- Email: [email protected]
Imagerie de la microarchitecture osseuse
Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443 http://france.elsevier.com/direct/REVRHU/
Mise au point
Imagerie de la microarchitecture osseuse Imaging techniques for evaluating bone microarchitecture
◊
Éric Lespessailles a,b,*, Christine Chappard a,b, Nicolas Bonnet b, Claude Laurent Benhamou a,b a
Service de rhumatologie, CHR Orléans, 1, rue Porte-Madeleine, BP 2439, 45032 Orléans cedex 01, France b Inserm, unité U 658, CHR Orléans 1, rue Porte-Madeleine, BP 2439, 45032 Orléans cedex 01, France Reçu le 4 avril 2005 ; accepté le 18 août 2005 Disponible sur internet le 17 janvier 2006
Résumé La prédiction du risque fracturaire à l’échelle de l’individu repose à l’heure actuelle essentiellement sur l’analyse des résultats densitométriques. Cependant, de nombreux arguments indiquent que la fragilité osseuse qui caractérise l’ostéoporose est influencée par d’autres facteurs parmi lesquels la microarchitecture osseuse. L’objectif de cet article est de faire le point sur les différents outils de caractérisation de la microarchitecture trabéculaire osseuse (analyse morphologique, topologique, de texture) et sur les méthodes d’imagerie de la microarchitecture osseuse trabéculaire (imagerie par rayons X, scanner et IRM) tant par l’approche bidimensionnelle que par l’approche tridimensionnelle. L’imagerie de la microarchitecture osseuse est une technique non invasive qui pourrait permettre une amélioration de l’évaluation du risque individuel de fracture, de parfaire la connaissance des mécanismes physiopathologiques de l’ostéoporose mais aussi de suivre l’effet de traitements. Parmi les différentes techniques, l’IRM par son caractère non irradiant a peut être une place privilégiée mais son accessibilité en limite les applications pour l’étude de vastes populations. Il reste, quelles que soient les méthodes d’évaluation de la microarchitecture, à harmoniser et à valider les paramètres microarchitecturaux utiles à l’amélioration de l’appréciation du risque fracturaire dans des études longitudinales. © 2006 Elsevier SAS. Tous droits réservés. Mots clés : Microarchitecture osseuse ; Connexité ; Anisotropie ; Analyse de texture ; Microscanner ; IRM Keywords: Bone microarchitecture; Connectivity; Anisotropy; Texture analysis; Microscanner; Magnetic Resonance imaging
La perte de masse osseuse que l’on peut aisément mesurer en routine clinique par absorptiométrie biphotonique à rayons X est certainement un des principaux facteurs de risque de fractures ostéoporotiques [1]. Cependant, la densité minérale osseuse (DMO) n’est pas le seul facteur explicatif de la fragilité osseuse conduisant, pour un individu donné, à la survenue de fractures [2] ; ainsi, il existe un chevauchement considérable en termes de DMO entre les patients avec et sans fracture [3]. De nombreux autres facteurs peuvent intervenir dans la résistance osseuse : l’activité du remodelage osseux, la macroarchitecture des os, la distribution de la masse osseuse (sa répartition), l’ac-
* Auteur
correspondant. Adresse e-mail : [email protected] (É. Lespessailles). ◊ Pour citer cet article, utiliser ce titre en anglais et sa référence dans le même volume de Joint Bone Spine. 1169-8330/$ - see front matter © 2006 Elsevier SAS. Tous droits réservés. doi:10.1016/j.rhum.2005.08.004
cumulation de microlésions, la qualité du cristal, la qualité du collagène, le degré de minéralisation, la microarchitecture trabéculaire osseuse… [4]. L’importance de la microarchitecture trabéculaire osseuse et de sa désorganisation étaient déjà évoquées dans la définition classique de l’ostéoporose (OP) adoptée en 1993 [5]. La définition actuelle de l’OP fait état de résistance osseuse compromise prédisposant à un risque accru de fracture [6]. D’après cette définition, la résistance osseuse est le reflet de la densité osseuse et de la qualité osseuse ; la qualité osseuse fait référence à l’architecture, la minéralisation, le remodelage et l’accumulation de microlésions (microfractures) [6]. L’ostéoporose serait donc mieux diagnostiquée si l’on pouvait in vivo mesurer la résistance osseuse. Cependant, il n’existe pas de procédure diagnostique validée non invasive de la résistance osseuse in vivo. L’évaluation du risque de fracture repose donc sur la
436
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
mesure de marqueurs intermédiaires de ce risque au sein desquels la microarchitecture a une place privilégiée. 1. Les enjeux de l’évaluation de la microarchitecture osseuse Un des enjeux majeurs actuels concerne la possibilité de mieux définir le risque fracturaire à cinq ou dix ans chez un individu donné. Ce risque fracturaire absolu pourrait tenir compte de la DMO certes mais aussi de facteurs de risque clinique facilement accessibles comme l’âge, les antécédents personnels et familiaux de fracture [7]. Parmi les déterminants de la résistance osseuse, le remodelage osseux [8] et dans une perspective plus lointaine la microarchitecture osseuse sont sans doute les facteurs, habituellement peu pris en considération, qui pourraient dans l’avenir être intégrés au sein d’un index de facteurs de risque, ou chaque facteur pourrait être pondéré en fonction de l’âge (un antécédent maternel de fracture de hanche n’a pas le même poids chez une femme de 55 ans que chez une femme de 75 ans). Cette évaluation d’un risque absolu de fracture à court terme laisse espérer une prise en charge thérapeutique plus ciblée et donc plus efficace [9]. L’évaluation des effets des traitements sur la microarchitecture osseuse est également un enjeu important. Il apparaît de plus en plus, surtout en ce qui concerne les bisphosphonates et le raloxifene, que les variations densitométriques n’expliquent que très imparfaitement l’efficacité antifracturaire. Les traitements anti-ostéoclastiques pourraient agir en plus de leur action reminéralisante par des effets sur la microarchitecture osseuse trabéculaire, action que l’évaluation densitométrique ne reflète pas. À cet égard, deux traitements ont fait l’objet d’étude en μTDM (microtomodensitométrie) : le risédronate qui préserve la microarchitecture trabéculaire à la ménopause [10], le teriparatide qui augmente le volume trabéculaire osseux, la connexité trabéculaire et qui modifie la morphologie trabéculaire d’une structure riche en poutres vers une structure plus riche en plaques [11]. Le terme de préservation de la microarchitecture osseuse par le risédronate est utilisé car la détérioration de la microarchitecture osseuse observée à la ménopause (diminution du nombre de travées, augmentation de l’espacement intertrabéculaire et l’augmentation du volume étoile médullaire) n’est pas constatée de façon significative chez les femmes traitées pendant un an par le risédronate [10].
relations entre microarchitecture et résistance osseuse [12]. Les méthodes d’évaluation de la microarchitecture osseuse doivent être adaptées aux caractéristiques de la microstructure trabéculaire osseuse. L’épaisseur moyenne des travées est de 100 à 150 μm avec un espace intertravée de 500 à 1000 μm. L’analyse tridimensionnelle nécessite donc une résolution proche de la taille des travées, dans l’idéal isotrope (identique dans les trois directions de l’espace). Ces conditions remplies, l’analyse morphologique et topologique est possible. Avec une épaisseur de coupe supérieure à 500 μm, l’accès direct au réseau trabéculaire est impossible ; dans ce cas, les paramètres obtenus sont dits apparents, ou c’est la texture qui est analysée. 3. Outils de caractérisation de la microarchitecture 3.1. Analyse morphologique Les caractéristiques morphologiques sont relatives à la taille et à l’espacement des travées ainsi qu’à la porosité. Les principaux paramètres microarchitecturaux sont détaillés dans plusieurs mises au point publiées dans la Revue du Rhumatisme [13,14]. Les premiers paramètres ont été développés par Parfitt et al. [15]. Ce que l’on peut mesurer : la fraction volumique de d’os (BV/TV) pour bone volume/tissue volume, la méthode du MIL (Mean Intercept Length) [16] est utilisée. Cette méthode permet de calculer le nombre de travées (TbN) en rapportant le nombre d’interceptions entre des lignes test et les interfaces os trabéculaire et moelle à la longueur de lignes test parallèles (Fig. 1). La quantification de la surface trabéculaire sur des images binaires est réalisable par des méthodes de triangulation et permettent de calculer le BS/BV (Bone surface/bone volume) [17]. Bien qu’habituellement en ce qui concerne les données histomorphométriques, les paramètres de Parfitt soient calculés, ces mêmes paramètres peuvent tout à fait être mesurés
2. Prérequis de l’évaluation de la microarchitecture osseuse Le recueil des informations accessibles par l’imagerie doit tenir compte des contraintes de l’acquisition d’image conditionnant l’accès in vivo ou in vitro mais aussi du type d’analyse bidimensionnelle ou tridimensionnelle. Dans l’idéal, cette imagerie doit permettre une évaluation quantitative de la morphométrie osseuse. Cette quantification a pour but de discriminer les patients ayant des altérations de la microarchitecture et de permettre l’évaluation des effets d’interventions thérapeutiques, mais aussi de mieux connaître les
Fig. 1. Mesure des paramètres de Parfitt par la méthode du mean intercept length (MIL). Cette méthode consiste à couvrir l’image par un réseau de lignes parallèles ayant un espacement uniforme (pour la clarté de la figure, seules les deux lignes dans deux directions du plan ont été tracées) et à comptabiliser le nombre d’intersections entre ces lignes tests et l’interface os–espace médullaire (intersections repérées par les points). On peut alors calculer le nombre de travées (Tb.N) avec la formule suivante : Tb.N = Nombre d’intersections rapporté à la longueur totale des lignes tests. À partir de cette valeur, les autres paramètres morphologiques peuvent alors être calculés.
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
(et non pas calculés) à partir d’images tomodensitométriques ou en IRM. Des corrélations significatives ont été mises en évidence entre l’évaluation 2D par histomorphométrie et l’évaluation 3D par μTDM concernant le BV/TV et la densité de surface osseuse (BS/BV) [18]. Néanmoins, alors que le BV/TV et le BS/TV sont des paramètres mesurables directement sur les images 2D, les autres paramètres (nombre de travées, épaisseur des travées, espacement intertrabéculaire) sont calculés de façon indirecte en faisant l’hypothèse d’un modèle fixe de plaques et poutres [15]. Une telle hypothèse est cependant critiquable du fait des différences de microarchitecture qui existent d’un site osseux à l’autre et du fait de l’évolution de la microarchitecture, en particulier avec l’âge et les effets de la ménopause. Cela a été montré dans un travail où ont été confrontées les méthodes d’évaluation histomorphométriques 2D et les nouvelles méthodes 3D sur 260 biopsies humaines prélevées à cinq sites anatomiques différents [19]. L’évaluation de la plupart des paramètres morphologiques nécessite un seuillage de l’image, celui-ci s’effectue à partir de l’histogramme des niveaux de gris ou par calibration interne. La résolution spatiale et les méthodes de seuillage influencent les paramètres mesurés. Le seuillage est une étape critique en analyse d’images. 3.2. L’analyse topologique La caractérisation topologique est relative au dénombrement des amas de travées et des espaces médullaires ainsi qu’à l’interconnexion de ces amas. L’érosion d’une image binaire (certains pixels représentent l’os, d’autres la moelle) en réduisant l’épaisseur des travées apparentes jusqu’à la valeur minimale d’un pixel permet une simplification de la structure osseuse appelée squelettisation [20]. Le patron obtenu représente l’ossature de la structure de départ. Il est alors possible d’identifier le nombre de nœuds, d’extrémités libres mais aussi des distances (nœud à nœud, nœud à extrémité libre, extrémité libre à extrémité libre). Certains paramètres comme le nombre de nœuds et la distance nœud à nœud reflètent plus la connexité ; d’autres comme le nombre d’extrémités libres, les distances nœud–extrémité libre, extrémité libre–extrémité libre expriment davantage la discontinuité du réseau trabéculaire. À partir de ces données, un index d’interconnexité a été développé [21]. Le « star volume » de la moelle exprime un reflet indirect et très sensible de la connexité [22]. La technique du nombre d’Euler développée par Feldkamp et al. offre un reflet direct de la connexité en caractérisant le nombre de trous dans la structure étudiée [23]. Ces deux dernières techniques peuvent être utilisées soit sur de l’imagerie bidimensionnelle, soit sur de l’imagerie tridimensionnelle. Le Trabecular Bone Pattern factor (TbPf) est un autre indice reflétant la connectivité. Son calcul repose sur la mesure de la surface et du périmètre osseux avant et après dilatation des travées [24]. La perte des connexions intertrabéculaires dans l’OP est à l’origine d’une prédominance des structures convexes dont rend compte le TbPf, celui-ci étant d’autant plus faible que le tissu osseux est bien connecté.
