61 et 1.65 permet une bonne détectabilité des cylindres. Les quatre

cylindres doivent atteindre le même CNR pour un score de détection équivalent,

indépendamment de leur longueur dans l’axe z, car ils ont le même diamètre et le même

contraste. Cependant, il n’y a que le cylindre b dont les résultats ne montrent pas le même

plateau de CNR. Son CNR doit être plus élevé pour atteindre une détectabilité de plus de

95%. Le cylindre b est intermédiaire entre le a et le c, qui ont tous les deux le même plateau

que le cylindre A qui n’a pas d’effet de volume partiel. Théoriquement, son CNR permettant

une bonne détectabilité est le même que les autres cylindres. La non-atteinte du plateau du

cylindre b peut résulter de l’interprétation différente d’un lecteur, présentant des scores de

lecture plus faibles.



23

Concernant les protocoles utilisant une épaisseur de coupe qui ne provoque normalement pas

d’effet de volume partiel, nous avons constaté que le CNR et le score baissent avec la

diminution de la longueur du cylindre, malgré le fait que l’objet soit entièrement dans la

coupe. Par exemple, dans le protocole 1, le score diminue de 0.96 à 0.72 respectivement de A

à c. Ce résultat nous a surpris et nous avons cherché à le comprendre. Ce résultat peut

provenir d’un mauvais positionnement du fantôme. Après vérification, nous avons écarté cette

hypothèse, car le positionnement du fantôme était correct. Nous avons voulu savoir si une

erreur est survenue à la mesure des CNR. Pour cela, nous avons filtré une image avec une

épaisseur de coupe de 1.25 mm avec un filtre passe-bas (Gaussien 10). Ceci nous a permis de

nous affranchir du bruit et ainsi visualiser uniquement le contraste des objets. Nous avons

constaté visuellement

que le cylindre c est

moins visible que les

autres sans effet de

volume partiel dû à

l’épaisseur de coupe, ce

qui confirme que nos

mesures de CNR ont été

mesurées correctement.

L’explication la plus

plausible est que nous sommes confrontés à un effet de volume partiel causé par l’algorithme

de reconstruction hélicoïdal. Les coupes reconstruites sont dans le plan strictement axial,

tandis que les coupes brutes en acquisition hélicoïdale ont une légère double obliquité dans le

plan xy causé par l’effet conique du multibarrette (fig. 9) [13]. Pour compenser cet effet,

l’algorithme utilisé interpole les points de l’image à partir des points les plus proches, situés le

long de l’axe z avant d’appliquer la rétroprojection filtrée. L’effet de cette interpolation se

remarque davantage sur les petits objets dans l’axe z, puisque les points d’interpolation

utilisés peuvent se trouver très rapidement en dehors de l’objet. Nous ne connaissons pas le

fonctionnement complet de l’algorithme utilisé par l’appareil, car les constructeurs ne

divulguent pas ce type d’informations pour des raisons de concurrence. Cependant, si cette

hypothèse est correcte, nous nous attendons à obtenir un CNR équivalent pour les quatre

cylindres. Nous avons pu confirmer l’hypothèse en acquérant des coupes de 1.25 mm

jointives en mode séquentiel avec un index de bruit de 5. Les CNR mesurés ne présentent

alors qu’une légère variation entre eux due au bruit aléatoire (A : 1.22, a : 1.33, b : 1.22, c :

Figure 9 : Effet de double obliquité d’une acquisition CT multibarrette avec un faisceau conique.



24

1.29), alors que le CNR en acquisition hélicoïdale utilisant les mêmes paramètres tendent à

diminuer avec une longueur de cylindre plus faible (protocole 1, A : 1.16, a : 1.25, b : 1.2, c :

1.02). Ceci concerne le cas où il n’y a pas d’effet de volume partiel causé par l’épaisseur de

coupe. Dans ce cas, il n’y a pas d’interpolation, car la coupe reconstruite est directement

mesurée par les détecteurs.

Notre travail nous a permis une estimation des doses pour chaque protocole. Il est intéressant

de les comparer aux niveaux de référence diagnostique (NRD). Pour réduire la dose,

l’ International Commission on Radiological Protection (ICRP) a introduit en 1996 la notion

de NRD. « Les NRD sont des niveaux de doses, pour des examens types sur des groupes de

patients types (…) qui ne devraient pas être dépassés pour les procédures courantes. » [4]. Le

NRD représente le 3ème quartile des doses de chaque examen dans une population (en Suisse,

par exemple). Selon l’OFSP, « lorsque le NRD est dépassé, il faut soit justifier la dose élevée,

soit la réduire par des mesures d’optimisation adaptées. » [23].

