interet du scanner cone beam dans l evaluation de la
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http://portaildoc.univ-lyon1.fr Creative commons : Paternité - Pas d’Utilisation Commerciale Pas de Modification 2.0 France (CC BY-NC-ND 2.0) http://creativecommons.org/licenses/by-nc-nd/2.0/fr DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) UNIVERSITE CLAUDE BERNARD –LYON 1 FACULTE DE MEDECINE LYON EST Année 2014 N° 147 INTERET DU SCANNER CONE BEAM DANS L’EVALUATION DE LA MICROARCHITECTURE OSSEUSE COMPARATIVEMENT AU SCANNER PERIPHERIQUE A HAUTE RESOLUTION THESE Présentée A l’Université Claude Bernard Lyon 1 et soutenue publiquement le 24 septembre 2014 pour obtenir le grade de Docteur en Médecine par Charlotte de Charry Née le 01/08/1985 à Dijon (21) 1 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) UNIVERSITE CLAUDE BERNARD – LYON 1 ___________________ . Président de l'Université François-Noël GILLY . Président du Comité de Coordination des Etudes Médicales François-Noël GILLY . Secrétaire Général Alain HELLEU SECTEUR SANTE UFR DE MEDECINE LYON EST Doyen : Jérôme ETIENNE UFR DE MEDECINE LYON SUD – CHARLES MERIEUX Doyen : Carole BURILLON INSTITUT DES SCIENCES PHARMACEUTIQUES ET BIOLOGIQUES (ISPB) Directrice: Christine VINCIGUERRA UFR D'ODONTOLOGIE Directeur : Denis BOURGEOIS INSTITUT DES SCIENCES ET TECHNIQUES DE READAPTATION Directeur : Yves MATILLON DEPARTEMENT DE FORMATION ET CENTRE DE RECHERCHE EN BIOLOGIE HUMAINE Directeur : Pierre FARGE SECTEUR SCIENCES ET TECHNOLOGIES UFR DE SCIENCES ET TECHNOLOGIES Directeur : Fabien de MARCHI UFR DE SCIENCES ET TECHNIQUES DES ACTIVITES PHYSIQUES ET SPORTIVES (STAPS) Directeur : Claude COLLIGNON POLYTECH LYON Directeur : Pascal FOURNIER I.U.T. Directeur : Christian COULET INSTITUT DES SCIENCES FINANCIERES ET ASSURANCES (ISFA) Directeur : Véronique MAUME-DESCHAMPS I.U.F.M. Directeur : Régis BERNARD CPE Directeur : Gérard PIGNAULT 2 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Faculté de Médecine Lyon Est Liste des enseignants 2013/2014 Professeurs des Universités – Praticiens Hospitaliers Classe exceptionnelle Echelon 2 Chatelain Cochat Cordier Etienne Guérin Pierre Pierre Jean-François Jérôme Jean-François Kohler Mauguière Ninet Rémy François Jacques Peyramond Philip Raudrant Rudigoz Dominique Thierry Daniel René-Charles Pédiatrie (surnombre) Pédiatrie Pneumologie ; addictologie Bactériologie-virologie ; hygiène hospitalière Biologie et médecine du développement et de la reproduction ; gynécologie médicale Chirurgie infantile Neurologie Médecine interne ; gériatrie et biologie du vieillissement ; médecine générale ; addictologie Maladie infectieuses ; maladies tropicales Cancérologie ; radiothérapie Gynécologie-obstétrique ; gynécologie médicale Gynécologie-obstétrique ; gynécologie médicale Professeurs des Universités – Praticiens Hospitaliers Classe exceptionnelle Echelon 1 Baverel Blay Denis Finet Fouque Gouillat Guérin LavilleMaurice Lehot Martin Mellier Michallet Miossec Mornex Perrin Ponchon Pugeat Gabriel Jean-Yves Philippe Gérard Denis Christian Claude Revel Didier Jean-Jacques Xavier Georges Mauricette Pierre Jean-François Gilles Thierry Michel Physiologie Cancérologie ; radiothérapie Ophtalmologie Cardiologie Néphrologie Chirurgie digestive Réanimation ; médecine d’urgence Thérapeutique ; médecine d’urgence ; addictologie Anesthésiologie-réanimation ; médecine d’urgence Urologie Gynécologie-obstétrique ; gynécologie médicale Hématologie ; transfusion Immunologie Pneumologie ; addictologie Neurochirurgie Gastroentérologie ; hépatologie ; addictologie Endocrinologie, diabète et maladies métaboliques ; gynécologie médicale Radiologie et imagerie médicale 3 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Rivoire Scoazec Vandenesch Michel Jean-Yves François Cancérologie ; radiothérapie Anatomie et cytologie pathologiques Bactériologie-virologie ; hygiène hospitalière Professeurs des Universités – Praticiens Hospitaliers Première classe André-Fouet Barth Bastien Berthezene Bertrand Beziat Boillot Borson-Chazot Xavier Xavier Olivier Yves Yves Jean-Luc Olivier Françoise Breton Chassard Chevalier Claris Colin Colombel D’Amato Delahaye Descotes Pierre Dominique Philippe Olivier Cyrille Marc Thierry François Jacques Disant Douek Ducerf Durieu François Philippe Christian Isabelle Edery Fauvel Gaucherand Guenot Herzberg Honnorat Jegaden Lachaux Lermusiaux Lina Lina Mertens Mion Morel Morelon Moulin Négrier Négrier Neyret Nicolino Charles Jean-Pierre Pascal Marc Guillaume Jérôme Olivier Alain Patrick Bruno Gérard Patrick François Yves Emmanuel Philippe Claude Marie-Sylvie Philippe Marc Cardiologie Chirurgie générale Anesthésiologie-réanimation ; médecine d’urgence Radiologie et imagerie médicale Pédiatrie Chirurgie maxillo-faciale et stomatologie Chirurgie digestive Endocrinologie, diabète et maladies métaboliques ; gynécologie médicale Chirurgie maxillo-faciale et stomatologie Anesthésiologie-réanimation ; médecined’urgence Cardiologie Pédiatrie Epidémiologie, économie de la santé et prévention Urologie Psychiatrie d’adultes ; addictologie Cardiologie Pharmacologie fondamentale ; pharmacologie clinique ; addictologie Oto-rhino-laryngologie Radiologie et imagerie médicale Chirurgie digestive Médecine interne ; gériatrie et biologie du vieillissement ; médecine générale ; addictologie Génétique Thérapeutique ; médecine d’urgence ; addictologie Gynécologie-obstétrique ; gynécologie médicale Neurochirurgie Chirurgie orthopédique et traumatologique Neurologie Chirurgie thoracique et cardiovasculaire Pédiatrie Chirurgie thoracique et cardiovasculaire Bactériologie-virologie ; hygiène hospitalière Bactériologie-virologie ; hygiène hospitalière Anatomie Physiologie Biochimie et biologie moléculaire Néphrologie Nutrition Hématologie ; transfusion Cancérologie ; radiothérapie Chirurgie orthopédique et traumatologique Pédiatrie 4 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Nighoghossian Ninet Obadia Ovize Picot Rode Rousson Roy Norbert Jean Jean-François Michel Stéphane Gilles Robert-Marc Pascal Ruffion Ryvlin Scheiber Terra Thivolet-Bejui Tilikete Touraine Truy Turjman Vallée Vanhems Zoulim Alain Philippe Christian Jean-Louis Françoise Caroline Jean-Louis Eric Francis Bernard Philippe Fabien Neurologie Chirurgie thoracique et cardiovasculaire Chirurgie thoracique et cardiovasculaire Physiologie Parasitologie et mycologie Médecine physique et de réadaptation Biochimie et biologie moléculaire Biostatistiques, informatique médicale et technologies de communication Urologie Neurologie Biophysique et médecine nucléaire Psychiatrie d’adultes ; addictologie Anatomie et cytologie pathologiques Physiologie Néphrologie Oto-rhino-laryngologie Radiologie et imagerie médicale Anatomie Epidémiologie, économie de la santé et prévention Gastroentérologie ; hépatologie ; addictologie Professeurs des Universités – Praticiens Hospitaliers Seconde Classe Allouachiche Argaud Aubrun Badet Bessereau Boussel Braye Bernard Laurent Frédéric Lionel Jean-Louis Loïc Fabienne Calender Chapet Chapurlat Cottin Cotton Dalle Devouassoux Di Fillipo Dubernard Dumontet Dumortier Fanton Faure Fourneret Gillet Girard Gleizal Alain Olivier Roland Vincent François Stéphane Mojgan Sylvie Gil Charles Jérome Laurent Michel Pierre Yves Nicolas Arnaud Anesthésiologie-réanimation ; médecine d’urgence Réanimation ; médecine d’urgence Anesthésiologie-réanimation ; médecine d’urgence Urologie Biologie cellulaire Radiologie et imagerie médicale Chirurgie plastique, reconstructrice et esthétique; brûlologie Génétique Cancérologie ; radiothérapie Rhumatologie Pneumologie ; addictologie Anatomie Dermato-vénéréologie Anatomie et cytologie pathologiques Cardiologie Gynécologie-obstétrique ; gynécologie médicale Hématologie ; transfusion Gastroentérologie ; hépatologie ; addictologie Médecine légale Dermato-vénéréologie Pédopsychiatrie ; addictologie Pédiatrie Pneumologie Chirurgie maxillo-faciale et stomatologie 5 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Gueyffier François Guibaud Guyen Hot Jacquin-Courtois Janier Javouhey Jullien Kodjikian Krolak Salmon Laurent Olivier Arnaud Sophie Marc Etienne Denis Laurent Pierre Lejeune Hervé Mabrut Merle Monneuse Mure Nataf Pignat Poncet Raverot Jean-Yves Philippe Olivier Pierre-Yves Serge Jean-Christian Gilles Gérald Richard Rossetti Rouvière Saoud Schaeffer Schott-Pethelaz Souquet Vukusic Wattel Jean-Christophe Yves Olivier Mohamed Laurent Anne-Marie Jean-Christophe Sandra Eric Pharmacologie fondamentale ; pharmacologie clinique ; addictologie Radiologie et imagerie médicale Chirurgie orthopédique et traumatologique Médecine interne Médecine physique et de réadaptation Biophysique et médecine nucléaire Pédiatrie Dermato-vénéréologie Ophtalmologie Médecine interne ; gériatrie et biologie du vieillissement ; médecine générale ; addictologie Biologie et médecine du développement et de la reproduction ; gynécologie médicale Chirurgie générale Gastroentérologie ; hépatologie ; addictologie Chirurgie générale Chirurgie infantile Cytologie et histologie Oto-rhino-laryngologie Chirurgie générale Endocrinologie, diabète et maladies métaboliques ; gynécologie médicale Réanimation ; médecine d’urgence Physiologie Radiologie et imagerie médicale Psychiatrie d’adultes Biologie cellulaire Epidémiologie, économie de la santé et prévention Gastroentérologie ; hépatologie ; addictologie Neurologie Hématologie ; transfusion Professeur des Universités - Médecine Générale Letrilliart Moreau Laurent Alain Professeurs associés de Médecine Générale Flori Zerbib Marie Yves Professeurs émérites Bérard Boulanger Bozio Jérôme Pierre André Chirurgie infantile Bactériologie-virologie ; hygiène hospitalière Cardiologie 6 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Chayvialle Daligand Droz Floret Gharib Itti Kopp Neidhardt Petit Rousset Sindou Tissot Trepo Trouillas Trouillas Jean-Alain Liliane Jean-Pierre Daniel Claude Roland Nicolas Jean-Pierre Paul Bernard Marc Etienne Christian Paul Jacqueline Gastroentérologie ; hépatologie ; addictologie