L’imagerie de projection est la radiographie conventionnelle qui permet des résolutions proches de 200 µm et concerne des sites périphériques (calcanéum et radius) [ 5, 6]. L’analyse in vivo au niveau du rachis est beaucoup plus complexe, car il existe une trop grande variabilité des images en raison de l’importante épaisseur de tissus mous à traverser. Dans tous les cas, ces techniques nécessitent que les paramètres d’acquisition soient standardisés. L’évolution technologique s’oriente vers des détecteurs numériques tels que les capteurs à iodure de césium (C-MOS) dont les principaux avantages sont une très bonne résolution (de l’ordre de 100 µm), une calibration possible et une utilisation de logiciels d’analyse de texture facilitée. Appliqué au calcanéum, un appareil dédié a montré sa capacité à identifier les patientes ayant des antécédents de fractures, et la reproductibilité des mesures [ 7]. L'image de DXA a été proposée comme support à l’analyse de texture, reflet de la microarchitecture au niveau du calcanéum [ 8] et du rachis, ce dernier qui est un site habituel de fractures et de mesure de la densité minérale osseuse [ 9, 10].

Le principal avantage des méthodes 3D utilisées sur des sujets in vivo est de pouvoir faire une analyse séparée de l’os trabéculaire et de l’os cortical. La résolution spatiale des scanners multibarrettes utilisés en routine clinique est de 150 à 300 µm avec des épaisseurs de coupe au mieux de 300 µm, ce qui reste insuffisant pour analyser individuellement les travées. Avec les volumic quantitative computed tomography (V-QCT), on peut obtenir un voxel isotrope (volumetric pixel) et, en théorie, des images du squelette axial, mais la résolution reste insuffisante et l’irradiation élevée.

Une résolution de 82 µm³ a été obtenue pour l’analyse de la micro-structure trabéculaire sur des os périphériques tels le radius et le tibia [10]. Dans ce cas, on parle de HR-pQCT pour high resolution peripheral quantitative computed tomography. La dose effective reçue par le patient est faible, environ 3 μSv au radius [ 11]. Seuls les os périphériques sont accessibles compte tenu de l’irradiation nécessaire pour obtenir des images de cette résolution. Les différences de microstructure osseuse selon le sexe ont pu être étudiées, et dans différentes pathologies comme par exemple l’hyperparathyroïdie primitive ou l’insuffisance rénale chronique [ 12] (Figure 1).

En IRM, la meilleure résolution obtenue avec des appareils de routine clinique à 1,5 teslas est de 156 µm ×  156 µm × 300 µm sur le radius in vivo [ 13]. Le faible rapport signal sur bruit (S/B) limite actuellement l’analyse de l’os trabéculaire qui est caractérisé par un faible signal. Les examens sont longs et coûteux, et les artéfacts dus aux mouvements sont fréquents. Seuls les sites périphériques comportant de la moelle graisseuse permettent l’utilisation d’antennes de surface qui donnent un S/B suffisant. D’autre part, le S/B a aussi pu être amélioré en utilisant une IRM à 3 teslas avec une résolution de 156 µm × 156 µm × 500 µm [ 14], mais il est toutefois peu amélioré à 7 teslas [ 15]. Le principal avantage de cette dernière approche est qu’elle n’entraîne pas d’irradiation du patient.

L’histologie reste irremplaçable pour l’étude de la morphologie et des activités cellulaires. Mais l’évaluation de la microarchitecture réalisée sur une coupe bidimensionnelle (2D), tout en étant considérée comme incontournable, reste insuffisante pour représenter la structure 3D réelle.

La microCT (microcomputed tomography) par rayonnement synchrotron permet d’obtenir des résolutions de l’ordre du micron. Le principe est la reconstruction de coupes jointives à partir de projections 2D acquises successivement autour d’un axe de rotation. Le rayon X qui est extrait des lignes de lumière est monochromatique, ne diverge pas et possède une grande quantité de photons. C’est la méthode qui constitue le gold standard pour les analyses 3D [ 16]. L’utilisation aux résolutions submicroniques est possible et nécessite la gestion de gros volumes de données sur des centres d’intérêt plus réduits. L’utilisation du rayonnement synchrotron nécessite une infrastructure lourde qui existe en France sur deux sites : le european synchrotron radiation facility (ESRF) à Grenoble et le synchrotron Soleil à Saint-Aubin. Cette méthode de recherche est utilisée pour valider les autres méthodes d’investigation, et a déjà été utilisée pour explorer l’os humain [ 17] et les conséquences des traitements thérapeutiques [ 18].