Dans les recommandations de l’OFSP [24], les NRD pour la région abdomino-pelvienne sont

de 15 mGy (CTDIvol). Nous nous sommes uniquement intéressés à la partie abdominale, dont

le PDL est de 400 mGy·cm dans les NRD. La longueur standard est donc de 26.6 cm. Dans le

tableau 8, nous avons calculé un PDL à partir de nos CTDIvol pour cette même longueur

abdominale standard. A partir du PDL, nous avons évalué la dose effective que les protocoles

délivreraient avec le facteur epdl (0.015 [mSv·mGy-1·cm-1]). Il en ressort que, pour la détection

d’objets de bas contraste, les doses effectives estimées dans notre travail sont plus élevées que

celles recommandées par l’OFSP. Il n’y a que les protocoles 14, 16 et 18 qui sont inférieurs

aux NRD, mais ne sont pas suffisants pour la détection des objets (scores de 0.02 à 0.72 pour

tous les cylindres).

Avec des lecteurs plus expérimentés, nous pensons que le score de 100% aurait été atteint

pour un CNR plus faible. Ceci aurait eu pour conséquence la détermination d’un protocole

délivrant une dose plus faible pour atteindre une détection équivalente des objets. Cependant,

les lecteurs connaissaient la position des cylindres à observer, ce qui peut avoir pour effet de

compenser leur expérience limitée.



25

Tableau 8 : Comparaison de la dose effective entre nos protocoles et les NRD.

Protocoles A

CTDI vol [mGy]

DLP [mGy·cm

]

Dose effective [mSv]

CTDI vol NRD [mGy]

DLP NRD [mGy·cm]

Dose effective NRD [mSv]

epdl

[mSv·mGy-

1·cm-1] 1 106.51 2833 42.5

15 400 6 0.015

2 55.64 1483 22.2 3 106.51 2833 42.5 4 55.64 1483 22.2 5 106.51 2833 42.5 6 55.64 1483 22.2 7 55.15 1470 22 8 26.52 707 10.6 9 55.15 1470 22 10 26.52 707 10.6 11 55.15 1470 22 12 26.52 707 10.6 13 24.45 652 9.8 14 11.76 313 4.7 15 24.45 652 9.8 16 11.76 313 4.7 17 24.45 652 9.8 18 11.76 313 4.7

Le protocole permettant d’obtenir les meilleurs scores de détection (0.96 à 1) est le protocole

3. Cependant, il délivre une dose effective de 42.5 mSv, soit sept fois plus élevée par rapport

au NRD. Cette dose effective correspond à 11 années d’irradiation reçue en moyenne par la

population suisse (3.9 mSv/an) [25].

Dans notre étude, le SFOV utilisé est de 25 cm. Il présente des pixels plus petits qu’un SFOV

de 50 cm utilisé en clinique pour la région abdominale. Dans le cas où l’on reste à bruit

constant, nous obtenons une dose plus élevée avec un SFOV de 25 cm. En effet, si nous

avions fait notre étude avec un SFOV de 50 cm, les doses auraient été plus basses. Cependant,

nous ne pouvons pas nous avancer sur le fait qu’elles auraient été inférieures aux NRD. Nous

ne pouvons pas non plus prévoir que la détection des objets de bas contraste avec un SFOV de

50 cm aurait été identique, étant donné que la résolution spatiale est plus faible à cause de la

taille de pixel plus élevée.

Notre étude exemplifie l’impact des différents paramètres d’acquisition sur la visualisation

d’objets de bas contraste sans effet de volume partiel, qui sont des notions de la théorie. La



26

dose est inversément proportionnelle au pitch. Lorsque nous passons d’un pitch de 0.875 à

1.675, la dose diminue de moitié. Par exemple, entre les protocoles 1 et 2 utilisant

respectivement ces valeurs de paramètre, la dose passe de 106.51 à 55.64 mGy. Les résultats

montrent que l’augmentation du pitch diminue le score de détection des cylindres. Nos

résultats montrent par exemple cet effet pour le protocole 9 avec un pitch de 0.875 et le

protocole 10 avec un pitch 1.675 qui ont un score respectivement de 0.98 et 0.86 pour le

cylindre A qui n’a pas d’effet de volume partiel. Ceci est dû à la diminution de la résolution

longitudinale avec l’augmentation du pitch. Cependant, le pitch est un paramètre intéressant,

car il permet, en le doublant, de diminuer la dose d’un facteur 2 en ne diminuant que

légèrement la détection des objets de bas contraste.

