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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.
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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.
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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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).
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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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.
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Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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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 ?
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Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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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.
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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
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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.
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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
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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.
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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.
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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.
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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
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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.
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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.
Protocole Index de bruit
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
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
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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
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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
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
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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
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
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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.
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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.
Protocole Index de bruit
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
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Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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
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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
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
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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.
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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.
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
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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.
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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.
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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.
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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.
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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.
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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-
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14. Midez, B. Aroua, A. Verdun, F-R. Valley, J-F. Schnyder, P. & Vader, J-P. (2006).
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18. Tanguy, J-Y. (2001). Introduction pratique au diagnostique morphologique : Le scanner
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19. The phantom laboratory. (2009). Catphan 500 and 600 Manual. New York : Greenwich
20. Nakayama, Y. Awai, K. Funama, Y. Hatemura, M. Imuta, M. Nakamura, T. Ryu, D.
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23. Office fédérale de la santé publique (OFSP). (2009). Radioprotection et surveillance de la
radioactivité en Suisse Résultats 2008. Berne : Office fédérale de la santé publique.
24. Office fédérale de la santé publique (OFSP). (2010). Notice R-06-06 : Niveaux de
référence diagnostiques en tomodensitométrie. Berne : Office fédérale de la santé
publique.
25. Cours de radiophysique medicale : Volume 10, Radioprotection. (2008). Lausanne :
Institut universitaire de radiophysique appliquée / Lausanne : Haute école cantonale
vaudoise de la santé
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reconstruction reduces abdominal CT dose. European journal of radiology, 78(79)
Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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6.2 – Liste bibliographique
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Institut universitaire de radiophysique appliquée / Lausanne : Haute école cantonale
vaudoise de la santé
B. Cordoliani, YS. & Foehrenbach, H. (2003). Effets pathologiques des rayonnements
ionisants : les effets stochastiques. Feuillets de radiologie, 43(4), 352-358
C. Boyer, B. (2004). Irradiation en tomodensitométrie : faut-il s’inquiéter ? Journal de
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D. Goldman, L-W. (2007). Principles of CT: radiation dose and image quality. Journal of
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Nicolas Sfameni et Achille Gianoli
Filière Technique en Radiologie Médicale 04.07.2011
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
83
11
11
18
41
11
11
85
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.
790.
6955
.64
cC
TD
I vol
Pro
toco
leA
cqui
sitio
nLe
cteu
rA
ab
21
21
11
12
13
11
11
21
41
11
12
15
00
01
22
11
1.26
1.22
11.
631.
411
1.64
1.36
11.
030.
8955
.64
22
21
11
12
23
11
11
22
41
11
12
25
11
00
23
11
0.79
0.77
00.
971.
070
0.82
0.88
00.
650.
6555
.64
23
21
11
12
33
11
10
23
41
11
12
35
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
41
11
12
45
11
00
25
11
1.37
1.42
11.
451.
551
1.57
1.69
11.
371.
5155
.64
25
21
11
12
53
11
11
25
41
11
12
55
10
01
26
11
1.42
1.27
11.
731.
641
1.80
1.67
11.
331.
3255
.64
26
21
11
12
63
11
11
26
41
11
12
65
11
00
27
10
1.26
1.44
11.
551.
661
1.67
1.70
10.
891.
2055
.64
27
21
11
12
73
11
11
27
41
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
12
83
11
11
28
41
11
12
85
00
00
29
11
1.02
1.20
11.
221.
371
1.21
1.35
10.
961.
3255
.64
29
21
11
12
93
11
11
29
41
11
12
95
01
00
210
11
1.59
1.40
12.
011.
681
1.70
1.58
01.
201.
2355
.64
210
21
11
12
103
11
10
210
41
11
12
105
11
00
31
11
2.57
2.19
12.
662.
371
2.43
2.09
11.
481.
2110
6.51
31
21
11
13
13
11
11
31
41
11
1
31
51
11
13
21
12.
432.
121
2.66
2.29
12.
752.
311
1.93
1.66
106.
513
22
11
11
32
31
11
13
24
11
11
32
51
11
13
31
12.
021.
981
2.35
2.29
12.
172.
211
1.45
1.43
106.
513
32
11
11
33
31
11
13
34
11
11
33
51
11
13
41
12.
121.
961
2.34
2.18
12.
192.
091
1.75
1.54
106.
513
42
11
11
34
31
11
13
44
11
11
34
51
11
13
51
12.
232.
321
2.49
2.63
12.
292.
421
2.09
2.02
106.
513
52
11
11
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