437
Laib et al. [25] ont présenté un nouveau paramètre le « ridge number density ». Ce paramètre est une mesure de la longueur du squelette du réseau trabéculaire évalué en sommant les voxels occupés par la « crête » d’éléments trabéculaires dans une image en niveau de gris. Cette mesure conçue comme une densité de travées est proche de l’évaluation du nombre de travées. Le structure model index (SMI) quantifie la forme caractéristique d’une structure tridimensionnelle en termes de quantité de plaques et de poutres composant la structure [26]. Ainsi, un SMI de valeur 0 et un SMI de trois caractérisent respectivement une structure idéale en plaques et une structure parfaite en poutres cylindriques. L’OP est caractérisée par une évolution d’une structure en plaques vers une structure en poutres. D’autres méthodes comme l’analyse d’autocorrélation spatiale et l’analyse topologique digitale ont été développées par Wehrli et al. [27]. L’analyse topologique digitale classifie chaque voxel de la structure 3D sur la base de la connectivité avec les voxels voisins. La fonction d’autocorrélation spatiale peut-elle fournir des indications sur l’anisotropie de la structure. Notre équipe a développé et mis au point un puissant outil fondé sur l’analyse du patron squelettisé 3D [28]. Cette technique permet la détection et l’extraction de chaque travée du réseau trabéculaire. Elle autorise la modélisation de la microarchitecture osseuse en amincissant, en augmentant la taille des travées mais aussi en les faisant disparaître [29]. 3.3. Analyse de texture Les images texturées, qu’elles soient issues de coupes IRM, TDM ou de radiographies osseuses, peuvent se prêter à différentes techniques d’analyse de structure rendant compte de la microarchitecture osseuse de façon indirecte. Différentes techniques d’analyse de texture sont utilisées [13]. 3.3.1. Analyse structurelle de texture Cette analyse repose sur la caractérisation topologique du réseau trabéculaire ou plutôt de sa projection. Après seuillage et une fois obtenue une image numérique binaire, la technique du MIL peut par exemple être utilisée ; ainsi pour chaque direction, une grille est posée sur la structure, le nombre d’intersections avec l’interface entre l’os et la moelle est comptabilisé, ce qui permet de déduire directement l’épaisseur, le nombre et l’espacement intertrabéculaire. Ces paramètres sont identiques à ceux appréhendés en histomorphométrie. Quand ils sont utilisés et cités dans un travail, il convient alors de les faire précéder du terme « apparent ». 3.3.2. Analyse statistique La description des caractéristiques différentielles de variations locales de niveau de gris par des méthodes statistiques comme les matrices de cooccurrence ou les longueurs de plage est également utilisée. Le principe des matrices de longueur de plage consiste à définir des plages de pixels adjacents de niveaux n, n + 1 dans une direction donnée puis à calculer des paramètres à partir de l’histogramme de répartition des plages
438
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
[30]. Les matrices de cooccurrence caractérisent la probabilité conjointe d’apparition d’un couple de niveaux de gris séparés par une certaine distance dans une direction donnée. 3.3.3. Analyse fractale L’analyse fractale [31] est une analyse statistique de texture que l’on différencie des autres analyses statistiques car elle ne repose pas sur des mathématiques euclidiennes. Cette analyse de texture mesure quantitativement la complexité et la rugosité de la texture. Le paramètre mesuré s’appelle la dimension fractale, plus la structure est rugueuse, plus ce paramètre est élevé. Plusieurs méthodes peuvent être utilisées pour estimer la dimension fractale, la « signature fractale », la méthode de la variance selon Pentland, la méthode des boîtes, la méthode de Fourier, et le maximum de vraisemblance à partir du mouvement brownien fractionnaire [32]. Certaines méthodes ne sont applicables qu’à des images binarisées telles que la méthode des boîtes, d’autres qu’à des images en niveaux de gris, telles que les méthodes fondées sur l’analyse de Fourier et sur le mouvement brownien fractionnaire (variance, estimateur du maximum de vraisemblance). Les premières s’appliquent donc bien à l’histomorphométrie [33] et aux images de scanner [34], les secondes peuvent être appliquées à des images de projection telles que les images radiographiques conventionnelles [33]. La texture de l’imagerie en projection de l’os trabéculaire sur radiographie a des propriétés fractales [32] ; en revanche, l’os trabéculaire examiné sur coupes histologiques n’a pas de structure fractale [35]. Cependant, des indicateurs d’analyse fractale peuvent être évalués sur coupes histologiques et sur images de microscanner et d’IRM [36]. 3.3.4. Analyse de l’anisotropie Un matériau isotrope est un matériau dont les propriétés physiques et en particulier les propriétés mécaniques sont identiques quelle que soit la direction d’analyse de ce matériau. L’os est un matériau par essence anisotrope ; sa structure répond à une organisation préférentielle adaptée aux forces qui lui sont soumises comme la force de gravité et les forces qui s’exercent lors de la marche ou d’autres activités physiques. La méthode du MIL permet une analyse de l’anisotropie d’un site osseux donné. La mesure du nombre d’interfaces dans les trois directions de l’espace permet de reconstituer un ellipsoïde ou une ellipse dans un espace à deux dimensions. Le degré d’anisotropie se définit par le rapport entre l’axe le plus long et l’axe le plus court de l’ellipsoïde [16]. Une des limites de cette approche concerne sa méthode de calcul qui est fondée sur un nombre d’interfaces et qui ne tient pas compte de la structure réelle de l’os [37]. D’autres méthodes comme le « volume orientation » ont été développées à partir d’une grille de points translatée de façon aléatoire [38]. Dans une direction donnée, on mesure la longueur du segment situé à l’intérieur d’une même travée. L’évolution du caractère anisotrope de la structure peut être déterminée par l’analyse multidirectionnelle de ce paramètre. Des méthodes appelées « star volume distribution » et « star length distribution » sont dérivées de cette approche [39]. Geraets et
al. [40] ont développé une méthode applicable sur des radiographies préalablement numérisées appelée « line fraction distribution index ». Des méthodes estimant les variations qualitatives d’orientation des travées transverses et longitudinales ont été développées [41] à partir de l’analyse spectrale des niveaux de gris par la transformée de Fourier de l’image de radiographies de l’extrémité distale du radius. À l’aide de la transformée de Fourrier, il est possible de représenter une image radiographique dans le domaine des fréquences. Dans ce système fréquentiel les plus petits détails de l’image correspondent aux grandes fréquences. Le spectre de fréquence d’une image représente la fréquence d’apparition de motifs présents sur l’image radiographique ainsi que l’orientation de ceux-ci. On peut à l’aide du spectre de fréquence visualiser les orientations préférentielles des motifs de l’image (Fig. 2). Nous avons développé des mesures quantitatives du degré d’anisotropie à partir de l’analyse spectrale des niveaux de gris au radius et au calcanéum [42,43]. 4. Imagerie de la microarchitecture osseuse trabéculaire 4.1. Évaluation bidimensionnelle in vitro L’approche classique de l’analyse structurelle de l’os trabéculaire repose sur les techniques d’histomorphométrie et de stéréologie, la microarchitecture osseuse étant évaluée à l’échelle microscopique avec des résolutions de l’ordre du micron [44]. Cette approche permet une estimation de la dimension en 3D par inférence. Cependant, outre la nécessité d’un prélèvement biopsique, la technique est parfois sujette à erreur et incertitude du fait du caractère très anisotropique et tridimensionnel par essence de l’os trabéculaire [16]. Cette problématique a rapide-
Fig. 2. Projections d’images (A et B) 3D de synthèse et leur spectre de Fourier respectif. On peut observer sur les images des spectres une dispersion des pics de fréquence différente entre les deux images traduisant une plus grande anisotropie de l’image B (dispersion des pics moins grande sur le spectre B par rapport au spectre de l’image A).
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
ment été prise en compte et a conduit au développement d’analyses de coupes sériées multiples d’une épaisseur de 7 μm à partir desquelles des images en 3D peuvent être reconstruites [45]. En utilisant cette méthode, des mesures quantitatives de la connexité 3D sont possibles de même que la mesure d’autres propriétés structurales. Cependant, cette méthode nécessite une préparation substantielle de l’échantillon durant laquelle l’échantillon est détruit, ne pouvant plus être utilisable pour d’autres mesures secondaires en particulier des tests biomécaniques. 4.2. Évaluation bidimensionnelle in vivo–Imagerie par rayons X, scanner, IRM La projection radiographique de l’os trabéculaire donne une image texturée en niveaux de gris (Fig. 3). Des analyses structurelles et des analyses statistiques fractales ou non peuvent être appliquées. Les radiographies conventionnelles peuvent atteindre jusqu’à 40 μm de résolution sur des sites périphériques tels que le calcanéum et le radius à l’aide de microscanner et de film de type mammographique (à haute résolution) [40,41]. Ces techniques nécessitent une standardisation des différents paramètres d’exposition et de développement des films. L’analyse de texture radiologique est facilement utilisable pour de vastes populations [46,47]. Elle est reproductible, corrélée aux propriétés biomécaniques [48,49] et à certaines caractéristiques histologiques [50]. Cette analyse à l’échelle de groupes de patients a une bonne capacité discriminative entre témoins et patients ostéoporotiques avec fracture [47,51] ; elle reflète bien les caractéristiques 3D de la structure osseuse [29,52] et elle varie de façon indépendante mais complémentaire de la DMO en termes de prédiction de fractures ou au moins d’odds ratio puisqu’il s’agissait d’une étude transversale [47]. À l’échelle d’une population, la dimension fractale est significativement plus élevée dans un groupe de femmes n’ayant jamais bénéficié d’une hormonothérapie substitutive comparativement aux femmes sous traitement alors que la DMO bien que plus basse dans le groupe non traité ne différencie statistiquement pas le groupe traité du groupe non traité [46]. Un
Fig. 3. Image de texture osseuse obtenue par radiographie d’un calcanéum numérisé sur un scanner AGFA quatre paires de lignes par millimètre.
439
travail préliminaire semble par ailleurs montrer que la dimension fractale évolue sous traitement par Teriparatide [53]. L’analyse de texture sur images scanographiques in vivo a été étudiée par Cortet et al. [54]. Ce type d’analyse permettait outre la caractérisation des effets de l’âge et de la ménopause, de séparer aussi à l’échelle de groupes de patients des témoins et des femmes ostéoporotiques [55]. Les liens entre cette analyse structurelle et l’histomorphométrie ont été précisés [56]. D’autres auteurs ont montré que l’analyse de paramètres structuraux mesurés par la méthode des longueurs de plage permettait de distinguer des femmes avec au moins un tassement vertébral même après appariement sur la DMO [57]. De plus, l’espacement intertrabéculaire étudié par analyse de texture sur images tomodensitométriques vertébrales était significativement corrélé à la résistance osseuse [58]. Outre, l’utilisation du temps de relaxation de la résonance magnétique de la moelle osseuse pour apprécier la densité trabéculaire osseuse, l’IRM, dans les cas où l’épaisseur de coupe est la plus élevée, permet des analyses de texture. Le réseau trabéculaire apparaît alors par l’effet de projection sous la forme d’une texture de niveaux de gris (Fig. 4). Après binarisation, des images des paramètres histomorphométriques standard tels la fraction de surface osseuse, le MIL ou d’autres analyses de texture peuvent être appliqués [36]. 4.3. Évaluation tridimensionnelle ex vivo 4.3.1. Microscanner à rayonnement synchrotron et tomodensitométrie périphérique (pQCT) in vivo L’évaluation de la microarchitecture trabéculaire osseuse par microscanner à rayonnement synchrotron est à l’heure actuelle en quelque sorte la référence absolue de l’imagerie 3D pour l’évaluation des paramètres morphologiques [59]. Le rayonnement synchroton permet d’obtenir des résolutions de l’ordre du micron [60]. En l’absence de durcissement du faisceau, la collimation naturelle, le rayonnement monochroma-
Fig. 4. Coupe axiale d’un radius gauche. Image obtenue sur une IRM 1,5 Teslas (Siemens, Magneton Vision®), avec une antenne dédiée à l’imagerie du poignet. Séquence de Spin échopondérée en T1. TR = 645 ms ; TE = 20 ms. Temps d’acquisition 11,03 secondes – deux excitations. Coupe de 2 mm. Taille des pixels : 195 × 195 μm.