A dose équivalente et sans effet de volume partiel, la qualité d’image augmente avec

l’épaisseur de coupe de reconstruction. Par exemple, avec un pitch de 0.875, le score

augmente de 0.78 à 0.98 pour le cylindre A en passant d’une épaisseur de coupe de 1.25 à 2.5

mm (protocoles 7 et 9). Plus l’épaisseur de coupe est fine, plus l’image est bruitée, ce qui

diminue la détection des objets de bas contraste. Le bruit est un facteur limitant pour les

faibles épaisseurs de coupe. Le CNR diminue avec l’épaisseur de coupe car le bruit augmente.

Avec une faible épaisseur de coupe, la taille des voxels diminue et induit une baisse du SNR.

Le résultat en est l’accentuation de l’effet du bruit sur la détection des objets. Une fine

épaisseur de coupe augmente la détection des petits objets, mais diminue la fiabilité de la

détection des objets à cause du bruit. Un index de bruit élevé à l’acquisition diminue

également la détectabilité des objets.



27

5 – Conclusion

5.1 – Conclusions de la recherche

Les effets de volume partiel potentiels diminuent le CNR des objets, ainsi que leur score de

détection. Le score de détection diminue avec la longueur du cylindre même quand il n’y a

pas d’effet de volume partiel. Ceci est dû à un autre type d’effet de volume partiel causé par

l’algorithme de reconstruction hélicoïdal. La relation entre le CNR et le score de détection est

linéaire jusqu’à un plateau, se situant entre 1.61 et 1.65 de CNR, définissant un seuil de bonne

détection. Le protocole permettant une bonne détection d’objets de bas contraste, avec une

longueur d’au moins 3 mm dans l’axe z, délivre un CTDIvol de 106.51 mGy. Il utilise un index

de bruit de 5, une épaisseur de coupe reconstruite de 2.5 mm et un pitch de 0.875.

Notre travail a mis en évidence des principes théoriques de certains paramètres sur la

détection d’objets de bas contraste sans effet de volume partiel. L’augmentation du pitch

diminue le score de détection des objets à cause de la perte de résolution longitudinale. Un

index de bruit élevé diminue la détection des objets. L’image est plus bruitée avec une

épaisseur de coupe plus fine, ce qui diminue également la détection des objets.



28

5.2 – Perspectives de recherche

Notre étude sur la détection d’objets de bas contraste avec effet de volume partiel est une

première investigation qui mérite des recherches plus approfondies. Le premier sujet de

recherche que nous proposons concerne l’effet de volume partiel induit par l’algorithme de

reconstruction hélicoïdal. Il serait intéressant de comparer la détection de bas contraste avec

effet de volume partiel entre une acquisition séquentielle et hélicoïdale de manière plus

approfondie. Une autre option serait de comparer l’influence du nombre de barrettes utilisées

en MDCT, afin de voir s’il existe une influence du nombre de barrettes sur l’algorithme de

reconstruction et sur les effets de volume partiel. Nous supposons que plus le nombre de

barrettes utilisées est élevé, plus l’effet de volume partiel sera important, car le faisceau

présente plus de conicité dans l’axe z. Ceci permettrait de voir l’influence de l’algorithme de

reconstruction sur la détection des objets en fonction de la conicité du faisceau.

Des algorithmes de reconstruction par itération (ASIR) sont apparus pour diminuer la dose

délivrée lors d’examens tomodensitométriques [26]. En restant dans l’optimisation de notre

travail, nous proposons d’évaluer la détection des objets de bas contraste comprenant des

effets de volume partiel avec l’utilisation de nouveaux algorithmes de reconstruction. Ceci

permettra d’étudier l’influence d’algorithmes comme ASIR sur la détection des objets de

notre étude et de la comparer avec une reconstruction en rétroprojection filtrée. Nous

proposons de faire lire les images acquises par des radiologues.