Avec les appareils de laboratoire qui utilisent des rayons X conventionnels, le principe reste celui de la tomographie et les résolutions obtenues sont de 6 à 20 µm. Ce système s’est développé au cours de la dernière décennie parallèlement à l’évolution de la puissance de calcul informatique. Le rayonnement X est moins performant que celui du synchrotron [ 19]. Cette méthode tend à devenir la méthode la plus utilisée pour l’analyse de la microarchitecture osseuse in vitro (Tableau I). Les variations de la microarchitecture trabéculaire de l’os humain ont été étudiées à différents sites squelettiques et sous l’effet de l’ostéoporose [ 20], de la ménopause [ 21] et de divers traitements [ 22]. Pour tester l’effet des médicaments, le site squelettique le plus utilisé est la crête iliaque.

Tableau I. Échantillon Normal Ostéoporotique Image 3D Résultats BV/TV (%) 32,8 9,6 BS/TV (mm-1) 6,1 3,8 Tb.Th (μm) (méthode directe) 185 135 Tb.Sp (μm) (méthode directe) 454 878 Tb.N (mm-1) 1,77 0,71 DA 1,7 3,2 Tb.Pf -1,88 4,2 SMI 0,503 1,17 Exemple de résultats sur un os normal et ostéoporotique à partir de reconstructions 3D réalisées en microCT (résolution 16 µm). Tb.Pf : trabecular bone pattern factor ; BV/TV : bone volume/total volume ; Tb.Sp : trabecular spacing ; Tb.N : trabecular number ; SMI : structure model index.

Avec des champs magnétiques élevés, il est possible de faire de la microIRM. La meilleure résolution obtenue était dans le plan 23 µm x 23 µm avec une épaisseur de coupe de 39 µm [ 23]. L’image IRM dépend de la susceptibilité magnétique de l’interface travée/moelle qui augmente avec l’intensité du champ. Le type de séquence interfère sur la taille des travées. Cette dernière méthode reste toutefois du domaine de la recherche en imagerie.

La mesure des paramètres nécessite un seuillage de l’image préalable. Cette étape est en pratique très importante et conditionne la qualité des résultats. Les premiers paramètres de microarchitecture ont été développés par Parfitt [ 24]. Les paramètres morphométriques de base mesurés sont la fraction volumique de l’os (BV/TV pour bone volume/total volume, et le BS/TV pour bone surface/total volume), le nombre de travées (Tb.N pour trabecular number), l’épaisseur des travées (Tb.Th pour trabecular thickness) et l’espace entre les travées (Tb.Sp pour trabecular spacing). Le BV/TV correspond à la proportion de pixels d’os dans l’ensemble des pixels. La méthode la plus ancienne pour mesurer les paramètres sur les images est un ensemble de lignes test parallèles ou méthode du mean intercept length (MIL). Pour chaque direction, une grille est posée sur la structure, et le nombre d’intersections avec l’interface entre l’os trabéculaire et la moelle est comptabilisé. Ceci permet de mesurer le BS/TV et d’en déduire directement, par l’intermédiaire des modèles (plaque ou poutre), le nombre de travées, l’épaisseur des travées et l’espace intertravées. Des méthodes plus récentes utilisées en imagerie 3D mesurent les surfaces et les volumes à partir de la juxtaposition d’éléments structurants tels que des triangles (surface) pour BS et des hexaèdres (volume) pour BV ayant des caractéristiques géométriques connues [ 25]. D’autres, comme Hildebrand et al. [ 26], ont utilisé comme élément structurant une sphère pour une mesure directe de l’épaisseur des travées et de l’espace intertravées. Le paramètre Tb.N dérivé de l’inverse de la distance des axes médians de la structure trabéculaire est souvent utilisé [ 27]. Les autres paramètres peuvent être calculés à l’aide de modèles en plaque ou en poutre à partir de ces méthodes d’évaluation directe [24]. Dans l’histoire naturelle de l’ostéoporose, alors que la DMO ne diminue que de 3 % au cours d’une année, le BV/TV et le Tb.N vont diminuer, respectivement, de 20 % et de 13 % [ 28].