Médecine légale et droit de la santé Cancérologie ; radiothérapie Pédiatrie Physiologie Biophysique et médecine nucléaire Anatomie et cytologie pathologiques Anatomie Anesthésiologie-réanimation ; médecine d’urgence Biologie cellulaire Neurochirurgie Chirurgie générale Gastroentérologie ; hépatologie ; addictologie Neurologie Cytologie et histologie Maîtres de Conférence – Praticiens Hospitaliers Hors classe Benchaib Mehdi Bringuier Bui-Xuan Davezies Germain Hadj-Aissa Jouvet Le Bars Lièvre Pierre-Paul Bernard Philippe Michèle Aoumeur Anne Didier Michel Normand Persat Pharaboz-Joly Piaton Rigal Sappey-Marinier Timour-Chah Jean-Claude Florence Marie-Odile Eric Dominique Dominique Quadiri Biologie et médecine du développement et de la reproduction ; gynécologie médicale Cytologie et histologie Anesthésiologie-réanimation ; médecine d’urgence Médecine et santé au travail Physiologie Physiologie Anatomie et cytologie pathologiques Biophysique et médecine nucléaire Pharmacologie fondamentale ; pharmacologie clinique ; addictologie Médecine et santé au travail Parasitologie et mycologie Biochimie et biologie moléculaire Cytologie et histologie Hématologie ; transfusion Biophysique et médecine nucléaire Pharmacologie fondamentale ; pharmacologie clinique ; addictologie Maîtres de Conférence – Praticiens Hospitaliers Première classe Ader Barnoud Bontemps Bricca Florence Raphaëlle Laurence Giampiero Cellier Chalabreysse Colette Lara Maladies infectieuses ; maladies tropicales Anatomie et cytologie pathologiques Biophysique et médecine nucléaire Pharmacologie fondamentale ; pharmacologie clinique ; addictologie Biochimie et biologie moléculaire Anatomie et cytologie pathologiques 7 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Collardeau Frachon Cozon Dubourg Escuret Poncin Franco-Gillioen Hervieu Jarraud Kolopp-Sarda Lasset Laurent Lesca Maucor t Boulch Barbara Sophie Grégoire Laurence Vanessa Patricia Valérie Sophie Marie Nathalie Christine Frédéric Gaëtan Delphine Meyronet Peretti Pina-Jomir Rabilloud David Noel Ingrid Muriel Ritter Roman Streichenberger Tardy Guidol Vlaeminck-Guillem Voiglio Wallon Jacques Sabine Nathalie Anne Virginie Eric Martine Charbotel-Coing-Boyat Médecine et santé au travail Anatomie et cytologie pathologiques Immunologie Physiologie Bactériologie-virologie ; hygiène hospitalière Physiologie Anatomie et cytologie pathologiques Bactériologie-virologie ; hygiène hospitalière Immunologie Epidémiologie, économie de la santé et prévention Bactériologie-virologie ; hygiène hospitalière Génétique Biostatistiques, informatique médicale et technologies de communication Anatomie et cytologie pathologiques Nutrition Biochimie et biologie moléculaire Biostatistiques, informatique médicale et technologies de communication Epidémiologie, économie de la santé et prévention Physiologie Anatomie et cytologie pathologiques Bactériologie-virologie ; hygiène hospitalière Biochimie et biologie moléculaire Anatomie Parasitologie et mycologie Maîtres de Conférences – Praticiens Hospitaliers Seconde classe Buzluca Dargaud Charrière Duclos Phan Rheims Rimmele Yesim Sybil Antoine Alice Sylvain Thomas Schluth-Bolard Thibault Vasiljevic Venet Caroline Hélène Alexandre Fabienne Hématologie ; transfusion Nutrition Epidémiologie, économie de la santé et prévention Dermato-vénéréologie Neurologie (stag.) Anesthésiologie-réanimation ; médecine d’urgence (stag.) Génétique Physiologie Anatomie et cytologie pathologiques (stag.) Immunologie Maîtres de Conférences associés de Médecine Générale Farge Figon Lainé Thierry Sophie Xavier 8 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) École du Val-de-Grâce A Monsieur le Médecin Général Inspecteur François PONS Directeur de l’École du Val-de-Grâce Professeur Agrégé du Val-de-Grâce Officier de la Légion d'Honneur Commandeur de l'Ordre National de Mérite Récompenses pour travaux scientifiques et techniques - échelon argent Médaille d'Honneur du Service de Santé des Armées A Monsieur le Médecin Général Jean-Bertrand NOTTET Directeur adjoint de l'Ecole du Val de Grâce Professeur agrégé du Val de Grâce Chevalier de la Légion d'Honneur Officier de l'Ordre National du Mérite Chevalier des Palmes académiques 9 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) REMERCIEMENTS Président du jury, Monsieur le Professeur Jean Baptiste Pialat Merci de la confiance que vous m’avez accordée pour ce projet. Merci également pour la disponibilité dont vous avez fait preuve, pour vos conseils et remarques avisées, ils m’ont permis et me permettront encore de progresser, je l’espère. Je vous remercie de l’honneur que vous me faites d’avoir accepté de présider mon jury de thèse. Veuillez trouver ici l’expression de mes sincères remerciements et de mon profond respect. Aux membres du jury, Monsieur le Professeur Roland Chapurlat Je vous remercie de me faire l’honneur de participer au jury de cette thèse, et d’apporter votre expertise scientifique sur un sujet pour lequel votre renommée est connue. Veuillez trouver dans ce travail l’expression de ma reconnaissance et de mon profond respect. Monsieur le Professeur Frédéric Rongieras Vous m’avez fait l’honneur d’accepter d’être membre du jury, merci de l’intérêt que vous avez porté à ce travail. Soyez assuré de ma reconnaissance et de mon profond respect. Monsieur le Docteur Thierry Vitry Merci d’avoir accepté d’être membre du jury, je t’en suis extrêmement reconnaissante. Je profite de l’occasion de cette thèse pour te remercier de la qualité de l’environnement de travail que tu as su instaurer dans le service. J’apprécie particulièrement ta qualité d’écoute. Tu resteras pour moi un modèle d’abnégation et de compétence, avec toujours le souci de tes patients en tête. Je te remercie de ta confiance et de ton soutien. 10 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) A ceux qui m’ont aidé dans la réalisation de cette thèse, A Stéphanie Boutroy, sans toi cette thèse ne serait pas ce qu’elle est aujourd’hui. Je te remercie pour ton aide, ta disponibilité et ta gentillesse. Merci de m’avoir aidé dans la réalisation de mon travail ; ton aide m’a été précieuse. A Rafaa Ellouz, merci pour ton aide, ta patience et ta persévérance en particulier pour la registration 3D. Malgré tous les obstacles, nos nombreux essais, nos découragements, nous y sommes arrivés. Bonne route pour la suite. A Hélène Follet, pour avoir initié cette thèse et pour tes conseils. A tous les autres, qui m’ont aidé de près ou de loin dans la réalisation de ce travail. A ma famille, A mes parents, Vous avez toujours été là pour moi, pour me soutenir et me motiver tout au long des études. Si je suis là aujourd’hui c’est grâce aux valeurs que vous m’avez transmises. Merci de m’avoir permis d’être ce que je suis. A l’équipe Zor et Silex, Merci à ma Zor d’avoir toujours été présente et de m’avoir soutenue et accompagnée dans mes études pour les 3 jours sous le soleil de Clermont Ferrand pour l’ENC, les relectures de thèse….. Merci au docteur de la toile : Alexis, qui soigne les virus comme personne. Merci pour nos sorties en montagne à pied ou à ski. A Féli et Clément (dit le Bizuth) Merci à ma sœurette pour les années de coloc, d’étude, de voyages... Merci à Clément, confrère du Sud qui n’hésite pas à m’envoyer des patients de GAP. A mes grands parents, merci d’être là. Merci pour tous les beaux souvenirs d’enfances dans la Nièvre. A tous ceux qui nous ont quittés mais dont le souvenir nous aide chaque jour, merci. A ma famille : marraine, tantes, oncles, cousines et cousins. Merci pour votre présence, votre confiance et votre soutien toutes ces années. A mes collègues de travail, A mes grands chefs : A Monsieur Salamand et son éternel moustache, qui m’a fait apprécier la radiologie avec des descriptions toujours imagées et des anecdotes savoureuses. A Monsieur Leberre et sa bonne humeur constante. A Isabelle Faurie, qui a fait mon apprentissage de l’échographie. A l’équipe de Desgenettes : A mes collègues : Fabrice (reviens vite !!), François et le petit nouveau Erti. A jean, voisin de bureau, merci pour ta bonne humeur. A mes supers Manips, merci pour votre aide et votre soutien quotidien. C'est une chance de travailler avec vous. Aux secrétaires : Christine et Séverine les Bourguignonnes, Marie-Claire, Zabou et Isabelle la nouvelle venue, merci pour votre bonne humeur, les chocolats et autres gâteaux… A mes amis : Chloé, Emily, Malotte, Mickael, Olivier et tous les autres… Merci pour avoir partagé ces années de fac et d’être encore là malgré la distance et le temps qui passe. Les co-internes, merci de m’avoir accueilli durant mes deux années d’exil dans le milieu civil. 11 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) LE SERMENT D'HIPPOCRATE Je promets et je jure d'être fidèle aux lois de l’honneur et de la probité dans l'exercice de la Médecine. Je respecterai toutes les personnes, leur autonomie et leur volonté, sans discrimination. J'interviendrai pour les protéger si elles sont vulnérables ou menacées dans leur intégrité ou leur dignité. Même sous la contrainte, je ne ferai pas usage de mes connaissances contre les lois de l'humanité. J'informerai les patients des décisions envisagées, de leurs raisons et de leurs conséquences. Je ne tromperai jamais leur confiance. Je donnerai mes soins à l'indigent et je n'exigerai pas un salaire au-dessus de mon travail. Admis dans l'intimité des personnes, je tairai les secrets qui me seront confiés et ma conduite ne servira pas à corrompre les mœurs. Je ferai tout pour soulager les souffrances. Je ne prolongerai pas abusivement la vie ni ne provoquerai délibérément la mort. Je préserverai l'indépendance nécessaire et je n'entreprendrai rien qui dépasse mes compétences. Je perfectionnerai mes connaissances pour assurer au mieux ma mission. Que les hommes m'accordent leur estime si je suis fidèle à mes promesses. Que je sois couvert d'opprobre et méprisé si j'y manque. 