440
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
tique permettent l’absence de distorsion géométrique et une résolution optimale avec le meilleur rapport signal sur bruit. Cependant, il n’existe que deux appareils en France, nécessitant une infrastructure lourde, une mémoire informatique gigantesque (liée à la très haute résolution des images) et n’est donc qu’exceptionnellement utilisable pour des applications osseuses. Le μTDM est une approche alternative à l’imagerie et à la quantification de l’os trabéculaire en 3D [61,62]. La reconstruction est possible à partir de coupes sériées jointives. La résolution optimale varie de 7 à 20 μm selon les appareils. Des éprouvettes d’un diamètre de quelques millimètres à 80 mm peuvent être mesurées (Fig. 5). Les tomographes utilisés ont un rayonnement polychromatique, la source est divergente en éventail ou conique ce qui est susceptible d’engendrer des distorsions géométriques. L’os trabéculaire fournissant un fort contraste, un seuil unique sur toute l’image peut être utilisé. Avec une résolution de 14 μm, le pourcentage d’écart entre l’histomorphométrie et le μCT diffère selon les paramètres de 2,5 % pour (BV/TV) à 6,1 % (pour Tb.Sp) [63]. Cette méthode précise n’en demeure pas moins invasive et est restreinte à l’analyse d’échantillons osseux de petite taille (Fig. 6), de nouveaux appareils se développent pour les explorations in vivo chez le petit animal [64]. 4.3.2. Tomodensitométrie périphérique (pQCT) in vivo Le pQCT semble particulièrement bien adapté à l’investigation des tissus calcifiés car il existe de grosses différences de coefficient d’atténuation entre l’os et les tissus avoisinants. In vivo, le microscanner est cependant limité par les problèmes de dosimétrie et de flou d’image lié à la fonction de dispersion des méthodes fondées sur la tomographie aux rayons X. Un pQCT a été construit à Zurich par l’institut d’ingénierie biomédicale.
Fig. 5. Carotte d’os sous-chondral humain de la tête du fémur. Analyse par μTDM Skyscan 1072 (80 kV, 100 μA). Pas de rotation 0,23°, taille du pixel 10,77 μm. Reconstruction de 400 coupes.
Fig. 6. Extraction de fémur distal de rat. Analyse par μTDM Skyscan 1072 (75 kV, 100 μA, pas de rotation 0,45°, taille du pixel 11 μm).
Cet appareil a une bonne reproductibilité et peut acquérir des images avec une taille de voxel isotrope à 165 × 165 × 165 μm3 [65]. Cependant, cette résolution n’est généralement pas suffisante pour définir parfaitement les éléments trabéculaires du fait d’un flou lié aux effets de volume partiel. Le concept de biopsies osseuses non invasives pourrait néanmoins s’avérer une méthode très utile pour l’amélioration de la prédiction individuelle du risque fracturaire [64]. Dans l’idéal, cet appareil devrait permettre l’accès à une résolution de la microstructure de moins de 50 μm, et permettrait de mesurer la microarchitecture osseuse trabéculaire à différents sites osseux, de façon répétitive dans le temps. La technologie tomodensitométrique pour obtenir de telles résolutions est néanmoins limitée par les doses de rayons X requises. 4.3.3. μIRM in vitro et IRM haute résolution in vivo La micro-imagerie par résonance magnétique a elle aussi été développée pour évaluer la microarchitecture osseuse [66]. Des résolutions isotropes en dessous de 100 μm ont été obtenues [67]. Le développement des machines de μIRM s’appuie sur de meilleures performances (appareils autour de 10 Testas ou plus). Cependant, du fait des volumes osseux analysables proches du cm3, la μIRM apparaît elle aussi pour le moment limitée à l’évaluation d’éprouvettes osseuses in vitro. Néanmoins, du fait de son caractère non ionisant et non invasif, la μIRM pourrait connaître un large développement dans le cadre d’applications in vivo ; là où les effets ionisants pourraient limiter l’usage des technologies à rayons X. L’application au petit animal in vivo est envisagée. À l’heure actuelle, l’imagerie in vivo par IRM a une résolution spatiale dans le plan atteignant 80 à 200 μm et une épaisseur de coupe de 300 à 700 μm [68]. Ainsi, la meilleure résolution obtenue avec des appareils de routine clinique à 1,5 Tesla est de 195 μm × 195 μm × 1000 μm in vivo au calcanéum [67] et de 156 μm × 156 μm × 500 μm au radius [69]. Par analogie au terme de biopsie osseuse, Wehrli et al. ont mis au point une procédure appelée biopsie osseuse virtuelle (BOV) parce que, contrairement à son analogue physique, cette BOV est totalement non invasive [70]. Les biopsies osseuses virtuelles par IRM, du fait des contraintes du rapport signal sur bruit confinent la technique aux sites périphériques comme le
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
radius distal, le tibia distal et le calcanéum qui servent de sites osseux intermédiaires pour l’évaluation des modifications structurales attendues aux sites fracturaires usuels (vertèbres et hanche). Avec l’arrivée de nouveaux appareils d’IRM à plus haut champ magnétique (≥ 3 Teslas) et de nouvelles séquences d’acquisition rapide d’images parallèles, l’IRM haute résolution va encore évoluer [67]. Cependant, l’accessibilité des appareils, la nécessité de disposer d’antennes spécifiques limitent a priori le développement de cette technique. 4.4. Évaluation de la microarchitecture de l’os cortical Bien qu’il soit admis que l’os cortical contribue au col du fémur pour 40 à 60 % de la résistance osseuse, les études de microarchitecture osseuse se sont surtout intéressées à l’analyse du secteur trabéculaire. L’analyse de l’os cortical se faisait surtout aux diaphyses par des méthodes bidimensionnelles telle l’histomorphométrie [71] la tomodensitométrie [72] ou la microradiographie [73]. Cependant, outre que les analyses ne portaient pas spécifiquement sur les sites fracturaires (col du fémur, région pertrochantérienne), l’analyse 2D pouvait conduire à une surestimation de la porosité corticale du fait de l’anisotropie de l’os cortical. Des analyses par micro-TDM avec des résolutions inférieures à 30 μm évaluant la porosité corticale ont été développées [74]. Récemment une caractérisation de la porosité intracorticale au col du fémur par microscanner à rayonnement synchrotron (résolution 10,13 μm) a été obtenue par Bousson et al. [75]. 5. Conclusion L’imagerie par la microtomodensitométrie, la micro-IRM in vitro, la pQCT et l’IRM haute résolution in vivo sont des techniques prometteuses d’évaluation de la microarchitecture 3D et de la résistance osseuse. En effet, les données microstructurales fournies par l’évaluation 3D de l’os trabéculaire soit par IRM, soit par μTDM peuvent être converties en maillage suffisamment précis pour prédire à partir de simulations biomécaniques fondées sur l’analyse par éléments finis le comportement et les propriétés biomécaniques de la structure osseuse [66]. L’évaluation 3D de la microarchitecture trabéculaire osseuse permettrait l’étude du mécanisme de perte osseuse et l’évaluation de la réponse aux traitements. Le caractère peu accessible des IRM comme pour le moment celui des appareils de pQCT est un facteur limitant de leur application à des vastes populations pour prédire la fragilité osseuse. Les techniques d’évaluation indirecte de la microarchitecture par analyse de texture de l’os trabéculaire sur radiographies, bien que rendant compte imparfaitement de la microarchitecture, sont-elles plus simples, moins coûteuses et plus facilement applicables ? Il reste à démontrer, quelle que soit la technique d’imagerie, quel que soit le paramètre étudié, leur intérêt pour l’amélioration de la prédiction de la fragilité osseuse dans des études longitudinales.
441
Références [1] Cummings SR, Bates D, Black DM. Clinical use of bone densitometry. Scientific review. JAMA 2002;288:1889–900. [2] Marshall D, Johnell O, Wedel H. Meta-analysis of how well measures of bone mineral density predict occurrence of osteoporotic fractures. BMJ 1996;312:1254–9. [3] Melton 3rd LJ, Kan SH, Frye MA, Wahner HW, O’Fallon WM, Riggs BL. Epidemiology of vertebral fractures in women. Am J Epidemiol 1989;129:1000–11. [4] Mc Creade RB, Goldstein AS. Biomechanics of fracture: is bone mineral density sufficient to assess risk? J Bone Miner Res 2000;15:2305–8. [5] Consensus Development conference. Prophylaxis and treatment of osteoporosis. Am J Med 1993;94:646–50. [6] NIH Consensus Development Panel in osteoporosis prevention. Diagnosis, and therapy. JAMA 2001;285:785–95. [7] Black DM, Steinbach M, Palermo L, Dargent-Molina P, Lindsay R, Hoseyni MS, et al. An assessment tool for predicting fracture risk in postmenopausal women. Osteoporos Int 2001;12:519–28. [8] Sarkar S, Reginster JY, Crans GG, Diez-Perez A, Pinette KV, Delmas PD. Relationship between changes in biochemical markers of bone turnover and BMD to predict vertebral fracture risk. J Bone Miner Res 2004;19:394–401. [9] Kanis JA, Black D, Cooper C, Dargent P, Dawsontheghes B, De Laet C, et al. A new approach to the development of assessment guidelines for osteoporosis. Oesteoporos Int 2002;13:527–38. [10] Dufresne TE, Chmielewski PA, Manhart MD, Johnson TD, Borah B. Risedronate preserves bone architecture in early postmenopausal women in 1 year as measured by three-dimensional microcomputed tomography. Calcif Tissue Int 2003;73:423–32. [11] Jiang Y, Zhao JJ, Mitlak BH, Wang O, Genant HK, Eriksen EF. Recombinant human parathyroid hormone (1–34) [Teriparatide] improves both cortical and cancellous bone structure. J Bone Miner Res 2003;18:1932– 41. [12] Cortet B, Marchandise X. Bone microarchitecture and mechanical resistance. J Bone Spine 2001;68:297–305. [13] Cortet B, Colin D, Dubois P, Delcambre B, Marchandise X. Les différentes méthodes d’analyse quantitative de la structure osseuse trabéculaire. Rev Rhum (Ed Fr) 1995;62:841–55. [14] Legrand E, Chappard D, Basle MF, Audran M. Évaluation de la microarchitecture trabéculaire osseuse : perspectives pour l’évaluation du risque fracturaire. Rev Rhum 1999;66:619–24. [15] Parfitt AM. Stereologic basis of bone histomorphometry theory of quantitative microscopy and reconstruction of the third dimension. In: Recker RR, editor. Bone histomorphometry: techniques and interpretation. Boca Raton, FL, USA: CRC Press; 1983. p. 53–87. [16] Whitehouse WJ. The quantitative morphology of anisotropic trabecular bone. J Microsc 1974;1:153–8. [17] Ulrich D, van Rietbergen B, Laib A, Ruegsegger P. The ability of threedimensional structural indices to reflect mechanical aspects of trabecular bone. Bone 1999;25:55–60. [18] Dempster DW, Cosman F, Karland ES, Zhon H, Nieves J, Woelfert, et al. Effects of daily treatment with parathyroid hormone in bone microarchitecture and turnover in patients with osteoporosis :a paired biopsy study. J Bone Miner Res 2001;16:1846–53. [19] Hildebrand T, Laib A, Muller R, Dequeker J, Ruegsegger P. Direct threedimensional morphometric analysis of human cancellous bone: microstructural data from spine, femur, iliac crest, and calcaneus. J Bone Miner Res 1999;14:1167–74. [20] Garraghan NJ, Mellish RWE, Compston JE. A new method for twodimensional analysis of bone structure in human iliac crest biopsies. J Microsc 1986;142:341–9. [21] Le HM, Holmes RE, Sbors E, Rosenstein DA. Computerized quantitative analysis of the interconnectivity of porous biomaterials. Acta Stereol 1992;11:267–72.