29

5.3 – Pistes d’action

Notre première piste d’action concerne la diffusion de notre travail dans la pratique. Nous

avons eu l’occasion de présenter notre étude lors de la journée romande scanner du 23 juin

2011, organisée par l’Association Suisse des TRM (ASTRM).

Notre deuxième piste d’action est de sensibiliser les professionnels sur le fait qu’un protocole

permettant une bonne détection d’objets de bas contraste avec effet de volume partiel induit

des doses élevées. Comme nous l’avons relevé dans notre recherche, un protocole permettant

d’assurer la détection de petits objets de 3 mm de longueur dans l’axe z serait sept fois plus

irradiant que les NRD.

En pratique clinique, si l’utilisation d’un tel protocole s’avère nécessaire, il devrait être

négocié avec le radiologue comme complément centré sur une zone douteuse, afin d’éviter

d’obtenir un PDL trop élevé. Nos résultats indiquent qu’il faudrait privilégier le mode

d’acquisition séquentiel pour éviter l’effet de volume partiel dû à l’algorithme de

reconstruction hélicoïdal qui s’ajoute au volume partiel dû à l’épaisseur de coupe. Ceci a pour

effet d’accentuer la diminution de CNR de l’objet et donc sa détection. Notre travail étant

préliminaire, il est nécessaire de poursuivre la recherche sur ce sujet dans le cas où un tel

protocole serait appliqué en pratique clinique.



30

6 – Bibliographie

6.1 – Liste de références bibliographiques

1. Menant, L. & Lepage, B. (2002). Scanographie. Journal de radiologie, 83(7-8), 945-50

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protocoles-d-examens/rad-techniciens-techniques-imagerie-radiologie/rad-techniciens-

techniques-imagerie-radiologie-ct.htm. (page consultée le 26 juin 2011)

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6.2 – Liste bibliographique

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34

7 – Annexes

Nos données brutes des méthodes objective et subjective se trouvent en annexes. Elles

comprennent les scores attribués aux cylindres (A, a, b et c) par les lecteurs (1 à 5) pour

chaque protocole (1 à 18) et chaque acquisition (1 à 10), pour la méthode subjective.

Concernant la méthode objective, les CNR calculés par chacun de nous (CNR 1 et CNR 2)

figurent pour chaque protocole et chaque acquisition. Les CTDIvol de chaque protocole et

chaque acquisition sont également cités.

Sco

reC

NR

1C

NR

2S

core

CN

R 1

CN

R 2

Sco

reC

NR

1C

NR

2S

core

CN

R 1

CN

R 2

11

11

1.10

1.16

11.

231.

331

1.07

1.15

10.

650.

7410

6.51

11

21

11

01

13

11

10

11

41

11

11

15

11

00

12

11

0.81

0.91

11.

171.

081

1.11

1.06

10.

750.

8210

6.51

12

21

11

01

23

11

11

12

41

11

11

25

01

00

13

11

0.97

1.11

11.

011.

331

0.99

1.19

10.

780.

9810

6.51

13

21

11

01

33

11

10

13

41

11

11

35

11

01

14

11

0.97

1.32

11.

301.

691

1.14

1.39

11.

091.

3910

6.51

14

21

11

01

43

11

10

14

41

11

11

45

11

11

15

11

1.46

1.22

11.

531.

241

1.36

1.19

11.

301.

0510

6.51

15

21

11

01

53

11

11

15

41

11

11

55

11

01

16

11

1.52

1.45

11.

511.

461

1.38

1.30

11.

241.

1910

6.51

16

21

11

11

63

11

11

16

41

11

11

65

11

01

17

11

1.15

1.33

11.

251.

531

1.17

1.42

10.

851.

1310

6.51

17

21

11

11

73

11

11

17

41

11

11

75

11

00

18

11

1.14

1.18

11.

051.

191

1.29

1.46

11.

081.

3910

6.51

18

21

11

11

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11

11

18

41

11

11

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10

00

19

11

1.07

0.99

11.

091.

011

1.01

0.97

10.

860.

9010

6.51

19

21

11

11

93

11

11

19

41

11

11

95

00

01

110

11

1.11

1.26

10.

921.

061

1.20

1.24

11.

001.

2810

6.51

110

21

11

11

103

11

10

110

41

11

11

105

10

00

21

11

1.23

1.12

11.

231.

171

1.23

1.06

10.

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21

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15

00

01

22

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1.26

1.22

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631.

411

1.64

1.36

11.

030.