12 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Table des matières INTRODUCTION .............................................................................................................. p 14 1) Ostéoporose : Quantité et Qualité ……………………………………………...... p16 a) Epidémiologie et physiopathologie ………………………………………..…... p 16 b) Masse osseuse ………………………………………………………………….. p 17 c) Macro et micro-architecture ………………………………………………….... p 18 2) Moyen d’évaluation de la structure osseuse…………………………………...... p 20 a) Densitométrie…………………………………………………………………... p20 b) Histomorphométrie…………………………………………………………….. p 20 c) Ultrasons………………………………………………………………………. .p 20 d) IRM……………………………………………………………………………. .p 21 e) Computed Tomographie………………………………………………………. .p 21 3) HR-pQCT : Outil de caractérisation de la microarchitecture……………….... p 22 a) Technique…………………………………………………………………….... p 22 b) Avantages et inconvénients…………………………………………………..... p 24 c) Applications ……………………………………………………………….….. p 24 4) CBCT : La tomographie volumique à faisceau conique ……………………..... p 25 a) Technique ………………………………………………………………………p 25 b) Avantages et inconvénients ……………………………………………….……p 26 c) Applications ………………………………………………………………….... p 27 5) Détail de la méthode …………………………………………………………...... p 28 6) Résultat : article ………………………………………………………………...... p 31 7) Discussion ……………………………………………………………………..….. p 49 REFERENCES BIBLIOGRAPHIQUES ................................................................... p 52 13 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) INTRODUCTION L’ostéoporose est une maladie diffuse du squelette, définie par la haute autorité de santé (HAS) en juillet 2006 comme étant « caractérisée par une faible masse osseuse et une détérioration de la micro-architecture du tissu osseux, responsables d’une fragilité osseuse, donc d’une augmentation du risque de fracture » (1). L’ostéoporose est reconnue comme un problème de santé publique et est prise en compte dans la loi du 9 août 2004 relative à la politique de santé publique. En effet, l’ostéoporose touche 5 millions de femmes ménopausées et 1.5 millions ont présenté des fractures, qui sont à l’origine d’une augmentation de la morbi-mortalité (2). Les conséquences de l’ostéoporose sont multiples : financières, physiques et psychosociales. Actuellement, la méthode de référence pour évaluer le risque fracturaire est l’ostéodensitométrie qui mesure la Densité Minérale Osseuse (DMO). La mesure de la DMO permet de classer les patients et de traiter ceux qui dépassent le seuil fixé par l’Organisation Mondiale de la Santé (OMS): T-score ≤ -2,5 (3–6). Cependant, cette définition densitométrique de l’ostéoporose ne permet d’identifier que 50% des fractures. L’autre moitié des fractures apparaissent chez des femmes ostéopéniques. L’évaluation du risque fracturaire ne se limite donc pas à la mesure de la DMO mais aussi par l’appréciation de la microarchitecture osseuse (7,8). Grace au scanner périphérique à haute résolution (HR-pQCT) qui a une très bonne résolution spatiale, une analyse fine, in vivo, de la corticale et des travées est réalisable (9–13). Par ailleurs, d’autres systèmes d’imageries non invasives se sont développés comme l’IRM et le µCT qui permettent aussi d’avoir une bonne appréciation de la microarchitecture osseuse (14–16). Par ailleurs, depuis une vingtaine d’année est apparue la tomographie volumique à faisceau conique : CBCT (Cone Beam Computed Tomography) ou Cone Beam (17). Cette modalité d’imagerie permet de réaliser des imageries 3D avec une très bonne résolution spatiale avec une faible irradiation (18–20). Le scanner Cone Beam est essentiellement dédié pour l’imagerie dentaire (implantologie, avant chirurgie, orthodontie….) et la radiothérapie (21– 24). Depuis quelques années, avec l’apparition des Cone Beam à géométrie horizontale, plusieurs études se sont intéressées à l’apport du CBCT dans l’imagerie ostéoarticulaire mais aucune étude n’a encore évalué l’apport du CBCT dans l’analyse de la microarchitecture osseuse. 14 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Cette thèse a pour objectif d’évaluer la performance du scanner Cone Beam dans l’analyse de la microarchitecture osseuse en le comparant à l’HR-pQCT. Les paramètres de microarchitecture (cortical et trabéculaire), de densité, de géométrie et de dosimétrie ont été évalués. 15 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) 1) Ostéoporose : Quantité et Qualité L’HAS dans son rapport de juillet 2006 définit l’ostéoporose comme « une maladie diffuse du squelette caractérisée par une faible masse osseuse et une détérioration de la microarchitecture du tissu osseux, responsables d’une fragilité osseuse, donc d’une augmentation du risque de fracture ». Cette définition rappelle l’importance de la Densité Minérale Osseuse (DMO) et aussi de la microarchitecture osseuse dans l’évaluation du risque fracturaire puisque l'analyse de la quantité osseuse n’explique que la moitié des fractures...(1). a) Epidémiologie et physiopathologie Epidémiologie : L’ostéoporose est un problème majeur de santé publique. En France, quatre femmes sur dix (2 à 3 millions) et un homme sur huit (autour de 800 000) auront une ou plusieurs fractures ostéoporotiques après 50 ans. Au delà de 80 ans, on estime que 70% des femmes sont ostéoporotiques. Le dépistage et la prise en charge de la maladie ont évolué, et se sont améliorés mais la prévalence de fractures reste sous estimée en particulier pour les fractures vertébrales. D’autre part, compte tenu du vieillissement de la population, le nombre de fractures ostéoporotiques va augmenter avec en conséquence des retombés socioéconomiques. Par exemple, en France la population de plus de 60 ans était de 12,1 millions en 2000 et il est prévu qu'elle atteigne les 20,4 millions en 2030. Le coût direct annuel français des séjours hospitaliers secondaire aux fractures ostéoporotiques est estimé autour de 1 milliard d'euros (300 millions d'euros pour les hommes et 610 millions d'euros pour les femmes). Il faut associer les coûts indirects liés à la morbidité et la mortalité (25–28). Aux Etats-Unis, les dépenses financières directes pour le traitement des fractures ostéoporotiques sont estimées à 10 à 15 milliards de dollars par an. D’après la conférence de consensus américaine de mars 2000, 10 millions d’individus américains (US) sont déjà ostéoporotiques et 18 millions ont une densité osseuse faible, ce qui accentue le risque fracturaire (2). Par ailleurs, ces fractures influent sur la qualité de vie des patients souvent âgés et aboutissent à des dépendances physiques avec une morbi-mortalité accrue. Il est à noter que la mortalité est plus accrue pour les fractures du col du fémur (27). 16 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Ostéoporose primitive et secondaire On distingue deux types d’ostéoporose : une forme dite primitive, et l’autre dite secondaire. Chez la femme, la grande majorité (autour de 90%) des ostéoporoses est primitive alors que chez l’homme, l’ostéoporose secondaire représente au moins 50% des cas. L’ostéoporose primitive est celle liée à l’âge alors que les ostéoporoses secondaires sont liées à certains médicaments (corticothérapie au long court), à des maladies endocriniennes (hypogonadisme, hyperthyroïdie, hyperparathyroïdie) à des maladies métaboliques (malabsorption intestinale, insuffisance rénale chronique…), à des maladies inflammatoires chroniques (polyarthrite rhumatoïde, spondylarthrite ankylosante…) à des maladies hématologiques (myélome multiple…) mais aussi à d’autres causes telles que l’anorexie mentale, l’alcoolisme ou le tabagisme chronique. Tout ceci entraine une augmentation du remodelage osseux avec une diminution de la masse osseuse et du nombre de travées à l’origine d’une augmentation de la fragilité osseuse. b) Masse osseuse La masse osseuse varie avec l’âge chez un même patient. Elle augmente rapidement pendant la croissance et pendant quelques années jusqu’à atteindre un pic, autour de 20 ans puis décroit progressivement. La décroissance est plus marquée chez la femme durant la période de ménopause. En effet, lors de la ménopause, le déficit en œstrogènes induit une augmentation du remodelage osseux, avec une diminution du nombre de travées. La masse osseuse dépend du remodelage osseux qui est en partie déterminé par le patrimoine génétique, mais il est aussi influencé par la nutrition, l’activité physique… La mesure de la DMO constitue actuellement l’approche diagnostique standardisée de l’ostéoporose. Il est reconnu que le risque de fracture est inversement proportionnel à la DMO, donc plus la DMO est élevée plus le risque fracturaire est faible. L’OMS en 1994 a élaboré une classification et une définition densitométrique de l’ostéoporose (29). Si la mesure de la DMO est inférieure de plus de 2,5 déviations standards (DS) à la moyenne de référence, le patient est considéré ostéoporotique. Plusieurs catégories ont été élaborées à partir de données obtenues chez des femmes ménopausées. 17 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Ces 4 catégories sont les suivantes : T-score > -1 : normale : DMO supérieure à la « moyenne de référence chez l’adulte jeune moins un écart-type ». -2,5 < T-score ≤ -1 : ostéopénie: DMO comprise entre la « moyenne de référence chez l’adulte jeune moins un écart-type » et la « moyenne de référence chez l’adulte jeune moins 2,5 écart-type ». T-score ≤ -2,5 : ostéoporose: DMO inférieure à la « moyenne de référence chez l’adulte jeune moins 2,5 écart-type ». T-score<-2.5 et fracture : ostéoporose sévère. La DMO est mesurée par l’ostéodensitométrie biphotonique ou DXA (absorptiométrie biphotonique aux rayons X) qui est actuellement la technique de référence. Elle doit être réalisée sur deux sites : le rachis lombaire et l’extrémité supérieure du fémur. Diagnostiquer les patients ostéopéniques ou ostéoporotiques, permet une prise en charge appropriée dans la prévention du risque fracturaire. La prévention de l’ostéoporose comprend essentiellement des mesures hygiéno-diététiques (activité physique, apport vitamino-calcique : calcium et vitamine D, lutte contre le tabagisme et l’alcoolisme, maintient d’un poids correct) qui permettent d’obtenir une masse osseuse aussi importante que possible. Pourtant, on remarque que 50% des patientes qui sont au dessus du seuil d’ostéoporose défini par l’OMS présentent une fracture d’où l’intérêt de s’intéresser à l’architecture osseuse (30– 32). c) Macro et micro-architecture Les paramètres de macroarchitecture osseuse qui influencent la solidité de l’os, sont multiples: longueur, épaisseur corticale, section et angulation. Les paramètres de microarchitecture qui influencent la solidité de l’os sont: la densité, les caractéristiques de la corticale : porosité, épaisseur, périmètre, volume et des travées : épaisseur, nombre et distribution des travées (33,34). L’os trabéculaire est constitué de travées osseuses organisées en un réseau de plaques ou de poutres calcifiées. Il est principalement localisé dans l’épiphyse. Alors que l’os cortical est une couche dense et compacte de tissu calcifié qui est plus épais dans la diaphyse osseuse. 