442
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
[22] Vesterby A, Gundersen HJ, Nelson F. Star volume of marrow space and trabeculae of the first lumbar vertebra: sampling efficiency and biological variation. Bone 1989;10:7–13. [23] Feldkamp LA, Goldstein SA, Parfitt AM, Tesion G, Kleerekoper M. The direct examination of three dimensional bone architecture in vitro by computed tomography. J Bone Miner Res 1989;4:3–11. [24] Hahn M, Vogel M, Pompesus-Kempa M, Delling G. Trabecular bone pattern factor: a new parameter for simple quantification of bone microarchitecture. Bone 1992;13:327–30. [25] Laib A, Hildebrand T, Hanselmann HJ. Ridge number density: a new parameter for in vivo bone structure analysis. Bone 1997;21:541–6. [26] Hildebrand T, Ruegsegger P. Quantification of bone microarchitecture with the structure model index. Comput Methods Biomech Biomed Engin 1997;1:15–23. [27] Wehrli FW, Gomber BR, Saha PK, Song HK, Hwang SN, Snyder PJ. Digital topological analysis of in vivo magnetic resonance images of trabecular bone reveals structural implications of osteoporosis. J Bone Miner Res 2001;16:1520–31. [28] Pothuaud L, Porion P, Lespessailles E, Benhamou CL, Levitz P. A new method for three-dimensional skeleton graph analysis of porous media: application to trabecular bone microarchitecture. J Microsc 2000;199: 149–61. [29] Pothuaud L, Benhamou CL, Porion P, Lespessailles E, Harba R, Lewitz P. Fractal dimension of trabecular bone projection texture is related to three-dimensional microarchitecture. J Bone Miner Res 2000;15:691–9. [30] Durand EP, Ruegsegger P. Cancellous bone structure: analysis of highresolution CT images with the run-length method. J Comput Assist Tomogr 1991;115:133–9. [31] Benhamou CL, Lespessailles E, Jacquet G. Architecture osseuse trabéculaire : caractérisation par une méthode d’analyse fractale. Rev Rhum 1994;61:297–300. [32] Benhamou CL, Lespessailles E, Jacquet G, Harba R, Jennane R, Loussot, et al. Fractal organization of trabecular bone images on calcaneus radiographs. J Bone Miner Res 1994;9:1909–18. [33] Chappard D, Legrand E, Haettich B, Chales G, Auvinet B, Eschard JP, et al. Fractal dimension of trabecular bone: comparison of three histomorphometric computed techniques for measuring the architectural twodimensional complexity. J Pathol 2001;195:515–21. [34] Cortet B, Dubois P, Boutry N, Palos G, Cotton A, Marchandise X. Computed tomography image analysis of the calcaneus in male osteoporosis. Osteoporos Int 2002;13:33–41. [35] Cross SS, Rogers S, Silcocks PB, Cotton DWK. Trabecular bone does not have a fractal structure on light microscopic examination. J Pathol 1993;170:311–3. [36] Link TM, Majumdar S, Lin JC, Newitt D, Augat P, Vuyang X, et al. A comparative study of trabecular bone properties in the spine and femur using high resolution MRI and CT. J Bone Miner Res 1998;13:122–32. [37] Odgaard A. Three dimensional methods for quantification of cancellous bone architecture. Bone 1997;20:315–28. [38] Odgaard A, Jensen EB, Gundersen HLG. Estimation of structural anisotropy, based on volume orientation. A new concept. J Microsc 1990;157: 149–62. [39] Cruz-Orive LM, Karlson LM, Larsen SE, Wainschten F. Characterizing anisotropy: a new concept. Micron and Microscopica Acta 1992;23:75–6. [40] Geraets WGM, Van der Stelt PF, Lips P, Elden PJM, Van Ginkel FC, Burger EH. Orientation of the trabecular pattern of the distal radius around the menopause. J Biomech 1997;30:363–70. [41] Wigderowitz CA, Abel EW, Rowley DI. Evaluation of cancellous structure in the distal radius using spectral analysis. Clin Orthop Relat Res 1997;335:152–61. [42] Lespessailles E, Jacquet G, Harba R, Jennane R, Loussot T, Viala JF, et al. Anisotropy measurement obtained by fractal analysis of trabecular bone at the calcaneus and radius. Rev Rhum 1996;63:337–43 [Eng Ed]. [43] Chappard C, Brunet-Imbault B, Lemineur G, Giraudeau B, Basillais A, Harba R, et al. Anisotropy changes in post-menopausal osteoporosis: characterization by a new index applied to trabecular bone radiographic images. Osteoporos Int 2005;16:1193–202.
[44] Recker RR. Bone histomorphometry: techniques and interpretation. Boca Raton, FL, USA: CRC Press; 1983. [45] Odgaard A, Andersen K, Melsen F, Gundersen HJG. A direct method for fast 3D serial reconstruction. J Microsc 1990;159:335–42. [46] Lespessailles E, Poupon S, Andriambelosoa N, Pothuaud L, Harba R, Benhamou CL. Fractal analysis of trabecular bone texture on calcaneus radiographs: effects of age, menopause duration and hormonal replacement therapy on microarchitectural changes. Osteoporos Int 2002;13: 366–72. [47] Benhamou CL, Poupon S, Lespessailles E, Loiseau Peres S, Jennane R, Siroux V, et al. Fractal analysis of radiographic trabecular bone texture and bone mineral density: two complementary parameters related to osteoporotic fractures. J Bone Miner Res 2001;16:697–704. [48] Millard J, Augat P, Link TM, Kothari M, Newitt DC, Genant HK, et al. Power spectral analysis of vertebral trabecular bone structure from radiographs: orientation dependance and correlation with bone mineral density and mechanical properties. Calcif Tissue Int 1998;63:482–9. [49] Lespessailles E, Jullien A, Eynard E, Harba R, Jacquet G, Ildefonse JP, et al. Biomechanical properties of human os calcanei: relationships with bone density and fractal evaluation of bone microarchitecture. J Biomech 1998;31:817–24. [50] Lespessailles E, Jacquet G, Harba R, Jennane R, Loussot T, Viala JF, et al. Fractal analysis of bone texture on os calcis radiographs compared with trabecular microarchitecture analyzed by histomorphometry. Calcif Tissue Int 1998;63:121–5. [51] Pothuaud L, Lespessailles E, Harba R, Jennane R, Royant V, Eynard E, et al. Fractal analysis of trabecular bone texture on radiographs: discriminant value in postmenopausal osteoporosis. Osteoporos Int 1998;8:618– 25. [52] Luo G, Kinney JH, Kaufman JJ, Haupt D, Chiabrera A, Siffert RS. Relationship between plain radiographic patterns and three dimensional trabecular architecture in the human calcaneus. Osteoporos Int 1999;9:339– 45. [53] Benhamou CL, Chappard C, Gadois C, Lemineur G, Lespessailles E, De Vernejoul, et al. Characterization of trabecular microarchitecture improvement under teriparatide by a fracture analysis of texture on calcaneum radiographs. J Bone Miner Res 2004;19(suppl 1):S126 [abstract]. [54] Cortet B, Dubois P, Boutry N, Cotton A, Marchandise X. Image analysis of the distal radius trabecular network using computed tomography. Osteoporos Int 1999;9:410–9. [55] Cortet B, Dubois P, Boutry N, Varlet E, Cotton A, Marchandise X. Does high resolution computed tomography image analysis of the distal radius provide informations independant of bone mass? J Clin Densitom 2000; 3:339–51. [56] Cortet B, Chappard D, Boutry N, Dubois P, Cotton A, Marchandise X. Relationship between computed tomographic image analysis and histomorphometry for micro architectural characterization of human calcaneus. Calcif Tissue Int 2004;75:23–31. [57] Ito M, Ohki M, Hayashi K, Yamada M, Uetari M, Nakamura T. Trabecular texture analysis in the relationship with spinal fracture. Radiology 1995;194:55–9. [58] Ito M, Nakamura T, Matsumoto T, Tsunusaki K, Hayashi K. Analysis of trabecular microarchitecture of human iliac bone using microcomputed tomography in patients with hip arthrosis, with or without vertebral fracture. Bone 1998;23:163–9. [59] Peyrin F, Muller C, Carillon Y, Nuzzo S, Bonnassie A, Briguet A. Synchrotron radiation microCT: a reference tool for the characterization of bone samples. Adv Exp Med Biol 2001;496:129–42. [60] Peyrin F, Salome M, Cloetens P, Laval-Jeantet AM, Ritman E, Ruegsegger P. Micro-CT examinations of trabecular bone samples at different resolutions: 14.7 and 2 micron levels. Technol Health Care 1998;6:391– 401. [61] Ruegsegger P, Koller B, Muller R. A microtomographic system for the non destructive evaluation of bone architecture. Calcif Tissue Int 1996; 58:24–9. [62] Kapadia RD, Stroup GB, Badger AM, Koller B, Levin JM, Coatney RW, et al. Applications of micro-CT and MR microscopy to study preclinical
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
[63]
[64]
[65]
[66]
[67]
[68]
[69]
models of osteoporosis and osteoarthritis. Technol Health Care 1998;6: 361–72. Muller R, Van Campenhart H, Van Damne B, Van Der Perre G, Dequeker J, Hildebrand T, et al. Morphometric analysis of human bone biopsies: a quantitative structural comparison of histological sections and micro-computed tomography. Bone 1998;23:59–66. Muller R. The Zurich experience: one decade of three-dimensional highresolution computed tomography. Top Magn Reson Imaging 2002;13: 307–22. Muller R, Hildebrand T, Hanselmann HJ, Ruegsegger P. In vivo reproducibility of three-dimensional structural properties of non invasive bone biopsies using 3D-pQCT. J Bone Miner Res 1996;11:1745–50. Chung HW, Wehrly FW, Wehrly SL. Three dimensional nuclear magnetic resonance microimaging of trabecular bone. J Bone Miner Res 1995; 10:1452–61. Wehrli FW, Saha PK, Gomberg BR, Song HK, Snyder PJ, Benito M, et al. Role of magnetic resonance for assessing structure and function of trabecular bone. Top Magn Reson Imaging 2002;13:335–56. Link TM, Majumdar S, Augat P, Lin JC, Newitt D, Lu Y, et al. In vivo high resolution MRI of the calcaneus: differences in trabecular structure in osteoporosis patients. J Bone Miner Res 1998;13:1175–82. Newitt DC, Majumdar S, Van Rietbergen B, Von Ingersleben G, Harris ST, Genant HK, et al. In vivo assessment of architecture and
[70]
[71]
[72]
[73]
[74]
[75]
443
micro finite element analysis derived indices of mechanical properties of trabecular bone in the radius. Osteoporos Int 2002;13:6–17. Wehrli FW, Hwang SN, Ma J. Cancellous bone volume and structure in the forearm: non invasive assessment with MR microimaging and image processing. Radiology 1998;206:347–57 (Erratum in. Radiology 1998 ; 207 : 833). Wachter NJ, Augat P, Krischak GD, Mentzel M, Kinzl L, Claes L. Prediction of cortical bone porosity in vitro by microcomputed tomography. Calcif Tissue Int 2001;68:38–42. Bousson V, Bergot C, Meunier A, Barbot F, Parlier-Cuan C, LavalJeantet AM, et al. CT of the Middiaphyseal femur: cortical bone mineral density and relation to porosity. Radiology 2000;217:179–87. Stein MS, Feik SA, Thomas CDL, Clement JG, Wark JD. An automated analysis of intracortical porosity in human femoral bone across age. J Bone Miner Res 1999;14:624–32. Cooper DML, Turinsky AL, Jensen CW, Hallgrimsson B. Quantitative 3D analysis of the canal network in cortical bone by microcomputed tomography. Anat Rec 2003;274:169–79. Bousson V, Peyrin F, Bergot C, Haussard M, Sautet A, Laredo JD. Cortical bone in the human femoral neck: three-dimensional appearance and porosity using synchrotron radiation. J Bone Miner Res 2004;19:764– 801.
