L'ostéodensitométrie aux photons rayons X et gamma pour le diagnostique clinique - Une revue

Introduction

L'ostéoporose est une maladie des os courante et invalidante associée à des facteurs de risque tels que le vieillissement, la ménopause et certains troubles et traitements concomitants ¹. Cette maladie se caractérise par une baisse de la teneur minérale de l'os (TMO) résultant d'une rupture dans le cycle de remodelage de l'os (ostéopénie); elle entraîne une réduction de la solidité de l'os et un accroissement du risque de fracture ^{2, 3}. Les fractures se produisent le plus souvent à la hanche (col du fémur), au vertèbres ou à la portion distale du radius, après un traumatisme mineur ⁴.

L'ostéoporose est un problème de santé important qui a de graves conséquences au plan médical et socioéconomique ^{4, 5}. La perte osseuse liée au vieillissement commence vers l'âge de 30 à 35 ans chez l'homme comme chez la femme; elle s'accélère chez la femme après la ménopause et donne un risque de fracture à vie de 40% à l'âge de 50 ans ^{6, 7}. Au Canada, 1,4 millions de personnes souffrent d'ostéoporose. Chez les personnes âgées de plus de 50 ans, cette maladie frappe une femme sur quatre et un homme sur huit. Chaque année, on compte environ 17 500 fractures de la hanche liées à l'ostéoporose, qui peuvent causer la mort dans 20% des cas et l'invalidité de 50% des survivants. Le coût total du traitement de la maladie, y compris les fractures dues à l'ostéoporose, est estimé à 1,3 milliard de dollars par an ⁸.

Pour obtenir un diagnostic précoce de la maladie, pour en surveiller l'évolution, pour assurer la gestion du traitement ou pour prédire le risque de fracture, on a mis au point un certain nombre de méthodes non effractives d'évaluation de la TMO squelettique ^{9, 6, 10}. Ces méthodes donnent des résultats variables aux plans de leur exactitude, de leur précision (reproductibilité), de leur utilité pour la détection précoce de la maladie, de leur capacité de prédire le risque de fracture et de leur disponibilité générale sur la base des ressource en soins de santé et de leur rapport coût-efficacité ^{11, 3, 12}.

Les méthodes sur film radiographique: Un certain nombre de méthodes radiologiques peu coûteuses ont été mises au point pour la détection de l'ostéoporose sur film radiographique : la radiographie conventionnelle, la photodensitométrie, les techniques de classement indiciaire et la radiogrammétrie. Bien que les méthodes radiagraphiques fassent usage de techniques d'exposition normalisées, la qualité de l'image demeure sensible à plusieurs variables, dont les facteurs techniques de la radiographie, le traitement du film, l'épaisseur des tissus sus-jacents et le repositionnement du patient, qui peuvent avoir un effet négatif sur l'exactitude et la précision des résultats ¹⁰.

La radiographie conventionnelle [figure 1 ¹⁰] est une méthode très subjective (qualitative) qui dépend beaucoup de la qualité de l'image ainsi que de la formation et de l'expérience de l'observateur ¹³. Les radiogrammes sont des indicateurs peu sensibles de la perte osseuse; leur utilité se limite à la détection des maladies osseuses à un stade avancé, soit après une perte osseuse apparente d'environ 30 à 50%, et habituellement après une fracture ⁹. Pour améliorer l'exactitude diagnostique, des méthodes semi-quantitatives et quantitatives ont été mises au point afin de quantifier la perte osseuse apparente. Ce sont ces méthodes que nous allons maintenant examiner.

 

La photodensitométrie (absorptiométrie à rayons X), décrite en 1939, fut l'une des premières méthodes quantitatives servant à mesurer la TMO périphérique à partir de radiogrammes ¹⁴. Cette technique consiste à employer un fantôme de tissu mou (de l'eau), dans lequel on immerge la main, afin de compenser les variations d'épaisseur des tissus mous. On expose un coin sensitométrique discontinu avec l'extrémité et on évalue l'image à l'aide d'un densitomètre optique ¹⁵. On rapporte une exactitude en deçà de 9 à 10%, qui peut aller jusqu'à 15%, pour les os recouverts d'une forte épaisseur de tissus. La précision est de l'ordre de 5 à 10% ^{11, 10}. Des innovations récentes utilisant un traitement numérique de l'image [figure 2 ¹⁴] ont amélioré l'exactitude et la précision de la photodensitométrie ¹⁴.