18 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) L’os cortical est à l’origine de la rigidité du squelette alors que l’os trabéculaire est plus flexible et supporte mieux les déformations (6). L’amincissement ou la perte des travées entrainent une diminution de la résistance osseuse. Il a été montré que la diminution du nombre de travées est 2 à 5 fois plus délétère pour la résistance de l’os que ne l’est l’amincissement de ces dernières ; à perte de masse osseuse égale. La connectivité du réseau trabéculaire est donc un point déterminant de la résistance osseuse. L’ostéoporose est à l’origine d’un remodelage osseux avec une résorption osseuse qui entraine une diminution du nombre de travée et la perforation du réseau trabéculaire avec une augmentation de la fragilité osseuse (35,36). 19 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) 2) Moyen d’évaluation de la structure osseuse Les moyens d'imagerie pour l'évaluation de l’architecture osseuse ont progressé au court du temps. Ils sont de plus en plus précis, moins invasifs, avec une amélioration de la résolution spatiale et une diminution de l'irradiation. a) Densitométrie La DMO est mesurée par l’ostéodensitométrie biphotonique ou DXA : Dual Energy X-ray Absorptiometry (absorptiométrie biphotonique aux rayons X) qui est actuellement la technique de référence pour dépister et surveiller les patients ostéoporotiques. Celle-ci a été développée il y a un vingtaine d’années. Cette méthode consiste à réaliser une radiographie d’un même site avec deux énergies de rayonnement différentes. Classiquement les deux sites radiographiés sont le rachis lombaire et l'extrémité supérieure du fémur. Le fait d’utiliser deux rayonnements différents permet de mesurer l’abortion des tissus traversés par le rayonnement en s’affranchissant de l’absorption des tissus mous. Les variables obtenues permettent la mesure de la DMO et donc du T-score. C’est un examen rapidement réalisé, autour de 3 minutes, non-invasif et peu irradiant : 5µSv. La DXA reste actuellement l’examen de choix pour le diagnostic d’ostéoporose et le suivi des patients sous traitement substitutif (4,37). b) Histomorphométrie L’histomorphométrie est une technique invasive développée en 1983, qui consiste à prélever de l’os, souvent sur la crête iliaque, puis à réaliser une observation microscopique assistée par ordinateur pour analyser la corticale et les travées. Cette technique a une très bonne résolution spatiale et est la technique de référence pour caractériser la microarchitecture osseuse, mais elle est peu réalisée en pratique courante car très invasive (38). c) Ultrasons Actuellement les études sur l’ostéoporose avec l’ultrason sont réalisées sur le calcanéum et reposent sur l’atténuation du faisceau ultra sonore. On désigne cette technique : 20 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) QUS (Quantitative Ultra Sound). Des études ont démontré l’intérêt de cette technique dans la prédiction du risque fracturaire mais le QUS reste encore dans le domaine de la recherche (39). d) IRM L’IRM à grand champ (3 à 7 Tesla) est une technologie émergeante pour l’imagerie à haute résolution. Elle est non invasive, non irradiante et permet d’obtenir des images en 3D. La résolution spatiale est autour de 150µm ce qui permet grâce à des techniques de post traitement de recueillir un grand nombre de données : épaisseur corticale, réseau trabéculaire, aire corticale...(14, 15,40). e) Computed Tomographie Le scanner périphérique à haute résolution : Quantitative Computed Tomography (QCT) a été développé dans les années 1970 (41). Initialement la résolution était de 500 à 200µm et les durées d’acquisition variables de 7 à 15 minutes en fonction de la taille du pixel (42). La résolution n’était pas suffisante pour avoir des informations sur le compartiment trabéculaire mais l’on pouvait mesurer les DMO volumiques. L’évolution et les progrès technologiques ont permis d’atteindre des résolutions de 150µm, avec l’HRCT (High resolution CT). Puis dans les années 1990, est apparu l’HR-pQCT : High resolution peripherical CT, qui a permis d’atteindre une résolution de 82µm (Xtreme CT®, Scanco Medical AG, Bassersdorf, Switzerland). Cette résolution permet d’avoir des données fiables et reproductibles de microarchitectures (aire corticale, épaisseur corticale et trabéculaire, nombre de travée, porosité corticale), de géométrie (volume trabéculaire, cortical et total) et de densité (10,12,13). Il existe des scanners avec une résolution encore plus fine: Skyscan 1076 microCT®, Aartselaar, Belgium, avec une taille de voxel inférieure à 40µm mais au prix d'une importante irradiation et sur un petit volume. 21 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) 3) HR-pQCT : Outil de caractérisation de la microarchitecture a) Technique Cette technique est possible avec l’Xtreme CT® (Scanco Medical AG, Bruttisellen, Suisse), commercialisé depuis 2004. Ce scanner permet l’acquisition simultanée de 110 coupes de 82µm en 3 minutes avec une faible dose d’irradiation : la dose efficace corps entier est de l’ordre de 3µSv. Le Scanco comporte un détecteur bi-dimentionnel qui fait face à un tube à rayon X : faisceau conique. La matrice du détecteur est de 1536x1536 qui permet l’acquisition de voxel isotrope de 82µm de coté. Les réglages sont classiquement : 60kV et 900µA. Ce scanner est uniquement utilisé pour les extrémités (poignet et tibia distal). Une calibration quotidienne est effectuée à l’aide d’un fantôme de différentes densités (0, 100, 200, 400, 800 mgHA/cm3) ce qui permet de donner des mesures précises et reproductibles des densités osseuses lors des analyses (Fig.1). Figure 1 : Tomographie quantitative périphérique à haute résolution: Xtreme CT® (Scanco Medical AG, Suisse). Fantôme et positionnement de la zone à scanner. L’acquisition est réalisée sur l’extrémité distale du radius ou du tibia avec toujours le même protocole : le membre est mis dans une attelle, pour éviter tout mouvement, puis un scout view est réalisé pour repérer la zone à scanner, qui est située à 9.5 et 22.5mm de l’extrémité distale du membre (Fig. 1). Une fois l'acquisition effectuée, un post traitement est nécessaire. L’évaluation de la microarchitecture se fait en plusieurs temps : il faut d’abord délimiter la corticale externe et 22 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) interne. Le contourage se fait manuellement et de façon semi-automatique, à l’aide d’un programme qui sépare l’os trabéculaire de l’os cortical (Fig. 2). Figure 2: Exemple de contourage externe après segmentation de la corticale et des travées. Ensuite à l’aide du logiciel de post-traitement les différentes données sont calculées. Les paramètres de microarchitecture : cortical, trabéculaire, densitométrique et géométrique sont les suivants : Densité minérale osseuse : vBMD sont mesurées pour l’os entier (Tt.vBMD), le compartiment cortical (ct.vBMD) et trabéculaire (Tb.vBMD). Ces données sont exprimées en mgHA/cm3 (milligramme d’hydroxyapatite) Compartiment cortical : porosité corticale : Ct.Po (%), volume des pores : Ct.Po.V (mm3), le diamètre des pores : Ct.Po.Dm (µm), Ct.Po.Dm.SD (µm). Compartiment trabéculaire : le nombre de travées (Tb.N, en mm-1) l’épaisseur des travées (Tb.Th, en μm) ainsi que leur séparation (Tb.Sp, en μm) et l’hétérogénéité du réseau (Tb.Sp.SD, en μm). Géométrie : épaisseur corticale (Ct.Th, mm), volume cortical (Ct.TV, mm3), volume trabéculaire (Tb.TV, mm3) et volume total (Tt.TV, mm3). µFE : Analyse en éléments finis (FEA): permet d’étudier la rigidité de l’os total et de l’os trabéculaire par une simulation biomécanique de compression axiale de l’os. 23 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) b) Avantages et inconvénients L’HR-pQCT est une technique d’imagerie, in vivo, avec une très bonne résolution spatiale. L’analyse de la microarchitecture est reproductible, fiable et permet un suivi des patients dans le temps (43,44). L'irradiation est faible, autour de 3µSv en dose efficace, ce qui correspond globalement à une irradiation journalière. L’apparition de la FEA grâce à l’imagerie 3D permet d’appréhender la résistance mécanique de l’os avec l’étude de la résistance osseuse par compression, torsion et flexion (45–47). Les études se multiplient dans la compréhension des paramètres biomécaniques qui influencent le risque fracturaire. Ses quelques inconvénients sont : le champ de vue, limité à 110 coupes ce qui correspond à une exploration de 9,02 mm et n’est utilisable que pour les extrémités des membres (radius et tibia). De plus, la durée de l’examen, même si elle est relativement courte : 3 minutes, nécessite une immobilité parfaite de la part du patient, car en cas de mouvement, les artéfacts rendent l'examen ininterprétable. c) Applications L’HR-pQCT a permis une meilleure compréhension de la fragilité osseuse avec une exploration non invasive des extrémités (tibia et radius). Il permet un suivi longitudinal au long cours des personnes à risque d’ostéoporose ou sous traitement hormonal substitutif. Des études ont rapporté des évaluations sur les patients hémodialysés, sous corticothérapie ou des patients VIH sous traitement antirétroviral (12,48–50). La description des travées : connectivité, hétérogénéité des travées et de la corticale avec l’analyse de la porosité permet de mieux appréhender le risque de fracture. De plus, la mesure du FEA permet de mieux décrire la résistance mécanique osseuse et les propriétés biomécaniques pour mieux comprendre les fractures (10,47,51,52). 