Mise au point
Imagerie de la microarchitecture osseuse Imaging techniques for evaluating bone microarchitecture
◊
Éric Lespessailles a,b,*, Christine Chappard a,b, Nicolas Bonnet b, Claude Laurent Benhamou a,b a
Service de rhumatologie, CHR Orléans, 1, rue Porte-Madeleine, BP 2439, 45032 Orléans cedex 01, France b Inserm, unité U 658, CHR Orléans 1, rue Porte-Madeleine, BP 2439, 45032 Orléans cedex 01, France Reçu le 4 avril 2005 ; accepté le 18 août 2005 Disponible sur internet le 17 janvier 2006
Résumé La prédiction du risque fracturaire à l’échelle de l’individu repose à l’heure actuelle essentiellement sur l’analyse des résultats densitométriques. Cependant, de nombreux arguments indiquent que la fragilité osseuse qui caractérise l’ostéoporose est influencée par d’autres facteurs parmi lesquels la microarchitecture osseuse. L’objectif de cet article est de faire le point sur les différents outils de caractérisation de la microarchitecture trabéculaire osseuse (analyse morphologique, topologique, de texture) et sur les méthodes d’imagerie de la microarchitecture osseuse trabéculaire (imagerie par rayons X, scanner et IRM) tant par l’approche bidimensionnelle que par l’approche tridimensionnelle. L’imagerie de la microarchitecture osseuse est une technique non invasive qui pourrait permettre une amélioration de l’évaluation du risque individuel de fracture, de parfaire la connaissance des mécanismes physiopathologiques de l’ostéoporose mais aussi de suivre l’effet de traitements. Parmi les différentes techniques, l’IRM par son caractère non irradiant a peut être une place privilégiée mais son accessibilité en limite les applications pour l’étude de vastes populations. Il reste, quelles que soient les méthodes d’évaluation de la microarchitecture, à harmoniser et à valider les paramètres microarchitecturaux utiles à l’amélioration de l’appréciation du risque fracturaire dans des études longitudinales. © 2006 Elsevier SAS. Tous droits réservés. Mots clés : Microarchitecture osseuse ; Connexité ; Anisotropie ; Analyse de texture ; Microscanner ; IRM Keywords: Bone microarchitecture; Connectivity; Anisotropy; Texture analysis; Microscanner; Magnetic Resonance imaging
La perte de masse osseuse que l’on peut aisément mesurer en routine clinique par absorptiométrie biphotonique à rayons X est certainement un des principaux facteurs de risque de fractures ostéoporotiques [1]. Cependant, la densité minérale osseuse (DMO) n’est pas le seul facteur explicatif de la fragilité osseuse conduisant, pour un individu donné, à la survenue de fractures [2] ; ainsi, il existe un chevauchement considérable en termes de DMO entre les patients avec et sans fracture [3]. De nombreux autres facteurs peuvent intervenir dans la résistance osseuse : l’activité du remodelage osseux, la macroarchitecture des os, la distribution de la masse osseuse (sa répartition), l’ac-
* Auteur
correspondant. Adresse e-mail : [email protected] (É. Lespessailles). ◊ Pour citer cet article, utiliser ce titre en anglais et sa référence dans le même volume de Joint Bone Spine. 1169-8330/$ - see front matter © 2006 Elsevier SAS. Tous droits réservés. doi:10.1016/j.rhum.2005.08.004
cumulation de microlésions, la qualité du cristal, la qualité du collagène, le degré de minéralisation, la microarchitecture trabéculaire osseuse… [4]. L’importance de la microarchitecture trabéculaire osseuse et de sa désorganisation étaient déjà évoquées dans la définition classique de l’ostéoporose (OP) adoptée en 1993 [5]. La définition actuelle de l’OP fait état de résistance osseuse compromise prédisposant à un risque accru de fracture [6]. D’après cette définition, la résistance osseuse est le reflet de la densité osseuse et de la qualité osseuse ; la qualité osseuse fait référence à l’architecture, la minéralisation, le remodelage et l’accumulation de microlésions (microfractures) [6]. L’ostéoporose serait donc mieux diagnostiquée si l’on pouvait in vivo mesurer la résistance osseuse. Cependant, il n’existe pas de procédure diagnostique validée non invasive de la résistance osseuse in vivo. L’évaluation du risque de fracture repose donc sur la
436
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
mesure de marqueurs intermédiaires de ce risque au sein desquels la microarchitecture a une place privilégiée. 1. Les enjeux de l’évaluation de la microarchitecture osseuse Un des enjeux majeurs actuels concerne la possibilité de mieux définir le risque fracturaire à cinq ou dix ans chez un individu donné. Ce risque fracturaire absolu pourrait tenir compte de la DMO certes mais aussi de facteurs de risque clinique facilement accessibles comme l’âge, les antécédents personnels et familiaux de fracture [7]. Parmi les déterminants de la résistance osseuse, le remodelage osseux [8] et dans une perspective plus lointaine la microarchitecture osseuse sont sans doute les facteurs, habituellement peu pris en considération, qui pourraient dans l’avenir être intégrés au sein d’un index de facteurs de risque, ou chaque facteur pourrait être pondéré en fonction de l’âge (un antécédent maternel de fracture de hanche n’a pas le même poids chez une femme de 55 ans que chez une femme de 75 ans). Cette évaluation d’un risque absolu de fracture à court terme laisse espérer une prise en charge thérapeutique plus ciblée et donc plus efficace [9]. L’évaluation des effets des traitements sur la microarchitecture osseuse est également un enjeu important. Il apparaît de plus en plus, surtout en ce qui concerne les bisphosphonates et le raloxifene, que les variations densitométriques n’expliquent que très imparfaitement l’efficacité antifracturaire. Les traitements anti-ostéoclastiques pourraient agir en plus de leur action reminéralisante par des effets sur la microarchitecture osseuse trabéculaire, action que l’évaluation densitométrique ne reflète pas. À cet égard, deux traitements ont fait l’objet d’étude en μTDM (microtomodensitométrie) : le risédronate qui préserve la microarchitecture trabéculaire à la ménopause [10], le teriparatide qui augmente le volume trabéculaire osseux, la connexité trabéculaire et qui modifie la morphologie trabéculaire d’une structure riche en poutres vers une structure plus riche en plaques [11]. Le terme de préservation de la microarchitecture osseuse par le risédronate est utilisé car la détérioration de la microarchitecture osseuse observée à la ménopause (diminution du nombre de travées, augmentation de l’espacement intertrabéculaire et l’augmentation du volume étoile médullaire) n’est pas constatée de façon significative chez les femmes traitées pendant un an par le risédronate [10].
relations entre microarchitecture et résistance osseuse [12]. Les méthodes d’évaluation de la microarchitecture osseuse doivent être adaptées aux caractéristiques de la microstructure trabéculaire osseuse. L’épaisseur moyenne des travées est de 100 à 150 μm avec un espace intertravée de 500 à 1000 μm. L’analyse tridimensionnelle nécessite donc une résolution proche de la taille des travées, dans l’idéal isotrope (identique dans les trois directions de l’espace). Ces conditions remplies, l’analyse morphologique et topologique est possible. Avec une épaisseur de coupe supérieure à 500 μm, l’accès direct au réseau trabéculaire est impossible ; dans ce cas, les paramètres obtenus sont dits apparents, ou c’est la texture qui est analysée. 3. Outils de caractérisation de la microarchitecture 3.1. Analyse morphologique Les caractéristiques morphologiques sont relatives à la taille et à l’espacement des travées ainsi qu’à la porosité. Les principaux paramètres microarchitecturaux sont détaillés dans plusieurs mises au point publiées dans la Revue du Rhumatisme [13,14]. Les premiers paramètres ont été développés par Parfitt et al. [15]. Ce que l’on peut mesurer : la fraction volumique de d’os (BV/TV) pour bone volume/tissue volume, la méthode du MIL (Mean Intercept Length) [16] est utilisée. Cette méthode permet de calculer le nombre de travées (TbN) en rapportant le nombre d’interceptions entre des lignes test et les interfaces os trabéculaire et moelle à la longueur de lignes test parallèles (Fig. 1). La quantification de la surface trabéculaire sur des images binaires est réalisable par des méthodes de triangulation et permettent de calculer le BS/BV (Bone surface/bone volume) [17]. Bien qu’habituellement en ce qui concerne les données histomorphométriques, les paramètres de Parfitt soient calculés, ces mêmes paramètres peuvent tout à fait être mesurés
2. Prérequis de l’évaluation de la microarchitecture osseuse Le recueil des informations accessibles par l’imagerie doit tenir compte des contraintes de l’acquisition d’image conditionnant l’accès in vivo ou in vitro mais aussi du type d’analyse bidimensionnelle ou tridimensionnelle. Dans l’idéal, cette imagerie doit permettre une évaluation quantitative de la morphométrie osseuse. Cette quantification a pour but de discriminer les patients ayant des altérations de la microarchitecture et de permettre l’évaluation des effets d’interventions thérapeutiques, mais aussi de mieux connaître les
Fig. 1. Mesure des paramètres de Parfitt par la méthode du mean intercept length (MIL). Cette méthode consiste à couvrir l’image par un réseau de lignes parallèles ayant un espacement uniforme (pour la clarté de la figure, seules les deux lignes dans deux directions du plan ont été tracées) et à comptabiliser le nombre d’intersections entre ces lignes tests et l’interface os–espace médullaire (intersections repérées par les points). On peut alors calculer le nombre de travées (Tb.N) avec la formule suivante : Tb.N = Nombre d’intersections rapporté à la longueur totale des lignes tests. À partir de cette valeur, les autres paramètres morphologiques peuvent alors être calculés.
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
(et non pas calculés) à partir d’images tomodensitométriques ou en IRM. Des corrélations significatives ont été mises en évidence entre l’évaluation 2D par histomorphométrie et l’évaluation 3D par μTDM concernant le BV/TV et la densité de surface osseuse (BS/BV) [18]. Néanmoins, alors que le BV/TV et le BS/TV sont des paramètres mesurables directement sur les images 2D, les autres paramètres (nombre de travées, épaisseur des travées, espacement intertrabéculaire) sont calculés de façon indirecte en faisant l’hypothèse d’un modèle fixe de plaques et poutres [15]. Une telle hypothèse est cependant critiquable du fait des différences de microarchitecture qui existent d’un site osseux à l’autre et du fait de l’évolution de la microarchitecture, en particulier avec l’âge et les effets de la ménopause. Cela a été montré dans un travail où ont été confrontées les méthodes d’évaluation histomorphométriques 2D et les nouvelles méthodes 3D sur 260 biopsies humaines prélevées à cinq sites anatomiques différents [19]. L’évaluation de la plupart des paramètres morphologiques nécessite un seuillage de l’image, celui-ci s’effectue à partir de l’histogramme des niveaux de gris ou par calibration interne. La résolution spatiale et les méthodes de seuillage influencent les paramètres mesurés. Le seuillage est une étape critique en analyse d’images. 3.2. L’analyse topologique La caractérisation topologique est relative au dénombrement des amas de travées et des espaces médullaires ainsi qu’à l’interconnexion de ces amas. L’érosion d’une image binaire (certains pixels représentent l’os, d’autres la moelle) en réduisant l’épaisseur des travées apparentes jusqu’à la valeur minimale d’un pixel permet une simplification de la structure osseuse appelée squelettisation [20]. Le patron obtenu représente l’ossature de la structure de départ. Il est alors possible d’identifier le nombre de nœuds, d’extrémités libres mais aussi des distances (nœud à nœud, nœud à extrémité libre, extrémité libre à extrémité libre). Certains paramètres comme le nombre de nœuds et la distance nœud à nœud reflètent plus la connexité ; d’autres comme le nombre d’extrémités libres, les distances nœud–extrémité libre, extrémité libre–extrémité libre expriment davantage la discontinuité du réseau trabéculaire. À partir de ces données, un index d’interconnexité a été développé [21]. Le « star volume » de la moelle exprime un reflet indirect et très sensible de la connexité [22]. La technique du nombre d’Euler développée par Feldkamp et al. offre un reflet direct de la connexité en caractérisant le nombre de trous dans la structure étudiée [23]. Ces deux dernières techniques peuvent être utilisées soit sur de l’imagerie bidimensionnelle, soit sur de l’imagerie tridimensionnelle. Le Trabecular Bone Pattern factor (TbPf) est un autre indice reflétant la connectivité. Son calcul repose sur la mesure de la surface et du périmètre osseux avant et après dilatation des travées [24]. La perte des connexions intertrabéculaires dans l’OP est à l’origine d’une prédominance des structures convexes dont rend compte le TbPf, celui-ci étant d’autant plus faible que le tissu osseux est bien connecté.