Les techniques de classement indiciaire sont des méthodes semi-quantitatives qui servent à classer et à diagnostiquer l'ostéopénie à partir de radiogrammes en fonction d'un indice vertébral ou fémoral, par exemple [figure 3 ¹⁰]. Ces méthodes n'ont pas la sensibilité nécessaire à une détection précoce de l'ostéoporose. Elles ne donnent pas non plus une bonne corrélation avec la véritable densité osseuse, et la variation des interprétations d'un observateur à l'autre réduit de beaucoup leur utilité ^{13, 10}.

 

 

 

 

 

La radiogrammétrie [figure 4 ¹⁰] est une méthode quantitative utilisée pour mesurer l'épaisseur corticale du squelette appendiculaire, généralement au point médian du second métacarpien de la main non dominante. Cette méthode consiste elle aussi à obtenir une image radiographique de qualité et à employer un pied à coulisse de précision à aiguille (exactitude à 0,1 mm), pour mesurer les diamètres périostique et endostique ¹⁶. Bien que la qualité de l'image demeure sensible aux variables discutées plus haut, les erreurs de précision peuvent atteindre les 10% en raison de difficultés inhérentes au repositionnement du patient et à la mesure du diamètre endostique à l'aide du pied à coulisse ¹². La dose de radiations efficaces sur la main est faible : < 10 uSv ¹⁷. Bien que les méthodes radiographiques soient peu coûteuses et faciles d'accès, elles ne sont d'aucune utilité pour prendre des mesures axiales du squelette et n'ont ni la précision ni la sensibilité nécessaire à une détection précoce de l'ostéoporose ¹³. En outre, ces techniques ne sont ni assez fiables pour permettre de suivre le cours de la maladie, ni utiles pour prédire le risque de fracture ¹⁸. La radiographie conventionnelle joue quand même un rôle important pour le diagnostic de l'ostéoporose, car elle est souvent capable de déceler des fractures qui en résultent. Toutefois, ses limitations rendent évidente la nécessité de disposer de techniques de mesures exactes et précises permettant d'évaluer des sites multiples à faibles doses. Ce type d'équipement offrant une capacité accrue de prédire le risque de fracture serait préférable pour une étude longitudinale ^{18, 19, 12}.

L'absorptiométrie à photons rayons X et gamma : Les méthodes sur film radiographique sont maintenant remplacés pas des méthodes quantitatives non effractives qui se servent de sources de photons gamma ou rayons X pour mesurer la TMO ¹⁹. Les valeurs individuelles de la TMO sont comparées aux valeurs moyennes de la TMO dans un groupe-témoin de personnes normales. L'Organisation mondiale de la santé définit respectivement l'ostéopénie et l'ostéoporose comme des valeurs de la TMO inférieures à 1 ayant une déviation par rapport à la norme de [< 2,5] et de [≥2,5] respectivement, sous la valeur moyenne du groupe-témoin du même âge et du même sexe ¹⁷.

L'absorptiométrie par émission monophotonique (AEM) sert couramment à mesurer la TMO apendiculaire depuis 1963 ²⁰. L'AEM [figure 5 ¹²] utilise une source de radionucléides monoénergétiques, soit généralement une source de rayons gamma au ¹²⁵I (27,4 keV), couplée à un détecteur de scintillation et à un mécanisme de balayage (scintigraphe) qui mesure l'atténuation relative d'un faisceau gamma traversant l'os et les tissus mous ²¹. L'extrémité, généralement l'avant bras non dominant ou le calcanéum, est immergée dans un bain d'eau pour compenser les variations de l'épaisseur du tissu sus-jacent ²². Elle est soumise à deux scintigraphes rectilignes à travers l'axe longitudinal où (1) la transmission photonique est mesurée à travers l'os et les tissus mous et (2) à travers les tissus mous seulement ^{10, 23}. Les équations des deux transmissions ²⁴ en fonction de l'emplacement de la scintigraphie sont les suivantes :

 

os et tissus mous :

tissus mous seulement :

où :

I_o = l'intensité du faisceau incident,
I = l'intensité du faisceau traversant l'os et les tissus mous
I* = l'intensité du faisceau traversant les tissus mous,
μ_s/ρ_s = le coefficient d'atténuation de la masse des tissus mous (en cm²/g),

μ_b/ρ_b = le coefficient d'atténuation de la masse minérale de l'os (en cm²/g),

m_s1 = la masse de tissus mous par unité d'aire (g/cm²) lors de la scintigraphie de l'os et des tissus mous,

m_b = la masse de minéraux osseux par unité d'aire (g/cm²) lors de la scintigraphie de l'os et des tissus mous,

m_s2 = la masse de tissus mous par unité d'aire (g/cm²) lors de la scintigraphie des tissus mous seulement.