24 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) 4) CBCT : La tomographie volumique à faisceau conique a) Technique Il existe plusieurs types de CBCT ou tomographie volumique à faisceau conique avec des applications différentes. Le CBCT a été développé dans les années 1990 par Mozzo pour la radiothérapie et en imagerie maxillo-faciale et dentaire (17). Le CBCT utilise la technique de tomographie volumique avec un faisceau conique et non hélicoïdale comme au scanner conventionnel (Fig. 1). Le faisceau de rayon X est conique et la source de rayon X effectue une unique rotation à 180°ou 360° autour du patient pour acquérir tout un volume, ce qui le différencie du scanner traditionnel ou plusieurs rotations sont nécessaires (Fig. 2). A partir de toutes ces prises de vue une reconstruction en 3D est effectuée grâce à la méthode de calcul élaborée en 1984 par Feldkamp, Davis et Kress qui a permis d'obtenir des coupes 2D d'un volume conique (53). Le Cone Beam fait appel à une reconstruction d'image et non à des superpositions d'images. Figure 1 : Différence entre l’acquisition hélicoïdale du scanner conventionnel (A) et conique du CBCT (B). On compte plusieurs marques de Cone Beam qui varient en fonction de: la taille du champ d’exploration (FOV: Fiels of View) allant de 4 à 30 cm. la taille de Voxel : varie entre 300 et 75µm. le type de détecteur (plan ou amplificateur de brillance). la possibilité de couplage avec un panoramique dentaire. la durée d'acquisition : varie de 30 à 18 secondes avec les nouveaux appareils. 25 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) la susceptibilité aux artéfacts métalliques. la position du patient : assis ou allongé. Figure 2 : NewTom 5G : en position assis ou couché (utilisé dans notre étude) b) Avantages et inconvénients Les avantages du CBCT sont multiples : la résolution spatiale est très bonne, jusqu’à 75µm après reconstruction. La taille du champ de vue est variable ce qui permet de réduire le champ de vue à la zone explorée pour limiter l’irradiation. De plus, la dose d’irradiation est plus faible qu’avec le scanner. De multiple études ont montré une réduction de la dose absorbée et de la dose efficace sur la thyroïde et les glandes salivaires (18,19,54). Ce qui n’est pas négligeable puisqu’en 2007 des recommandations ont été adoptées par la Commission Internationale de Protection Radiologique (CIPR) avec une révision des doses efficaces sur la thyroïde et l'inclusion des glandes salivaires comme un tissu pondéré (55). La durée de l'acquisition est relativement courte comparée aux autres modalités de même résolution, ce qui limite les artéfacts de mouvement mais l’examen nécessite une immobilité parfaite de la part du patient, donc celui-ci n’est pas réalisable chez les petits enfants ou chez des patients agités. Les artéfacts métalliques générés par les implants semblent moins importants pour le CBCT qu'avec le scanner conventionnel (56). En revanche une autre étude s’est intéressée aux artéfacts métalliques secondaires au matériel d’ostéosynthèse sur le scaphoïde et montre que les artéfacts métalliques sont plus importants dans le CBCT que pour le scanner hélicoïdal (57). L’inconvénient essentiel du CBCT est sa faible résolution en contraste. Il n'existe pas de fenêtre de visualisation à la différence du scanner. On ne peut donc pas analyser les tissus mous. Par exemple, l’analyse des tumeurs mandibulaires n’est pas à faire sur le Cone Beam puisqu’une éventuelle extension aux parties molles ne sera pas visible. De même pour 26 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) l’analyse des articulations temporo-mandibulaires, le disque n’est pas visualisé au CBCT il faudra préférer l’IRM. Ces recommandations ont été définies par l’HAS en 2009 (58). c) Applications Les domaines d’application du CBCT sont multiples. Initialement commercialisé pour l’imagerie dento-maxillo-faciale, le Cone Beam est utilisé en radiothérapie ciblée, dans l’imagerie ORL et ostéoarticulaire. - Dans l’imagerie dentaire, le CBCT est utilisé en implantologie car il permet un examen tridimensionnel afin d’évaluer la qualité de l’os résiduel, d’étudier les structures anatomiques voisines et de mesurer la distance avec le canal alvéolo-dentaire (59,60). En orthodontie, le Cone Beam permet une bonne visualisation des lésions péri apicales du fait de se bonne résolution spatiale (23,24). - En radiothérapie, le CBCT est utilisé dans le traitement des cancers prostatiques, cérébraux et pulmonaires avec de bons résultats (22,61,62). - Dans l’imagerie ostéoarticulaire, actuellement quelques études rapportent l’intérêt du CBCT pour l’analyse des fractures et après arthrographie (63–67). - En ORL, le Cone Bean est utilisé dans l’étude de l’oreille moyenne pour déterminer la position des implants ou dans le cadre d’un bilan préopératoire d’une tympanoplastie (68,69). Les utilisations ont été définies par l’HAS en 2009 afin de ne pas multiplier les examens irradiants et de respecter les principes fondamentaux de justification et d’optimisation de l’irradiation (58). L’HAS conclue que « les performances techniques et dosimétriques de l’examen CBCT peuvent permettre de le proposer dans des indications cliniques bien sélectionnées soit pour le diagnostic de pathologies et pour un bilan préopératoire, enendodontie, chirurgie buccale et implantaire voire parodontale, quand l’étude des tissus mous n’est pas requise. A ce jour, des études supplémentaires sont encore nécessaires pour apprécierl’apport du CBCT dans certaines indications maxillo-faciales, en orthodontie et ORL » (58). 27 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) 5) Détail de la méthode Vingt-quatre radius distaux ont été scannés avec le CBCT (Newtom 5G) et l’HR-pQCT (XtremeCT, Scanco Medical AG, Brüttisellen, Switzerland) :13 hommes, 11 femmes, âge moyen 81,3 années, entre 65-98 ans. Les échantillons d'os humains ont été obtenus à partir de don de corps au laboratoire d'Anatomie de la faculté de médecine Lyon Est (Fig.1-3). La problématique a été de définir la zone commune des radius scannés avec deux modalités différentes et deux résolutions différentes (82 et 75µm). De plus, les radius ont été scannés dans deux sens différents, ce qui a nécessité une rotation des images. Figure 1 : Exemple de radius scanné avec l'HR-pQCT: 82µm. Image en niveau de gris (gauche) et segmentée après évaluation (droite). Figure 2 : Exemple de radius scanné avec le Newtom 5G: 75µm. Image en niveau de gris (gauche) et segmentée après évaluation (droite). 75µm 150µm Figure 3 :Exemple de radius scanné sur le NewTom 5G avec deux résolutions différentes: 75 et 150 µm: visibilité des travées meilleure avec la résolution à 75µm. 28 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Nous avons rattaché une courbe de calibration des densités aux examens scannés au CBCT. Pour se faire nous avons scanné le fantôme de l’HR-pQCT sur les deux machines et mesuré les densités des zones connues (Fig.4). 100 400 200 A B 800 C Figure 4: fantôme de l’HR-pQCT scanné sur l’HR-pQCT(A) et le NewTom 5G(B) et valeur en mgHA/cm3(C). Nous avons dû réaliser une rotation des images du Newtom de 180° puis changer la résolution des images initialement à 75µm en les mettant à 82µm. Une fois ces étapes effectuées, nous avons déterminé larégion commune enréalisant un recalage en 3D (Fig. 5-7). HR-pQCT Rotation 180° CBCT Rescale Figure 5 : Recalage 3D, après rotation et changement de résolution des images du CBCT (75→ 82µm). Recalage par les boites : le violet est la zone commune entre les deux images. 29 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Figure 6 : Exemple de recalage réussit: les contours correspondent parfaitement. Figure 7 : Exemple d’un échec de recalage: il existe un décalage des contours avec un angle entre les deux examens. Les images scannées au CBCT ont été évaluées avec le logiciel de l’HR-pQCT en modifiant les paramètres afin d’obtenir la meilleur visualisation des travées et de la corticale possible ; plusieurs essais ont été effectués sur différents radius (Fig. 8). A B Figure8 : Image native en niveau de gris (A) et image segmentée avec différents paramètres (B). 30 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) 6) Résultat : Article Clinical Cone Beam Computed Tomography compared to High Resolution peripheral Computed Tomography in the assessment of distal radius bone C. de Charry2, S. Boutroy1, R. Ellouz1, F. Duboeuf1, R. Chapurlat1, H. Follet1, J.B. Pialat1,2,* 1. INSERM UMR 1033, Université de Lyon, France 2. Department of radiology, Hôpital E. Herriot, Hospice Civil de Lyon, France *Corresponding author: Pr Jean-Baptiste Pialat, MD, PhD Hôpital Edouard Herriot, Pavillon B Radiologie 5, Place d'Arsonval, 69437 Lyon cedex 03 France Phone : +33 4 72 11 61 80 Fax: +33 4 72 11 61 99 E-mail : [email protected] 31 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Abstract Objective: High Resolution peripheral Quantitative Computed Tomography (HR-pQCT) appears to be the gold standard technique to assess bone microarchitecture in vivo. Yet, this technology is so far only applicable at peripheral sites, in only few research centers with limited availability. Clinical Cone Beam Computed Tomography (CBCT) is more widely spread but quantitative assessment of the bone structure is usually not performed. We aimed to compare the assessment of bone structure with these two modalities. Methods: Twenty four distal radius specimens were scanned with CBCT (NewTom 5G, QR, Verona, Italy) and HR-pQCT (XtremeCT, Scanco Medical AG, Brüttisellen, Switzerland) at a voxel size of 75 (reconstructed) and 82 µm respectively. A rescaling-registration scheme was used to define the common volume of interest. Cortical and trabecular compartments were separated using a semiautomated double contouring method. Density and microstructure were assessed with the HR-pQCT software on both modalities images. Results: Excellent correlations were found between HR-pQCT and CBCT for geometry parameters (r=0.98-0.99), volumetric density (r=0.91-0.99) and trabecular structure (r=0.94-0.99). Correlations were lower for cortical microstructure (r=0.80-0.89). However, absolute differences were observed between modalities for all parameters, with an overestimation of the trabecular structure (trabecular number: 1.62±0.37 vs. 1.47±0.36 mm-1) and an underestimation of the cortical microstructure (cortical porosity: 3.3±1.3 vs. 4.4±1.4 %) assessed on CBCT images compared to HR-pQCT images. Conclusions: Distal radius microarchitecture assessment is feasible with clinical CBCT but less accurate than with HR-pQCT. Further technical developments should lead to increased acquisition size and improved image resolution while limiting the patient irradiation. Keywords: HR-pQCT, CBCT, bone microarchitecture, 3D registration. 