437
Laib et al. [25] ont présenté un nouveau paramètre le « ridge number density ». Ce paramètre est une mesure de la longueur du squelette du réseau trabéculaire évalué en sommant les voxels occupés par la « crête » d’éléments trabéculaires dans une image en niveau de gris. Cette mesure conçue comme une densité de travées est proche de l’évaluation du nombre de travées. Le structure model index (SMI) quantifie la forme caractéristique d’une structure tridimensionnelle en termes de quantité de plaques et de poutres composant la structure [26]. Ainsi, un SMI de valeur 0 et un SMI de trois caractérisent respectivement une structure idéale en plaques et une structure parfaite en poutres cylindriques. L’OP est caractérisée par une évolution d’une structure en plaques vers une structure en poutres. D’autres méthodes comme l’analyse d’autocorrélation spatiale et l’analyse topologique digitale ont été développées par Wehrli et al. [27]. L’analyse topologique digitale classifie chaque voxel de la structure 3D sur la base de la connectivité avec les voxels voisins. La fonction d’autocorrélation spatiale peut-elle fournir des indications sur l’anisotropie de la structure. Notre équipe a développé et mis au point un puissant outil fondé sur l’analyse du patron squelettisé 3D [28]. Cette technique permet la détection et l’extraction de chaque travée du réseau trabéculaire. Elle autorise la modélisation de la microarchitecture osseuse en amincissant, en augmentant la taille des travées mais aussi en les faisant disparaître [29]. 3.3. Analyse de texture Les images texturées, qu’elles soient issues de coupes IRM, TDM ou de radiographies osseuses, peuvent se prêter à différentes techniques d’analyse de structure rendant compte de la microarchitecture osseuse de façon indirecte. Différentes techniques d’analyse de texture sont utilisées [13]. 3.3.1. Analyse structurelle de texture Cette analyse repose sur la caractérisation topologique du réseau trabéculaire ou plutôt de sa projection. Après seuillage et une fois obtenue une image numérique binaire, la technique du MIL peut par exemple être utilisée ; ainsi pour chaque direction, une grille est posée sur la structure, le nombre d’intersections avec l’interface entre l’os et la moelle est comptabilisé, ce qui permet de déduire directement l’épaisseur, le nombre et l’espacement intertrabéculaire. Ces paramètres sont identiques à ceux appréhendés en histomorphométrie. Quand ils sont utilisés et cités dans un travail, il convient alors de les faire précéder du terme « apparent ». 3.3.2. Analyse statistique La description des caractéristiques différentielles de variations locales de niveau de gris par des méthodes statistiques comme les matrices de cooccurrence ou les longueurs de plage est également utilisée. Le principe des matrices de longueur de plage consiste à définir des plages de pixels adjacents de niveaux n, n + 1 dans une direction donnée puis à calculer des paramètres à partir de l’histogramme de répartition des plages
438
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
[30]. Les matrices de cooccurrence caractérisent la probabilité conjointe d’apparition d’un couple de niveaux de gris séparés par une certaine distance dans une direction donnée. 3.3.3. Analyse fractale L’analyse fractale [31] est une analyse statistique de texture que l’on différencie des autres analyses statistiques car elle ne repose pas sur des mathématiques euclidiennes. Cette analyse de texture mesure quantitativement la complexité et la rugosité de la texture. Le paramètre mesuré s’appelle la dimension fractale, plus la structure est rugueuse, plus ce paramètre est élevé. Plusieurs méthodes peuvent être utilisées pour estimer la dimension fractale, la « signature fractale », la méthode de la variance selon Pentland, la méthode des boîtes, la méthode de Fourier, et le maximum de vraisemblance à partir du mouvement brownien fractionnaire [32]. Certaines méthodes ne sont applicables qu’à des images binarisées telles que la méthode des boîtes, d’autres qu’à des images en niveaux de gris, telles que les méthodes fondées sur l’analyse de Fourier et sur le mouvement brownien fractionnaire (variance, estimateur du maximum de vraisemblance). Les premières s’appliquent donc bien à l’histomorphométrie [33] et aux images de scanner [34], les secondes peuvent être appliquées à des images de projection telles que les images radiographiques conventionnelles [33]. La texture de l’imagerie en projection de l’os trabéculaire sur radiographie a des propriétés fractales [32] ; en revanche, l’os trabéculaire examiné sur coupes histologiques n’a pas de structure fractale [35]. Cependant, des indicateurs d’analyse fractale peuvent être évalués sur coupes histologiques et sur images de microscanner et d’IRM [36]. 3.3.4. Analyse de l’anisotropie Un matériau isotrope est un matériau dont les propriétés physiques et en particulier les propriétés mécaniques sont identiques quelle que soit la direction d’analyse de ce matériau. L’os est un matériau par essence anisotrope ; sa structure répond à une organisation préférentielle adaptée aux forces qui lui sont soumises comme la force de gravité et les forces qui s’exercent lors de la marche ou d’autres activités physiques. La méthode du MIL permet une analyse de l’anisotropie d’un site osseux donné. La mesure du nombre d’interfaces dans les trois directions de l’espace permet de reconstituer un ellipsoïde ou une ellipse dans un espace à deux dimensions. Le degré d’anisotropie se définit par le rapport entre l’axe le plus long et l’axe le plus court de l’ellipsoïde [16]. Une des limites de cette approche concerne sa méthode de calcul qui est fondée sur un nombre d’interfaces et qui ne tient pas compte de la structure réelle de l’os [37]. D’autres méthodes comme le « volume orientation » ont été développées à partir d’une grille de points translatée de façon aléatoire [38]. Dans une direction donnée, on mesure la longueur du segment situé à l’intérieur d’une même travée. L’évolution du caractère anisotrope de la structure peut être déterminée par l’analyse multidirectionnelle de ce paramètre. Des méthodes appelées « star volume distribution » et « star length distribution » sont dérivées de cette approche [39]. Geraets et
al. [40] ont développé une méthode applicable sur des radiographies préalablement numérisées appelée « line fraction distribution index ». Des méthodes estimant les variations qualitatives d’orientation des travées transverses et longitudinales ont été développées [41] à partir de l’analyse spectrale des niveaux de gris par la transformée de Fourier de l’image de radiographies de l’extrémité distale du radius. À l’aide de la transformée de Fourrier, il est possible de représenter une image radiographique dans le domaine des fréquences. Dans ce système fréquentiel les plus petits détails de l’image correspondent aux grandes fréquences. Le spectre de fréquence d’une image représente la fréquence d’apparition de motifs présents sur l’image radiographique ainsi que l’orientation de ceux-ci. On peut à l’aide du spectre de fréquence visualiser les orientations préférentielles des motifs de l’image (Fig. 2). Nous avons développé des mesures quantitatives du degré d’anisotropie à partir de l’analyse spectrale des niveaux de gris au radius et au calcanéum [42,43]. 4. Imagerie de la microarchitecture osseuse trabéculaire 4.1. Évaluation bidimensionnelle in vitro L’approche classique de l’analyse structurelle de l’os trabéculaire repose sur les techniques d’histomorphométrie et de stéréologie, la microarchitecture osseuse étant évaluée à l’échelle microscopique avec des résolutions de l’ordre du micron [44]. Cette approche permet une estimation de la dimension en 3D par inférence. Cependant, outre la nécessité d’un prélèvement biopsique, la technique est parfois sujette à erreur et incertitude du fait du caractère très anisotropique et tridimensionnel par essence de l’os trabéculaire [16]. Cette problématique a rapide-
Fig. 2. Projections d’images (A et B) 3D de synthèse et leur spectre de Fourier respectif. On peut observer sur les images des spectres une dispersion des pics de fréquence différente entre les deux images traduisant une plus grande anisotropie de l’image B (dispersion des pics moins grande sur le spectre B par rapport au spectre de l’image A).
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
ment été prise en compte et a conduit au développement d’analyses de coupes sériées multiples d’une épaisseur de 7 μm à partir desquelles des images en 3D peuvent être reconstruites [45]. En utilisant cette méthode, des mesures quantitatives de la connexité 3D sont possibles de même que la mesure d’autres propriétés structurales. Cependant, cette méthode nécessite une préparation substantielle de l’échantillon durant laquelle l’échantillon est détruit, ne pouvant plus être utilisable pour d’autres mesures secondaires en particulier des tests biomécaniques. 4.2. Évaluation bidimensionnelle in vivo–Imagerie par rayons X, scanner, IRM La projection radiographique de l’os trabéculaire donne une image texturée en niveaux de gris (Fig. 3). Des analyses structurelles et des analyses statistiques fractales ou non peuvent être appliquées. Les radiographies conventionnelles peuvent atteindre jusqu’à 40 μm de résolution sur des sites périphériques tels que le calcanéum et le radius à l’aide de microscanner et de film de type mammographique (à haute résolution) [40,41]. Ces techniques nécessitent une standardisation des différents paramètres d’exposition et de développement des films. L’analyse de texture radiologique est facilement utilisable pour de vastes populations [46,47]. Elle est reproductible, corrélée aux propriétés biomécaniques [48,49] et à certaines caractéristiques histologiques [50]. Cette analyse à l’échelle de groupes de patients a une bonne capacité discriminative entre témoins et patients ostéoporotiques avec fracture [47,51] ; elle reflète bien les caractéristiques 3D de la structure osseuse [29,52] et elle varie de façon indépendante mais complémentaire de la DMO en termes de prédiction de fractures ou au moins d’odds ratio puisqu’il s’agissait d’une étude transversale [47]. À l’échelle d’une population, la dimension fractale est significativement plus élevée dans un groupe de femmes n’ayant jamais bénéficié d’une hormonothérapie substitutive comparativement aux femmes sous traitement alors que la DMO bien que plus basse dans le groupe non traité ne différencie statistiquement pas le groupe traité du groupe non traité [46]. Un
Fig. 3. Image de texture osseuse obtenue par radiographie d’un calcanéum numérisé sur un scanner AGFA quatre paires de lignes par millimètre.
439
travail préliminaire semble par ailleurs montrer que la dimension fractale évolue sous traitement par Teriparatide [53]. L’analyse de texture sur images scanographiques in vivo a été étudiée par Cortet et al. [54]. Ce type d’analyse permettait outre la caractérisation des effets de l’âge et de la ménopause, de séparer aussi à l’échelle de groupes de patients des témoins et des femmes ostéoporotiques [55]. Les liens entre cette analyse structurelle et l’histomorphométrie ont été précisés [56]. D’autres auteurs ont montré que l’analyse de paramètres structuraux mesurés par la méthode des longueurs de plage permettait de distinguer des femmes avec au moins un tassement vertébral même après appariement sur la DMO [57]. De plus, l’espacement intertrabéculaire étudié par analyse de texture sur images tomodensitométriques vertébrales était significativement corrélé à la résistance osseuse [58]. Outre, l’utilisation du temps de relaxation de la résonance magnétique de la moelle osseuse pour apprécier la densité trabéculaire osseuse, l’IRM, dans les cas où l’épaisseur de coupe est la plus élevée, permet des analyses de texture. Le réseau trabéculaire apparaît alors par l’effet de projection sous la forme d’une texture de niveaux de gris (Fig. 4). Après binarisation, des images des paramètres histomorphométriques standard tels la fraction de surface osseuse, le MIL ou d’autres analyses de texture peuvent être appliqués [36]. 4.3. Évaluation tridimensionnelle ex vivo 4.3.1. Microscanner à rayonnement synchrotron et tomodensitométrie périphérique (pQCT) in vivo L’évaluation de la microarchitecture trabéculaire osseuse par microscanner à rayonnement synchrotron est à l’heure actuelle en quelque sorte la référence absolue de l’imagerie 3D pour l’évaluation des paramètres morphologiques [59]. Le rayonnement synchroton permet d’obtenir des résolutions de l’ordre du micron [60]. En l’absence de durcissement du faisceau, la collimation naturelle, le rayonnement monochroma-
Fig. 4. Coupe axiale d’un radius gauche. Image obtenue sur une IRM 1,5 Teslas (Siemens, Magneton Vision®), avec une antenne dédiée à l’imagerie du poignet. Séquence de Spin échopondérée en T1. TR = 645 ms ; TE = 20 ms. Temps d’acquisition 11,03 secondes – deux excitations. Coupe de 2 mm. Taille des pixels : 195 × 195 μm.