À partir de cette relation, on peut calculer la masse osseuse par unité d'aire (mb) au moyen de l'équation ²⁴ :

où :

ρ_s = la densité des tissus mous (g/cm²)

ρ_b = la densité des minéraux osseux (g/cm²)

µ_b , µ_s = respectivement, le coefficient d'atténuation de la masse de l'os et des tissus mous (cm²/g)

Selon la technologie utilisée, le taux de comptage de l'émission résultante est relié à la TMO et s'exprime en termes de masse surfacique (g/cm²) ou de densité volumique (g/cm³) ²². L'AEM a une exactitude en deçà de 4 à 6%; certains raffinements de l'équipement, tels la géométrie à faisceaux étroits qui réduit la dispersion des radiations secondaires améliorant ainsi la résolution spatiale et permettant d'effectuer une scintigraphie rectiligne, des axes de scintigraphie multiples échelonnés pas parts égales à 1 mm les uns des autres, le positionnement de la lumière laser et l'emploi d'un algorithme pour le positionnement de l'image numérique, ont amené la précision en deçà de 1 à 2% ^{25, 13, 26}. L'équivalent de dose efficace est faible : < 1uSv ¹⁷.

L'absorptiométrie radiographique monoénergétique (SXA) a maintenant remplacé l'AEM [figure 6 ¹⁹], c'est-à-dire que la source de radionucléides monoénergétique a été remplacée par une source de rayons X et qu'on filtre la discontinuité d'atténuation de la couche K ¹⁹. Cette innovation élimine les problèmes de décroissance et de remplacement des radionucléides, elle accroît le flux de photons, elle améliore la résolution de l'image et la précision de l'équipement et elle fait passer la durée de la scintigraphie sous les 5 minutes par site ¹⁹. L'exactitude de l'AEM et de la SXA est de l'ordre de 4 à 6%; la variation de l'épaisseur des tissus sus-jacents demeure le facteur le plus compromettant ²¹. Bien que l'évaluation de la TMO du squelette périphérique serve à prédire le risque de fracture de la hanche ou des vertèbres, le manque de corrélation entre les mesures de la TMO prises dans une région et dans d'autres parties du corps est préoccupant ¹⁰. À cette préoccupation s'ajoute la difficulté de relocaliser avec exactitude l'axe de scintigraphie (ou la région d'intérêt) en raison de l'hétérogénéité des os, ce qui limite la possibilité de réaliser une étude longitudinale ^{19, 27}. L'équivalent de dose efficace pour la région balayée est faible : < 1uSv ¹⁷.

L'absorptiométrie photonique bichromatique (APB) [figure 7 ¹²] se fonde sur la mesure simultanée de l'absorption relative de deux énergies photoniques différentes pas l'os et les tissus mous, comme par exemple des photons à 40 et à 100 keV provenant d'une source de rayons gamma au ¹⁵³ Gd ²⁸. L'emploi simultané de deux énergies photoniques différentes permet de corriger les effets de la graisse et des tissus mous, ce qui élimine la nécessité (1) de maintenir une épaisseur de tissus constante et (2) d'effectuer deux scintigraphies séparées, comme nous l'avons décrit dans le cas de l'AEM ¹⁹. L'APB peut donc produire une mesure fiable et précise de la TMO par une scintigraphie directe de tout le squelette, de la colonne vertébrale ou de la hanche. On peut obtenir respectivement une précision de 1%, 2% et 3% dans l'évaluation de l'ensemble de l'organisme, de la colonne lombaire et du col du fémur, et une exactitude en deçà de 4% à 8% ^{29, 30}. L'APB permet de déterminer la masse de minéraux osseux par unité d'aire comme suit. Les équations ¹⁰ ci-dessous décrivent la transmission de deux faisceaux d'énergie photonique E1 (source la plus faible) et E2 (source la plus forte) à travers l'os et les tissus mous en un point (x, y) :

où :

= les énergies photoniques E1 et E2 transmises en (x, y),

= l'intensité du faisceau incident des énergies E1 et E2,

= le coefficient d'atténuation de la masse des tissus mous (cm²/g) aux énergies E1 et E2,