32 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Introduction Osteoporosis (OP) is a major public health problem, with a high impact on quality of life, significant physical, psychosocial and financial consequences and increases high the rate of morbidity [1]. The physiopathology of OP relies on two main phenomenon low bone mass and deterioration of microarchitecture leading to bone fragility and increased bone fractures [2, 3]. The diagnosis of OP is based on decreased values of areal Bone Mineral Density (aBMD) measured by dual-energy X-ray absorptiometry (DXA)[1], however several studies demonstrated that bone density is not trustworthy to predict insufficiency fractures [4–7]. Volumetric exploration allows for specific analysis of the trabecular and cortical component of the bone with output such as cortical thickness and porosity or trabecular thickness, separation or trabecular shape (rod or plate) that have been demonstrated as related to bone strength and fragility fractures [8–10]. These parameters can be studied in vivo with tolerable spatial resolution by High Resolution peripheral Quantitative Computed Tomography (HRpQCT). It is currently used to follow microarchitectural and density parameters in clinical longitudinal studies [2, 11–14]. HR-pQCT is a 3D imaging technique assessing distal radius and tibia with an isotropic voxel size of 82µm and a very low effective radiation dose (about 3µSv). It is based on a cone beam technology creating multiple two-dimensional projections by a single rotation of the source and detector to generate 3D volume and surface reconstruction. This technique has been also developed for clinical application over the last 15 years [15], mainly in the area of maxillofacial orthopedic dentistry imaging and orthodontics [16, 17] or to guide radiation therapy [18, 19]. This clinical Cone Beam Computed Tomography (CBCT) has also sub-millimeter spatial resolution and the development of scanner with horizontal or adjustable geometry with relatively fast acquisition (18-24 seconds) and larger fields of view incited to assess the extent of its clinical scope. Moreover, even if the CBCT is more irradiant than the HR-pQCT, it is lower than Multidetector computed tomography (MDCT) radiation dose [20–23]. CBCT can be an alternative tool in the analysis of the microarchitecture, because even though its resolution is lower than the HR-pQCT, this scanner is more readily available, faster and allows a larger stack of investigation which makes it potentially interesting. 33 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) In the field of skeletal imaging, CBCT has been tested to study fractures [24, 25] or to perform CT arthrography [26], and to date, few studies focused on the interest of clinical CBCT for bone quality assessment except in dentomaxillar application. Hua et al. studied mandibular bones with DXA and CBCT and they suggested that fractal analysis and bone area measurement can evaluate bone quality on CBCT images, but not density measurements [33]. Koh et al. studied the potential use of computed tomography indices (CTCI) on the CBCT for assessment of the BMD in postmenopausal osteoporotic women. The conclusion was that CTCI on the CBCT images can be used to assess the osteoporotic women [34]. The aim of this study was then to evaluate the ability of a clinical CBCT to assess bone quality from distal radius specimen harvested from cadaveric dissection compared with the dedicated HR-pQCT. Material and methods Twenty four distal cadaveric radius, 13 men - 11 women, mean age 81 years ranging from 65 to 98 years were scanned with CBCT and HR-pQCT. These bone samples were obtained from French body donation to science program (Laboratory of Anatomy, Faculty of Medicine Lyon Est, University of Lyon, France). Cone beam CT acquisition The CBCT was performed with NewTom 5G (QR, Verona, Italy) using the ultra-high resolution protocol with the following parameters: effective energy of 110 kVp, variable mAs, matrix size of 672 x 672 and field of view (FOV) of 12 x 8 cm center on radius. Approximately 8 cm was acquired beginning at the distal endplate of the radius. Acquisition time was 28 seconds with an effective dose of approximately 60 μSv (mean radiation dose (CTDI) = 12.6 mGy). 34 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) HR-pQCT acquisition We used the clinical protocol of the XtremeCT HR-pQCT scanner (Scanco Medical AG, Brüttisellen, Switzerland) to scan distal radius with a nominal isotropique resolution of 82 µm [11]. Briefly, an antero-posterior scout view was used to define the measurement region by manually placing a reference line at the endplate of each skeletal site. As specified by the manufacturer, the first CT slice was 9.5mm proximal to the reference line. A stack of 9.02mm (110 CT slices) was obtained using the following parameters: effective energy of 60 kVp, x-ray tube current of 95 mA, matrix size of 1536 x 1536 and FOV of 126 mm in diameter. Acquisition time was 3 minutes with an effective dose < 5 μSv (mean radiation dose (CTDI) = 5.5 mGy). 3D image registration Since the volume of interest (VOI) and the positioning of the distal radius differed between modalities, a 3D registration algorithm based on maximizing image correlation [27] was used to ensure that identical VOI were analyzed. Previous to 3D registration, the CBCT grey level images were downsampled along the x, y and z directions by a factor of 1.094 to obtain a resolution of 82µm and rotated along the xz direction to match the orientation of HR-pQCT images (Fig. 1). The 3D rigid registration method was applied to register the CBCT images to the HR-pQCT images using a multi-resolution scheme (10, 4 and 1) and a linear interpolation technique. The overlap corresponding to the largest common VOI was defined on the transformed CBCT and HR-pQCT images. To avoid errors associated with interpolating original CBCT images, the mask of the overlap was transformed back into the frame of CBCT images and re-sampled to a voxel size of 75 µm. All analyses were thereafter performed on non-transformed images. Image processing and evaluation All images were processed with the HR-pQCT manufacturer’s analysis software (μCT Evaluation v6.5, Scanco Medical AG, Brüttisellen, Switzerland). The HR-pQCT images were segmented semiautomatically using a Gaussian filter and a threshold-based algorithm according to the standard patient protocol. For the CBCT images, the segmentation was optimized visually from grey level images (Fig. 35 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) 1.B). The separation of the cortical and trabecular bone compartment was based on a double contouring method of the periosteal and endosteal margins. Geometry (Total Volume, TV in mm3) and volumetric bone mineral density (vBMD in mg HA/cm3) were evaluated on the total (Tt.TV and Tt.vBMD), cortical (Ct.TV and Ct.vBMD) and trabecular (Tb.TV and Tb.vBMD) compartments. Trabecular structural parameters: trabecular number (Tb.N, mm−1), trabecular separation (Tb.Sp, μm), trabecular distribution (Tb.Sp.SD, μm) and trabecular thickness (Tb.Th, μm) were measured without model assumption [8]. Statistical Analysis Descriptive statistics were summarized by means and standard deviation. Parameters measured from CBCT and HR-pQCT images were compared by paired Student t-test and their relationships were studied by Pearson correlation test. Bland-Altman plots were provided for qualitative estimate of accuracy. Dotted lines represented the lower and higher limit of agreement, i.e. average difference ± 1.96 standard deviation of the difference. Statistical analyses were performed using JMP 7.0 (SAS Institute INc., Cary, NC, USA). Results 3D registration accuracy and geometry A careful visual check of each 3D registration result was performed by overlying both modalities images into one color-coded image (Fig. 1). The overlap represented the largest common VOI corresponding to the clinical HR-pQCT measurement stack. Evaluations were thereafter performed in the initial frame and resolution of each imaging modalities. For all samples, the total VOI was slightly lower for CBCT than for HR-pQCT (-1.7%, p≤0.001, Table 1). The differences, ranging from -3 to 121 mm3 were normally distributed, i.e. random and within the limit of agreement defined on the Bland-Altman plot (Fig. 2). Cortical (Ct.TV) and trabecular (Tb.TV) volume showed high correlations (r>0.98) and good agreement between scanners, with mean values lower by -3.3% and -1.4% respectively with CBCT than HR-pQCT. 36 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Volumetric density A single calibration equation was used for all CBCT scans. This equation was defined after scanning 4 times a phantom containing 5 rods of HA with known densities of 0, 100, 