Les analyses topologiques peuvent être réalisées sur des images 2D ou 3D (meilleures). La technique du nombre d’Euler développée par Feldkamp et al. [ 29] caractérise le nombre de trous dans la structure, reflet direct de la connectivité. Une structure très connectée présente un nombre d’Euler très négatif. Cette méthode est très utilisée en 3D et nécessite des images d’excellente qualité. Il existe une relation linéaire positive entre le nombre de connexions et le module d’élasticité de l’os trabéculaire [ 30].

Le trabecular bone pattern factor (Tb.Pf) est basé sur l’existence de surfaces concaves et reflète la connectivité. Le principe s’appuie sur la mesure de la surface osseuse et du périmètre osseux avant et après dilatation des travées. Le périmètre des structures convexes augmente et le périmètre des structures concaves diminue, ce phénomène étant accentué pour l’os ostéoporotique [ 31].

Le structure model index (SMI) est un paramètre populaire déterminé à partir des calculs de la surface osseuse et du volume osseux avant et après dilatation. Il permet de quantifier la morphologie de la structure selon qu’elle est préférentiellement formée de plaques ou de poutres (les plaques et les poutres ont un comportement différent en cas de dilatation) [ 32]. Une structure en plaque aura une valeur proche de 0 et une structure en poutre une valeur proche de 3. L’os jeune a plutôt une organisation plaque-poutre et au fur et à mesure des cycles de remodelage, la structure apparaît comme n’étant plus composée que de poutres [ 33] (Figure 2).

L’anisotropie correspond à l’organisation directionnelle préférentielle d’un matériau dans l’espace. L’os trabéculaire est typiquement un matériau anisotrope avec des propriétés mécaniques variables en fonction de la direction de la force appliquée, la résistance maximum étant parallèle au grand axe des travées. L’anisotropie architecturale est le reflet de l’anisotropie mécanique et elle est dépendante du site osseux considéré. Les travées qui disparaissent les premières dans l’ostéoporose sont celles qui subissent le moins de forces mécaniques, augmentant de fait l’anisotropie. La méthode du MIL déjà décrite est la plus couramment utilisée. À partir de vecteurs, on peut calculer une ellipse (2D) ou un ellipsoïde (3D). Le degré d’anisotropie est défini par le rapport entre l’axe le plus long et l’axe le plus court de l’ellipsoïde [ 34]. Il apparaît que, parmi les paramètres architecturaux, la connectivité et l’anisotropie sont les principaux déterminants de la résistance mécanique [34].

L’analyse de texture est représentée par l’analyse fractale, les analyses statistiques et un paramètre développé spécifiquement pour les images densitométriques qui ont une résolution très basse : le trabecular bone score (TBS). Ces analyses peuvent être faites théoriquement en 2D ou 3D.

L’analyse fractale permet de définir le paramètre D, dont il existe de nombreux estimateurs, reflet de la complexité de la structure. Les analyses statistiques sont dérivées des matrices de longueur de plages ou de co-occurrences. Le principe des matrices de longueur de plage consiste, pour un niveau de gris donné, à définir des plages de pixels adjacents de taille n, n+1 dans une direction donnée, et secondairement à calculer des paramètres statistiques à partir de l’histogramme de répartition des plages [ 35]. Les matrices de co-occurrences caractérisent la probabilité conjointe d’apparition d’un couple de niveaux de gris séparés par une certaine distance et dans une certaine direction [ 36]. De nombreux paramètres statistiques peuvent être calculés, ce qui rend parfois l’analyse et l’interprétation des résultats difficiles. Ces paramètres étant très reliés entre eux, il est important de déterminer quels sont ceux qui sont les plus pertinents pour décrire les altérations du tissu osseux. Il semble également que les résultats sont très dépendants du type d’image et de la zone osseuse analysée. Les paramètres de texture sont un reflet indirect de la microarchitecture 3D dérivée des paramètres morphologiques [ 37].

Le TBS est une méthode originale qui a été développée spécifiquement pour caractériser la texture osseuse à partir des images de DXA rachidienne. Sa valeur prédictive des fractures, indépendamment de la DMO [9], a été démontrée dans une étude prospective. Le TBS est la mesure du taux moyen des variations locales des niveaux de gris par unité de distance. Il tient compte des variations de niveaux de gris dans l’image mais pas de leur niveau global qui lui dépend directement de la DMO. Par définition, une valeur basse qui correspond à une texture à large maille est évocatrice d’ostéoporose. Ce paramètre est relié à la fraction volumique, à l'épaisseur des travées et à la connectivité [10].