440
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
tique permettent l’absence de distorsion géométrique et une résolution optimale avec le meilleur rapport signal sur bruit. Cependant, il n’existe que deux appareils en France, nécessitant une infrastructure lourde, une mémoire informatique gigantesque (liée à la très haute résolution des images) et n’est donc qu’exceptionnellement utilisable pour des applications osseuses. Le μTDM est une approche alternative à l’imagerie et à la quantification de l’os trabéculaire en 3D [61,62]. La reconstruction est possible à partir de coupes sériées jointives. La résolution optimale varie de 7 à 20 μm selon les appareils. Des éprouvettes d’un diamètre de quelques millimètres à 80 mm peuvent être mesurées (Fig. 5). Les tomographes utilisés ont un rayonnement polychromatique, la source est divergente en éventail ou conique ce qui est susceptible d’engendrer des distorsions géométriques. L’os trabéculaire fournissant un fort contraste, un seuil unique sur toute l’image peut être utilisé. Avec une résolution de 14 μm, le pourcentage d’écart entre l’histomorphométrie et le μCT diffère selon les paramètres de 2,5 % pour (BV/TV) à 6,1 % (pour Tb.Sp) [63]. Cette méthode précise n’en demeure pas moins invasive et est restreinte à l’analyse d’échantillons osseux de petite taille (Fig. 6), de nouveaux appareils se développent pour les explorations in vivo chez le petit animal [64]. 4.3.2. Tomodensitométrie périphérique (pQCT) in vivo Le pQCT semble particulièrement bien adapté à l’investigation des tissus calcifiés car il existe de grosses différences de coefficient d’atténuation entre l’os et les tissus avoisinants. In vivo, le microscanner est cependant limité par les problèmes de dosimétrie et de flou d’image lié à la fonction de dispersion des méthodes fondées sur la tomographie aux rayons X. Un pQCT a été construit à Zurich par l’institut d’ingénierie biomédicale.
Fig. 5. Carotte d’os sous-chondral humain de la tête du fémur. Analyse par μTDM Skyscan 1072 (80 kV, 100 μA). Pas de rotation 0,23°, taille du pixel 10,77 μm. Reconstruction de 400 coupes.
Fig. 6. Extraction de fémur distal de rat. Analyse par μTDM Skyscan 1072 (75 kV, 100 μA, pas de rotation 0,45°, taille du pixel 11 μm).
Cet appareil a une bonne reproductibilité et peut acquérir des images avec une taille de voxel isotrope à 165 × 165 × 165 μm3 [65]. Cependant, cette résolution n’est généralement pas suffisante pour définir parfaitement les éléments trabéculaires du fait d’un flou lié aux effets de volume partiel. Le concept de biopsies osseuses non invasives pourrait néanmoins s’avérer une méthode très utile pour l’amélioration de la prédiction individuelle du risque fracturaire [64]. Dans l’idéal, cet appareil devrait permettre l’accès à une résolution de la microstructure de moins de 50 μm, et permettrait de mesurer la microarchitecture osseuse trabéculaire à différents sites osseux, de façon répétitive dans le temps. La technologie tomodensitométrique pour obtenir de telles résolutions est néanmoins limitée par les doses de rayons X requises. 4.3.3. μIRM in vitro et IRM haute résolution in vivo La micro-imagerie par résonance magnétique a elle aussi été développée pour évaluer la microarchitecture osseuse [66]. Des résolutions isotropes en dessous de 100 μm ont été obtenues [67]. Le développement des machines de μIRM s’appuie sur de meilleures performances (appareils autour de 10 Testas ou plus). Cependant, du fait des volumes osseux analysables proches du cm3, la μIRM apparaît elle aussi pour le moment limitée à l’évaluation d’éprouvettes osseuses in vitro. Néanmoins, du fait de son caractère non ionisant et non invasif, la μIRM pourrait connaître un large développement dans le cadre d’applications in vivo ; là où les effets ionisants pourraient limiter l’usage des technologies à rayons X. L’application au petit animal in vivo est envisagée. À l’heure actuelle, l’imagerie in vivo par IRM a une résolution spatiale dans le plan atteignant 80 à 200 μm et une épaisseur de coupe de 300 à 700 μm [68]. Ainsi, la meilleure résolution obtenue avec des appareils de routine clinique à 1,5 Tesla est de 195 μm × 195 μm × 1000 μm in vivo au calcanéum [67] et de 156 μm × 156 μm × 500 μm au radius [69]. Par analogie au terme de biopsie osseuse, Wehrli et al. ont mis au point une procédure appelée biopsie osseuse virtuelle (BOV) parce que, contrairement à son analogue physique, cette BOV est totalement non invasive [70]. Les biopsies osseuses virtuelles par IRM, du fait des contraintes du rapport signal sur bruit confinent la technique aux sites périphériques comme le
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
radius distal, le tibia distal et le calcanéum qui servent de sites osseux intermédiaires pour l’évaluation des modifications structurales attendues aux sites fracturaires usuels (vertèbres et hanche). Avec l’arrivée de nouveaux appareils d’IRM à plus haut champ magnétique (≥ 3 Teslas) et de nouvelles séquences d’acquisition rapide d’images parallèles, l’IRM haute résolution va encore évoluer [67]. Cependant, l’accessibilité des appareils, la nécessité de disposer d’antennes spécifiques limitent a priori le développement de cette technique. 4.4. Évaluation de la microarchitecture de l’os cortical Bien qu’il soit admis que l’os cortical contribue au col du fémur pour 40 à 60 % de la résistance osseuse, les études de microarchitecture osseuse se sont surtout intéressées à l’analyse du secteur trabéculaire. L’analyse de l’os cortical se faisait surtout aux diaphyses par des méthodes bidimensionnelles telle l’histomorphométrie [71] la tomodensitométrie [72] ou la microradiographie [73]. Cependant, outre que les analyses ne portaient pas spécifiquement sur les sites fracturaires (col du fémur, région pertrochantérienne), l’analyse 2D pouvait conduire à une surestimation de la porosité corticale du fait de l’anisotropie de l’os cortical. Des analyses par micro-TDM avec des résolutions inférieures à 30 μm évaluant la porosité corticale ont été développées [74]. Récemment une caractérisation de la porosité intracorticale au col du fémur par microscanner à rayonnement synchrotron (résolution 10,13 μm) a été obtenue par Bousson et al. [75]. 5. Conclusion L’imagerie par la microtomodensitométrie, la micro-IRM in vitro, la pQCT et l’IRM haute résolution in vivo sont des techniques prometteuses d’évaluation de la microarchitecture 3D et de la résistance osseuse. En effet, les données microstructurales fournies par l’évaluation 3D de l’os trabéculaire soit par IRM, soit par μTDM peuvent être converties en maillage suffisamment précis pour prédire à partir de simulations biomécaniques fondées sur l’analyse par éléments finis le comportement et les propriétés biomécaniques de la structure osseuse [66]. L’évaluation 3D de la microarchitecture trabéculaire osseuse permettrait l’étude du mécanisme de perte osseuse et l’évaluation de la réponse aux traitements. Le caractère peu accessible des IRM comme pour le moment celui des appareils de pQCT est un facteur limitant de leur application à des vastes populations pour prédire la fragilité osseuse. Les techniques d’évaluation indirecte de la microarchitecture par analyse de texture de l’os trabéculaire sur radiographies, bien que rendant compte imparfaitement de la microarchitecture, sont-elles plus simples, moins coûteuses et plus facilement applicables ? Il reste à démontrer, quelle que soit la technique d’imagerie, quel que soit le paramètre étudié, leur intérêt pour l’amélioration de la prédiction de la fragilité osseuse dans des études longitudinales.
441
Références [1] Cummings SR, Bates D, Black DM. Clinical use of bone densitometry. Scientific review. JAMA 2002;288:1889–900. [2] Marshall D, Johnell O, Wedel H. Meta-analysis of how well measures of bone mineral density predict occurrence of osteoporotic fractures. BMJ 1996;312:1254–9. [3] Melton 3rd LJ, Kan SH, Frye MA, Wahner HW, O’Fallon WM, Riggs BL. Epidemiology of vertebral fractures in women. Am J Epidemiol 1989;129:1000–11. [4] Mc Creade RB, Goldstein AS. Biomechanics of fracture: is bone mineral density sufficient to assess risk? J Bone Miner Res 2000;15:2305–8. [5] Consensus Development conference. Prophylaxis and treatment of osteoporosis. Am J Med 1993;94:646–50. [6] NIH Consensus Development Panel in osteoporosis prevention. Diagnosis, and therapy. JAMA 2001;285:785–95. [7] Black DM, Steinbach M, Palermo L, Dargent-Molina P, Lindsay R, Hoseyni MS, et al. An assessment tool for predicting fracture risk in postmenopausal women. Osteoporos Int 2001;12:519–28. [8] Sarkar S, Reginster JY, Crans GG, Diez-Perez A, Pinette KV, Delmas PD. Relationship between changes in biochemical markers of bone turnover and BMD to predict vertebral fracture risk. J Bone Miner Res 2004;19:394–401. [9] Kanis JA, Black D, Cooper C, Dargent P, Dawsontheghes B, De Laet C, et al. A new approach to the development of assessment guidelines for osteoporosis. Oesteoporos Int 2002;13:527–38. [10] Dufresne TE, Chmielewski PA, Manhart MD, Johnson TD, Borah B. Risedronate preserves bone architecture in early postmenopausal women in 1 year as measured by three-dimensional microcomputed tomography. Calcif Tissue Int 2003;73:423–32. [11] Jiang Y, Zhao JJ, Mitlak BH, Wang O, Genant HK, Eriksen EF. Recombinant human parathyroid hormone (1–34) [Teriparatide] improves both cortical and cancellous bone structure. J Bone Miner Res 2003;18:1932– 41. [12] Cortet B, Marchandise X. Bone microarchitecture and mechanical resistance. J Bone Spine 2001;68:297–305. [13] Cortet B, Colin D, Dubois P, Delcambre B, Marchandise X. Les différentes méthodes d’analyse quantitative de la structure osseuse trabéculaire. Rev Rhum (Ed Fr) 1995;62:841–55. [14] Legrand E, Chappard D, Basle MF, Audran M. Évaluation de la microarchitecture trabéculaire osseuse : perspectives pour l’évaluation du risque fracturaire. Rev Rhum 1999;66:619–24. [15] Parfitt AM. Stereologic basis of bone histomorphometry theory of quantitative microscopy and reconstruction of the third dimension. In: Recker RR, editor. Bone histomorphometry: techniques and interpretation. Boca Raton, FL, USA: CRC Press; 1983. p. 53–87. [16] Whitehouse WJ. The quantitative morphology of anisotropic trabecular bone. J Microsc 1974;1:153–8. [17] Ulrich D, van Rietbergen B, Laib A, Ruegsegger P. The ability of threedimensional structural indices to reflect mechanical aspects of trabecular bone. Bone 1999;25:55–60. [18] Dempster DW, Cosman F, Karland ES, Zhon H, Nieves J, Woelfert, et al. Effects of daily treatment with parathyroid hormone in bone microarchitecture and turnover in patients with osteoporosis :a paired biopsy study. J Bone Miner Res 2001;16:1846–53. [19] Hildebrand T, Laib A, Muller R, Dequeker J, Ruegsegger P. Direct threedimensional morphometric analysis of human cancellous bone: microstructural data from spine, femur, iliac crest, and calcaneus. J Bone Miner Res 1999;14:1167–74. [20] Garraghan NJ, Mellish RWE, Compston JE. A new method for twodimensional analysis of bone structure in human iliac crest biopsies. J Microsc 1986;142:341–9. [21] Le HM, Holmes RE, Sbors E, Rosenstein DA. Computerized quantitative analysis of the interconnectivity of porous biomaterials. Acta Stereol 1992;11:267–72.