200, 400 and 800 mg HA/cm3 (phantom HR-pQCT: QRM, Moehrendorf, Germany), on the CBCT device. Despite mean values differences between CBCT and HR-pQCT measurements (Table 1), significant correlations were observed between both techniques, ranging from 0.91 to 0.99 (p≤0.001). Ct.vBMD was systematically lower, whereas total and trabecular vBMD were systematically higher with CBCT than HR-pQCT (Fig. 2). Differences between the 2 techniques were smaller for higher values of Ct.vBMD and smaller values of Tt.vBMD and Tb.vBMD, and not randomly distributed for Ct.vBMD. Moreover, a few values were out of the limit of agreement between the two techniques. Trabecular structure Trabecular parameters were well correlated between the two scanners (r>0.94) except for the trabecular number (Tb.Th, r=0.94). The differences ranged from 9 to 23% (Table 1). Bland-Altman plots showed an increase in Tb.Sp difference with higher values of the measured parameters (Fig. 3). Cortical porosity Percentage of porosity (Ct.Po), volume (Ct.Po.V) and pore diameter (Ct.Po.Dm and Ct.Po.Dm.SD) are correlated with lower coefficient values than the other parameters (r: 0.80-0.89). There is wide range of difference from 5% for Ct.Po.Dm.SD to more than 25.2% for Ct.Po (Table 1). Values were homogeneously dispersed on the Bland-Altman (Fig. 3). These parameters were systematically higher when measured by HR-pQCT than by CBCT. Discussion Micro-computed tomography (μCT) allows an accurate assessment of bone density and structure, but is limited by its ex vivo condition. Recent advances in non-invasive imaging techniques, such as highresolution-MRI and HR-pQCT, permit in vivo assessment of bone structure [30–32], with limitations inherent to the techniques. MRI has higher cost, longer acquisition time and cannot assess the bone 37 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) density but architecture only, whereas HR-pQCT is restricted to peripheral skeleton with limited acquisition size and limited access mostly in the field of clinical research. Development of CBCT in clinical applications is actually extended by horizontal geometry scanner, out of the field of dentomaxillar applications. The present study showed interesting correlations between HR-pQCT and CBCT for structure parameters. Geometric and trabecular parameters measured with CBCT were close to HR-pQCT, except for Tb.Th (r=0.94, percentage difference of 22.9%). Cortical porosity and showed lower correlations and higher discrepancies. This could be related to the resolution difference between the two scanners. Indeed, HR-pQCT has 82 µm3 voxels size coming from the binning of 4 nominal 41µm2 pixels of the detector whereas the 75 µm3 voxels size claimed by the CBCT images are reconstructed from a 127 µm2 detectors. This resolution dependency of the trabecular parameters has been reported with similar results. Comparison between histomorphometry and μCT showed good correlations for trabecular parameters with Tb.Th as the least accurate [8]. Other studies comparing HR-pQCT and μCT and showed similarly that Tb.Th was the most altered parameter when resolution decreased [36, 37]. This is related to the calculation method exposed to variation related to the partial voluming. It can be explained by the different resolutions at the origin of side effect and thus blurring which makes the analysis of CBCT images less accurate than the HR-pQCT [35]. Before analysis, the first step was to define the common region of interest of both modalities images. It necessitated a resampling of the CBCT images to fit with the isotropic 82 µm pixel of the HR-pQCT images, which can also lead to slight computational error [27]. The largest discrepancies were found for densities. Trabecular density obtained with the CBCT was higher than measured by HR-pQCT contrary to cortical density which was lower. Studies already reported that the use of intensity values in CBCT images is may not be reliable. Density measurements in CBCT are variable and depend on the position of the structure to be scanned. It was already shown by Nackaerts, he showed a large fluctuations in intensity values when removing a repositioning a 38 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) phantom [38]. They concluded that densities values are influenced by device, imaging parameters and positioning. Filtration and monochromatic aspect of the beam is differs between the two scanners and lead to different attenuations. The inaccuracy of intensity values can be explained by the beam hardening phenomenon, which causes artifacts on the reconstructed images, spreading part of the cortical attenuation within the trabecular compartment. HR-pQCT is specifically dedicated to distal limb analysis, with specific casts to maintain distal radius and tibia, contrary to CBCT which have a larger table on which the specimens are more likely to not be exactly centered. We had determined a straight linear calibration by scanning the same calibration phantom on the two machines to be as precise as possible. So we must remain cautious in the interpretation and comparisons of the densities. The radiation dose delivered by the HR-pQCT was twice lower than by the CBCT. The latter is more irradiant but allows exploring a wide portion of the bone (8 cm) whereas HR-pQCT allows only an analysis of 9.02mm. This could benefit to biomechanical tests using of micro-finite element (µFEA). Bone stiffness in compression, torsion and bending could be evaluated on a bigger area. Boyd and al. demonstrated that the size of the studied section modestly affected the μFEA when tested in compression [39], but for torsion and bending forces, a larger acquisition of the distal bone enforces the quality of the results. More, a large exploration in the Z axis could also assess very distal and more proximal radius in the same acquisition. These two portions of the bone have been showed having different information. The main limitation of this study is the variable mAs that were used to scan the specimens with the CBCT. This machine dedicated to medical application includes in the acquisition protocol an adaptative mAS for dose limitation that could impacted the results, and could be part of the explanation for density variations. Another limitation of this study was the choice of the parameters for the evaluation of the CBCT images with an analysis tool developed for HR-pQCT images. Parameters as sigma, cortical threshold were tested with various values on 3 specimens and adapted for CBCT analysis based on visual comparison between images from CBCT and HR-pQCT. Cadaveric study is optimal for image comparison, because there is no risk of motion artifacts. Cautious image quality evaluation required if in vivo analysis is conducted. The influence of motion 39 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) artifacts on CBCT thus was not assessed. Therefore, CBCT is not a machine dedicated to the analysis of the microarchitecture, so if we want to intend to perform a reliable analysis of the microarchitecture with CBCT, it is necessary to improve the filtering of the beam, to develop a calibration protocol for densities, to adapt the acquisition protocol for mAs uniformity and to manufacture casts for better reproducibility of the positioning and to reduce the risk of motion during the acquisition. In conclusion, while structure analysis of trabecular bone has been extensively studied and validated with MRI and HR-pQCT, experience with CBCT systems is still limited. However, this preliminary study showed the feasibility of trabecular structure analysis at the radius with CBCT, even if results are less accurate than with HR-pQCT. CBCT might allow an analysis of a larger area in a limited clinical time. 40 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Table legend Table 1: Mean values and correlations between geometry, density and micro-structural parameters (mean±SD) assessed by CBCT and HR-pQCT Figure legend Fig.1: A. Process used to define the common region between CBCT and HR-pQCT images. B. Grayscale and segmentation image of the distal radius for HR-pQCT (a.) and CBCT (b.) images. Fig. 2 Bland-Altman plots between CBCT and HR-pQCT of geometry and density parameters. Dotted lines represented the limit of agreement (average difference ± 1.96 SD). Fig. 3 Bland-Altman plot between CBCT and HR-pQCT of trabecular and cortical structure. Dotted lines represented the limit of agreement (average difference ± 1.96 SD). 41 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) References 1. NIH Consensus Development Panel on Osteoporosis Prevention, Diagnosis, and Therapy (2001) Osteoporosis prevention, diagnosis, and therapy. Jama J Am Med Assoc 285:785–795. 2. Stauber M, Rapillard L, van Lenthe GH, et al. (2006) Importance of individual rods and plates in the assessment of bone quality and their contribution to bone stiffness. J Bone Miner Res Off J Am Soc Bone Miner Res 21:586–595. doi: 10.1359/jbmr.060102 3. Link TM, Bauer J, Kollstedt A, et al. (2004) Trabecular bone structure of the distal radius, the calcaneus, and the spine: which site predicts fracture status of the spine best? Invest Radiol 39:487–497. 4. 