8955

.64

22

21

11

12

23

11

11

22

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11

12

25

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00

23

11

0.79

0.77

00.

971.

070

0.82

0.88

00.

650.

6555

.64

23

21

11

12

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11

10

23

41

11

12

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01

00

24

11

1.18

1.08

11.

471.

491

1.34

1.12

00.

961.

0155

.64

24

21

11

12

43

11

11

24

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11

12

45

11

00

25

11

1.37

1.42

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451.

551

1.57

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11

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11

1.42

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731.

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331.

3255

.64

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21

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11

11

26

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11

12

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11

00

27

10

1.26

1.44

11.

551.

661

1.67

1.70

10.

891.

2055

.64

27

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11

12

73

11

11

27

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11

12

75

01

01

28

11

1.29

1.28

11.

020.

941

0.77

1.00

10.

741.

1055

.64

28

21

11

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11

28

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11

12

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00

00

29

11

1.02

1.20

11.

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1.35

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3255

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11

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01

00

210

11

1.59

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011.

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01.

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11

10

210

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11

12

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11

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31

11

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2.19

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6.51

31

21

11

13

13

11

11

31

41

11

1

31

51

11

13

21

12.

432.

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2.66

2.29

12.

752.

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32

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11

13

31

12.

021.

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2.35

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1.43

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34

11

11

33

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11

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12.

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11

34

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11

13

51

12.

232.

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2.09

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106.

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52

11

11

35

31

11

13

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11

11

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11

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11

11

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11

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272.

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2.62

12.

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513

72

11

11

37

31

11

13

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11

11

37

51

11

03

81

11.

961.

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1.97

2.04

12.

182.

311

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513

82

11

11

38

31

11

13

84

11

11

38

51

11

13

91

12.

022.

021

2.18

2.25

12.

232.

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106.

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11

39

31

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11

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10

13

101

12.

112.

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2.37

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182.

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11

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13

104

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11

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14

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11.

491.

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44

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11

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31

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14

14

11

11

41

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10

14

21

11.

281.

481

1.79

1.90

11.

731.

841

0.92

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55.6

44

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11

42

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11

11

42

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10

04

31

11.

291.

471

1.45

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11.

241.

340

0.88

1.03

55.6

44

32

11

11

43

31

11

14

34

11

11

43

51

10

04

41

11.

941.

841

1.89

1.84

11.

981.

970

1.19

1.15

55.6

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42

11

11

44

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10

14

44

11

11

44

51

10

04

51

11.

751.

881

2.23

2.19

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232.

241

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1.81

55.6

44

52

11

11

45

31

11

14

54

11

11

45

51

10

14

61

11.

781.

591

2.07

1.88

12.

121.

971

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55.6

44

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11

11

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31

11

14

64

11

11

46

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10

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801

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2.22

11.

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921

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11

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14

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11

47

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04

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11.

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00

14

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681

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11

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11

14

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101

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601

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11

410

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05

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192.

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221.

070

-0.1

6-0

.18

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12

11

11

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31

11

05

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10

51

51

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2.75

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000

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11

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0

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500.

4110

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21

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10

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00.

490.

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6.51

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11

15

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10

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55

11

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8010

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10

55

41

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05

55

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11

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3.85

12.

713.

180

1.77

2.12

00.

34-0

.49

106.

515

62

11

11

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31

11

05

64

11

10

56

51

10

05

71

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291

2.06

2.69

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515

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11

11

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31

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74

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10

57

51

10

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481

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471.

411

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0.71

106.

515

82

11

11

58

31

11

05

84

11

11

58

51

11

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91

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871

2.33

2.52

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571.

670

0.37

0.62

106.

515

92

11

11

59

31

11

05

94

11

11

59

51

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05

101

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661

2.06

1.98

11.

601.

430

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106.

515

102

11

11

510

31

11

05

104

11

11

510

51

10

06

11

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172.

641

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2.20

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401.

661

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11

11

61

31

11

16

14

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11

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21

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152.

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11

11

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10

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31

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221

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1.95

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390

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11

11

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0

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800.

6355

.64

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10

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.64

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1255

.64

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4955

.64

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741

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4255

.64

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961

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.64

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.64

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.48

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.08

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.11

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11

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331

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11

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11

11

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11

19

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Détection d’objets de bas contraste avec effet de volume...

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Transcript of Détection d’objets de bas contraste avec effet de volume...