442
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
[22] Vesterby A, Gundersen HJ, Nelson F. Star volume of marrow space and trabeculae of the first lumbar vertebra: sampling efficiency and biological variation. Bone 1989;10:7–13. [23] Feldkamp LA, Goldstein SA, Parfitt AM, Tesion G, Kleerekoper M. The direct examination of three dimensional bone architecture in vitro by computed tomography. J Bone Miner Res 1989;4:3–11. [24] Hahn M, Vogel M, Pompesus-Kempa M, Delling G. Trabecular bone pattern factor: a new parameter for simple quantification of bone microarchitecture. Bone 1992;13:327–30. [25] Laib A, Hildebrand T, Hanselmann HJ. Ridge number density: a new parameter for in vivo bone structure analysis. Bone 1997;21:541–6. [26] Hildebrand T, Ruegsegger P. Quantification of bone microarchitecture with the structure model index. Comput Methods Biomech Biomed Engin 1997;1:15–23. [27] Wehrli FW, Gomber BR, Saha PK, Song HK, Hwang SN, Snyder PJ. Digital topological analysis of in vivo magnetic resonance images of trabecular bone reveals structural implications of osteoporosis. J Bone Miner Res 2001;16:1520–31. [28] Pothuaud L, Porion P, Lespessailles E, Benhamou CL, Levitz P. A new method for three-dimensional skeleton graph analysis of porous media: application to trabecular bone microarchitecture. J Microsc 2000;199: 149–61. [29] Pothuaud L, Benhamou CL, Porion P, Lespessailles E, Harba R, Lewitz P. Fractal dimension of trabecular bone projection texture is related to three-dimensional microarchitecture. J Bone Miner Res 2000;15:691–9. [30] Durand EP, Ruegsegger P. Cancellous bone structure: analysis of highresolution CT images with the run-length method. J Comput Assist Tomogr 1991;115:133–9. [31] Benhamou CL, Lespessailles E, Jacquet G. Architecture osseuse trabéculaire : caractérisation par une méthode d’analyse fractale. Rev Rhum 1994;61:297–300. [32] Benhamou CL, Lespessailles E, Jacquet G, Harba R, Jennane R, Loussot, et al. Fractal organization of trabecular bone images on calcaneus radiographs. J Bone Miner Res 1994;9:1909–18. [33] Chappard D, Legrand E, Haettich B, Chales G, Auvinet B, Eschard JP, et al. Fractal dimension of trabecular bone: comparison of three histomorphometric computed techniques for measuring the architectural twodimensional complexity. J Pathol 2001;195:515–21. [34] Cortet B, Dubois P, Boutry N, Palos G, Cotton A, Marchandise X. Computed tomography image analysis of the calcaneus in male osteoporosis. Osteoporos Int 2002;13:33–41. [35] Cross SS, Rogers S, Silcocks PB, Cotton DWK. Trabecular bone does not have a fractal structure on light microscopic examination. J Pathol 1993;170:311–3. [36] Link TM, Majumdar S, Lin JC, Newitt D, Augat P, Vuyang X, et al. A comparative study of trabecular bone properties in the spine and femur using high resolution MRI and CT. J Bone Miner Res 1998;13:122–32. [37] Odgaard A. Three dimensional methods for quantification of cancellous bone architecture. Bone 1997;20:315–28. [38] Odgaard A, Jensen EB, Gundersen HLG. Estimation of structural anisotropy, based on volume orientation. A new concept. J Microsc 1990;157: 149–62. [39] Cruz-Orive LM, Karlson LM, Larsen SE, Wainschten F. Characterizing anisotropy: a new concept. Micron and Microscopica Acta 1992;23:75–6. [40] Geraets WGM, Van der Stelt PF, Lips P, Elden PJM, Van Ginkel FC, Burger EH. Orientation of the trabecular pattern of the distal radius around the menopause. J Biomech 1997;30:363–70. [41] Wigderowitz CA, Abel EW, Rowley DI. Evaluation of cancellous structure in the distal radius using spectral analysis. Clin Orthop Relat Res 1997;335:152–61. [42] Lespessailles E, Jacquet G, Harba R, Jennane R, Loussot T, Viala JF, et al. Anisotropy measurement obtained by fractal analysis of trabecular bone at the calcaneus and radius. Rev Rhum 1996;63:337–43 [Eng Ed]. [43] Chappard C, Brunet-Imbault B, Lemineur G, Giraudeau B, Basillais A, Harba R, et al. Anisotropy changes in post-menopausal osteoporosis: characterization by a new index applied to trabecular bone radiographic images. Osteoporos Int 2005;16:1193–202.
[44] Recker RR. Bone histomorphometry: techniques and interpretation. Boca Raton, FL, USA: CRC Press; 1983. [45] Odgaard A, Andersen K, Melsen F, Gundersen HJG. A direct method for fast 3D serial reconstruction. J Microsc 1990;159:335–42. [46] Lespessailles E, Poupon S, Andriambelosoa N, Pothuaud L, Harba R, Benhamou CL. Fractal analysis of trabecular bone texture on calcaneus radiographs: effects of age, menopause duration and hormonal replacement therapy on microarchitectural changes. Osteoporos Int 2002;13: 366–72. [47] Benhamou CL, Poupon S, Lespessailles E, Loiseau Peres S, Jennane R, Siroux V, et al. Fractal analysis of radiographic trabecular bone texture and bone mineral density: two complementary parameters related to osteoporotic fractures. J Bone Miner Res 2001;16:697–704. [48] Millard J, Augat P, Link TM, Kothari M, Newitt DC, Genant HK, et al. Power spectral analysis of vertebral trabecular bone structure from radiographs: orientation dependance and correlation with bone mineral density and mechanical properties. Calcif Tissue Int 1998;63:482–9. [49] Lespessailles E, Jullien A, Eynard E, Harba R, Jacquet G, Ildefonse JP, et al. Biomechanical properties of human os calcanei: relationships with bone density and fractal evaluation of bone microarchitecture. J Biomech 1998;31:817–24. [50] Lespessailles E, Jacquet G, Harba R, Jennane R, Loussot T, Viala JF, et al. Fractal analysis of bone texture on os calcis radiographs compared with trabecular microarchitecture analyzed by histomorphometry. Calcif Tissue Int 1998;63:121–5. [51] Pothuaud L, Lespessailles E, Harba R, Jennane R, Royant V, Eynard E, et al. Fractal analysis of trabecular bone texture on radiographs: discriminant value in postmenopausal osteoporosis. Osteoporos Int 1998;8:618– 25. [52] Luo G, Kinney JH, Kaufman JJ, Haupt D, Chiabrera A, Siffert RS. Relationship between plain radiographic patterns and three dimensional trabecular architecture in the human calcaneus. Osteoporos Int 1999;9:339– 45. [53] Benhamou CL, Chappard C, Gadois C, Lemineur G, Lespessailles E, De Vernejoul, et al. Characterization of trabecular microarchitecture improvement under teriparatide by a fracture analysis of texture on calcaneum radiographs. J Bone Miner Res 2004;19(suppl 1):S126 [abstract]. [54] Cortet B, Dubois P, Boutry N, Cotton A, Marchandise X. Image analysis of the distal radius trabecular network using computed tomography. Osteoporos Int 1999;9:410–9. [55] Cortet B, Dubois P, Boutry N, Varlet E, Cotton A, Marchandise X. Does high resolution computed tomography image analysis of the distal radius provide informations independant of bone mass? J Clin Densitom 2000; 3:339–51. [56] Cortet B, Chappard D, Boutry N, Dubois P, Cotton A, Marchandise X. Relationship between computed tomographic image analysis and histomorphometry for micro architectural characterization of human calcaneus. Calcif Tissue Int 2004;75:23–31. [57] Ito M, Ohki M, Hayashi K, Yamada M, Uetari M, Nakamura T. Trabecular texture analysis in the relationship with spinal fracture. Radiology 1995;194:55–9. [58] Ito M, Nakamura T, Matsumoto T, Tsunusaki K, Hayashi K. Analysis of trabecular microarchitecture of human iliac bone using microcomputed tomography in patients with hip arthrosis, with or without vertebral fracture. Bone 1998;23:163–9. [59] Peyrin F, Muller C, Carillon Y, Nuzzo S, Bonnassie A, Briguet A. Synchrotron radiation microCT: a reference tool for the characterization of bone samples. Adv Exp Med Biol 2001;496:129–42. [60] Peyrin F, Salome M, Cloetens P, Laval-Jeantet AM, Ritman E, Ruegsegger P. Micro-CT examinations of trabecular bone samples at different resolutions: 14.7 and 2 micron levels. Technol Health Care 1998;6:391– 401. [61] Ruegsegger P, Koller B, Muller R. A microtomographic system for the non destructive evaluation of bone architecture. Calcif Tissue Int 1996; 58:24–9. [62] Kapadia RD, Stroup GB, Badger AM, Koller B, Levin JM, Coatney RW, et al. Applications of micro-CT and MR microscopy to study preclinical
É. Lespessailles et al. / Revue du Rhumatisme 73 (2006) 435–443
[63]
[64]
[65]
[66]
[67]
[68]
[69]
models of osteoporosis and osteoarthritis. Technol Health Care 1998;6: 361–72. Muller R, Van Campenhart H, Van Damne B, Van Der Perre G, Dequeker J, Hildebrand T, et al. Morphometric analysis of human bone biopsies: a quantitative structural comparison of histological sections and micro-computed tomography. Bone 1998;23:59–66. Muller R. The Zurich experience: one decade of three-dimensional highresolution computed tomography. Top Magn Reson Imaging 2002;13: 307–22. Muller R, Hildebrand T, Hanselmann HJ, Ruegsegger P. In vivo reproducibility of three-dimensional structural properties of non invasive bone biopsies using 3D-pQCT. J Bone Miner Res 1996;11:1745–50. Chung HW, Wehrly FW, Wehrly SL. Three dimensional nuclear magnetic resonance microimaging of trabecular bone. J Bone Miner Res 1995; 10:1452–61. Wehrli FW, Saha PK, Gomberg BR, Song HK, Snyder PJ, Benito M, et al. Role of magnetic resonance for assessing structure and function of trabecular bone. Top Magn Reson Imaging 2002;13:335–56. Link TM, Majumdar S, Augat P, Lin JC, Newitt D, Lu Y, et al. In vivo high resolution MRI of the calcaneus: differences in trabecular structure in osteoporosis patients. J Bone Miner Res 1998;13:1175–82. Newitt DC, Majumdar S, Van Rietbergen B, Von Ingersleben G, Harris ST, Genant HK, et al. In vivo assessment of architecture and
[70]
[71]
[72]
[73]
[74]
[75]
443
micro finite element analysis derived indices of mechanical properties of trabecular bone in the radius. Osteoporos Int 2002;13:6–17. Wehrli FW, Hwang SN, Ma J. Cancellous bone volume and structure in the forearm: non invasive assessment with MR microimaging and image processing. Radiology 1998;206:347–57 (Erratum in. Radiology 1998 ; 207 : 833). Wachter NJ, Augat P, Krischak GD, Mentzel M, Kinzl L, Claes L. Prediction of cortical bone porosity in vitro by microcomputed tomography. Calcif Tissue Int 2001;68:38–42. Bousson V, Bergot C, Meunier A, Barbot F, Parlier-Cuan C, LavalJeantet AM, et al. CT of the Middiaphyseal femur: cortical bone mineral density and relation to porosity. Radiology 2000;217:179–87. Stein MS, Feik SA, Thomas CDL, Clement JG, Wark JD. An automated analysis of intracortical porosity in human femoral bone across age. J Bone Miner Res 1999;14:624–32. Cooper DML, Turinsky AL, Jensen CW, Hallgrimsson B. Quantitative 3D analysis of the canal network in cortical bone by microcomputed tomography. Anat Rec 2003;274:169–79. Bousson V, Peyrin F, Bergot C, Haussard M, Sautet A, Laredo JD. Cortical bone in the human femoral neck: three-dimensional appearance and porosity using synchrotron radiation. J Bone Miner Res 2004;19:764– 801.