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B. 45 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Table 1: Mean values and correlations between geometry, density and micro-structural parameters (mean±SD) assessed by CBCT and HR-pQCT CBCT (mean±SD) HR-pQCT (mean±SD) Mean Difference (%, vs. HR-pQCT) Correlation (r) Geometry Tt.TV (mm3) Ct.TV (mm3) Tb.TV (mm3) 3187 ± 831 508 ± 140 2680 ± 767 3243 ± 845 524 ± 139 2719 ± 781 -1.7 ** -3.3 * -1.4 ** 0.99 ** 0.98 ** 0.99 ** Density Tt.vBMD (mg/cm3) Ct.vBMD (mg/cm3) Tb.vBMD (mg/cm3) 319 ± 82 738 ± 110 234 ± 62 241 ± 77 836 ± 83 158 ± 54 35.3 ** -12.0 ** 55.4 ** 0.99 ** 0.91 ** 0.98 ** Trabecular structure Tb.N (mm-1) Tb.Th (µm) Tb.Sp (µm) Tb.Sp.SD (µm) 1.62 ± 0.37 254 ± 20 637 ± 272 312 ± 188 1.47 ± 0.36 207 ± 14 719 ± 291 339 ± 189 10.9 ** 22.9 ** -11.7 ** -8.9 * 0.99 ** 0.94 ** 0.99 ** 0.98 ** Cortical structure Ct.Po (%) 3.3 ± 1.3 3 Ct.Po.V (mm ) 15.4 ± 7.4 Ct.Po.Dm (µm) 204 ± 24 Ct.Po.Dm.SD (µm) 98 ± 18 * p<0.05, ** p≤0.001 4.4 ± 1.4 19.5 ± 9.2 215 ± 26 105 ± 25 -25.2 ** -18.9 ** -4.6 ** -5.3 * 0.80 ** 0.89 ** 0.88 ** 0.85 ** 46 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Fig. 2 Bland-Altman plots between CBCT and HR-pQCT of geometry and density parameters. Dotted lines represented the limit of agreement (average difference ± 1.96 SD). Tt.TV 120 20 -80 500 1500 2500 3500 4500 Mean (mm3) difference (mm3 ) difference (mm3) Tb.TV 160 110 60 10 -40 1500 2500 3500 Mean 4500 (mm3 5500 ) difference (mm3 ) Ct.TV 90 40 -10 -60 200 400 Mean 600 (mm3 800 ) 47 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Fig. 3 Bland-Altman plot between CBCT and HR-pQCT of trabecular and cortical structure. Dotted lines represented the limit of agreement (average difference ± 1.96 SD). 48 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) 7) Discussion Cette étude a montré que le scanner Cone Beam pouvait être une modalité d’imagerie intéressante dans l’évaluation de la microarchitecture osseuse. En effet, même si les valeurs absolues entre le CBCT et l’HR-pQCT diffèrent, les corrélations sont bonnes. On rappelle que le CBCT a une très bonne résolution spatiale mais que le champ de vue est réduit. Ce qui limite les indications de cette imagerie à une zone ciblée. Le CBCT a su trouver sa place dans l’imagerie dento-maxillo-faciale avec de très bons résultats et une irradiation limitée (23,24,59,60). Actuellement le CBCT a une place non négligeable dans l’imagerie dentaire mais reste peu développé dans les autres explorations. Toutefois, ses indications tendent à s’élargir avec plusieurs études qui décrivent son intérêt dans l’imagerie musculosquelettique et ORL (63,65–67,70). Alors que de multiples études ont comparé les capacités de l’IRM à haute résolution et du µCT dans l’évaluation de la microarchitecture osseuse, aucune étude n'a encore évalué la contribution du CBCT dans l'analyse de la microarchitecture (42,50). Ces études ont montré que l'avancement récent des techniques d'imagerie non invasives à haute résolution (IRM et HR-pQCT), permettaient une évaluation fiable de la structure osseuse (14–16). Quelques d'études ont évalué la contribution du CBCT dans l’analyse de l'ostéoporose mais elles ne s’intéressaient pas aux données géométriques (71,72). Hua et al. a étudié la surface et la densité osseuse mandibulaire en comparant la DXA et le CBCT. Son étude suggère que la qualité de l'os : l'analyse fractale et la mesure de la surface osseuse, peut être évaluée de façon fiable sur les images du CBCT. En revanche, la mesure de la densité ne semble pas être valide (71). Koh et al. a scanné sur le CBTC, les mandibules de femmes ménopausées et ostéoporotiques. Il a comparé les données de la DXA avec plusieurs mesures sur la mandibule. La conclusion de son étude était que les index calculés sur les images du CBCT peuvent être utilisés pour évaluer l’ostéoporose (72). Notre étude illustre le fait que, bien que le CBCT ne soit pas un scanner dédié à l’étude de la microarchitecture, il peut être un examen intéressant dans l'analyse de la structure osseuse, sous réserve de quelques limites. Notre étude a montré des corrélations significatives entre l’HR-pQCT et le CBCT pour tous les paramètres. Le recalage en 3D a permis une analyse des mêmes zones; la petite différence de volume de 1,7%, vient probablement du changement de résolution et du processus de rééchelonnement (passage de 75 à 82µm et inversement). 49 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Les paramètres trabéculaires mesurés avec le CBCT étaient proches de ceux de l’HR-pQCT, alors que pour les paramètres de densité et de porosité corticale des différences plus importantes ont été trouvées. Parmi les paramètres trabéculaires, on retrouve une corrélation élevée entre les deux modalités d’examens pour le nombre (Tb.N) et la séparation des travées (Tb.Sp). En revanche des différences ont été observées pour l’épaisseur des travées (Tb.Th). Le CBCT surestime de façon systématique ce paramètre. On peut expliquer cette surestimation par la différence de résolution entre les deux examens. Le CBCT n’a pas une résolution nominale de 75µm mais un peu plus élevée, à l'origine de flou qui rend l'analyse des images de CBCT moins précise que l’HR-pQCT. Une importante différence entre les deux modalités d’imagerie a été constatée dans la mesure de la densité. Nous avons remarqué que la densité trabéculaire obtenue avec le CBCT était plus élevée que celle mesurée par l’HR-pQCT mais que la densité corticale était plus faible. Nous savions que l'utilisation des valeurs de densité dans l’imagerie Cone Beam n'est pas fiable. Les mesures de densité en CBCT sont variables et dépendent de la position de la structure à analyser. Il a déjà été démontré par Nackaerts une grande fluctuation des valeurs d'intensité en fonction de la position du fantôme (73). Les valeurs de densités sont influencées par la filtration, la collimation des rayons et le positionnement de la structure à scanner. L'imprécision des valeurs d'intensité peut être expliquée par le phénomène de durcissement du faisceau, qui entraîne des artefacts sur les images reconstruites. Pour essayer de s’affranchir de cette variabilité, nous avons scanné un fantôme sur les deux machines et nous avons déterminé une droite de calibration linéaire. Toutefois, la reproductibilité des résultats est limitée. En effet, le Newton n'est pas un scanner dédié à l'étude de la microarchitecture et nous n'avons pas encore de protocole précis, standardisé pour réaliser des examens reproductibles. Contrairement au Scanco, qui a un protocole très précis pour le positionnement du radius (dans une attelle) et pour le placement des boites d’acquisition, précisément pour surmonter ces variations et permettre un seuillage de densité. Notre étude a montré que le NewTom est deux fois plus irradiant que l’HR-pQCT. Mais il explore un plus grand champ de vue avec une acquisition possible sur plusieurs centimètres tandis que l’HR-pQCT ne permet qu'une analyse sur 9,02mm. Il pourrait être intéressant d’analyser la résistance osseuse en compression, en torsion, en flexion et en cisaillement avec la méthode de la FEA sur une plus grande zone, ce qui permettrait une meilleure compréhension de la résistance osseuse. 50 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) Un autre avantage de la technique du CBCT est sa courte durée d'acquisition qui prend une vingtaine de secondes contrairement à l'HR-pQCT qui dure 3 minutes. Le raccourcissement du temps d'acquisition pourrait diminuer les artéfacts de mouvement. Une limite de cette étude réside dans le choix des paramètres d'évaluation avec la modification du protocole standard. Nous avons réalisé de multiples essais d’évaluation en modifiant les paramètres pour arriver au meilleur résultat visuelle possible. Les paramètres d'évaluations ont donc été optimisés mais leurs choix restent subjectifs. Comme nous l’avons déjà évoqué, le CBCT n'est pas un scanner dédié à l'analyse de la microarchitecture. Donc si l’on veut réaliser des analyses fiables et reproductibles, il est nécessaire d'améliorer l'étalonnage en densité avec une calibration de la densité et de mettre au point un protocole de réalisation du scanner qui soit reproductible (position du radius, position des coupes). En conclusion, alors que l'analyse de la structure de l'os trabéculaire et cortical a été largement étudiée et validée avec l'IRM et l’HR-pQCT, l’expérience avec le Cone Beam reste encore limitée. Cette étude préliminaire a montré la faisabilité de la méthode dans l'analyse de la structure trabéculaire du radius. Même si les résultats sont moins précis qu'avec HR-pQCT, le CBCT pourrait permettre l'analyse d'une grande surface en un temps limité. 51 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0) REFERENCES BIBLIOGRAPHIQUES 1. 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Un recalage tridimensionnel a été utilisé pour déterminer la zone commune entre les deux radius en prenant comme référence la zone traditionnellement analysée par l’HR-pQCT. Les paramètres de microarchitecture ont été calculés en utilisant le programme d'évaluation standard de l’HRpQCT. Les paramètres de géométrie, de microarchitecture et de densité ont été évalués par des tests de corrélation linéaire et des tests de Bland-Altman. Résultats D’excellente corrélations ont été trouvées entre l’ensemble des paramètres de l’HR-pQCT et du CBCT pour les paramètres de géométries (r=0.98-0.99), de densité (r=0.91-0.99) et de structure trabéculaire (r=0.94-0.99). Les volumes totaux (Tt.TV, mm3) étudiés étaient presque identiques entre les deux examens (différence moyenne = 1,75%), attestant de la qualité du recalage 3D. Les corrélations était plus basse pour la microarchitecture corticale (r=0.800.89). Pourtant, des différences en valeurs absolues étaient observé entre les deux modalités d’imageries pour tous les paramètres, avec une surestimation de la structure trabéculaire (trabecular number: 1.62±0.37 vs. 1.47±0.36 mm-1) et de sous-estimation pour les paramètres de microarchitecture corticaux (cortical porosity: 3.3±1.3 vs. 4.4±1.4 %) évalué sur les images de CBCT comparé aux images d’HR-pQCT. Conclusions L'analyse de la microarchitecture du radius distal est réalisable avec le CBCT avec moins de précision que l’HR-pQCT. Toutefois la plus grande accessibilité de cette technologie et la plus grande taille d’acquisition pourraient permettre de réaliser des essais mécaniques sur l'os pour une zone plus importante. MOTS CLES:HR-pQCT, CBCT, micro-architecture, registration 3D JURY: Président : Monsieur le Professeur Jean Baptiste Pialat Membres : Monsieur le Professeur Roland Chapurlat Monsieur le Professeur Frédéric Rongieras Monsieur le Docteur Thierry Vitry DATE DE SOUTENANCE : le 24 septembre 2014 Adresse de l’auteur : 136 avenue Général Frère, 69008 Lyon Mail: [email protected] 60 DE CHARRY (CC BY-NC-ND 2.0)