= le coefficient d'atténuation de la masse minérale de l'os (cm²/g) aux énergies E1 et E2,

= la masse de tissus mous par unité d'aire (g/cm²),

= la masse de minéraux osseux par unité d'aire (g/cm²)

La résolution simultanée de ces deux équations donne la masse minérale de l'os par unité de surface ¹⁰ :

Bien que la précision à long terme de l'équipement soit en deçà de 1 à 2%, le remplacement annuel de la source de rayons gamma, s'il ne fait pas l'objet de mesures de contrôle de la qualité approfondies, peut causer des variations de l'ordre de 2 à 5%, ce qui put avoir un effet négatif sur les études longitudinales ^{23, 13}. La dose effective est faible : de 3 à 5 uSv ²¹.

L'absorptiométrie à rayons X en double énergie (DEXA) utilise un tube à rayons X [figure 6 ¹⁹] comme source de photons ¹⁹. Diverses techniques sont employées pour séparer et optimiser deux crêtes d'énergie à partir du spectre polyénergétique des rayons X. Ces techniques sont (1) la commutation rapide à haut voltage de 70 à 140 kVp à 60 cycles par seconde et (2) l'emploi d'un tube à rayons X à potentiels constants avec filtration de la discontinuité d'atténuation de la couche K, produisant des photons à 40 keV et à 70 keV ^{19, 31}. Un tube à rayons X donne un flux de photons plus élevé et un faisceau de scintigraphie (faisceau-crayon) plus étroit (1,5 mm) que l'APB (de 5 à 8 mm), ce qui améliore la précision ( de 2 à 1%) et la résolution de l'image (de 2 mm à 1 mm) tout en réduisant la durée de la scintigraphie (de 20 min à 2 min) ^{32, 21}. Les nouvelles unités à faisceau en éventail donnent un flux de photons plus élevé et ont donc une vitesse de scintigraphie plus rapide doublée d'une résolution spatiale améliorée ¹⁹. Selon les rapports, l'exactitude de la DEXA est en deçà de 5 à 10%, et la précision à court terme comme à long terme est de l'ordre de 1 à 2%, ce qui est une caractéristique importante pour une étude longitudinale ^{33, 34, 25, 35}. Toutefois, pour réduire au minimum la variabilité entre les appareils et les variations de performance d'un même appareil, certains auteurs prônent l'élaboration de protocoles de contrôle de la qualité normalisés pour le calibrage de l'équipement ^{36, 37}. Pour les examens de la colonne vertébrale et de la hanche, l'équivalent de dose de radiations effective est de 1 à 5 uSv pour les unités à faisceau-crayon et de 3 à 35 uSv environ pour les unités à faisceau en éventail, selon le fabricant, le site de la scintigraphie et la méthode employée ^{38, 31, 39}.

La tomographie quantitative par ordinateur (TQO) : Les scintigraphes à tomographie par ordinateur (TO), utilisés couramment pour produire des images radiographiques de l'organisme en section fine, peuvent aussi servir à quantifier la TMO à n'importe quel site de l'organisme, soit généralement dans la colonne vertébrale et la partie proximale du fémur ^{11, 10}. Les scintigraphes à TO conventionnels dotés d'un logiciel spécial, ou les périphériques dédiés à la TO, comme la TO à rayons gamma monoénergétique, sont utilisés pour mesurer la densité volumétrique véritable de l'os en g/cm³. Non seulement la sensibilité de la TQO permet de détecter l'ostéoporose de la colonne, mais elle a une capacité de prédire le risque de fracture des vertèbres supérieure à celle de l'AEM, de l'APB, ou de la DEXA ^{18, 9 21}. La méthode de mesure utilise des éléments de calibrage exposés avec le patient [figure 8 ¹²] et est indépendante de la substance corticale et des autres calcifications qui entourent la région évaluée ¹⁷. Toutefois, cette méthode coûte plus cher que les autres méthodes décrites précédemment et les erreurs d'exactitude peuvent être importantes, allant de 4 ou 5% jusqu'à 15 ou 20% selon qu'on utilise la TQO en énergie double ou simple, à cause de la teneur en graisse de la moelle épinière ^{25, 12}. Étant donné les difficultés de positionnement du patient et selon la méthode de TO utilisée, la précision peut varier; par exemple, elle est respectivement de < 1, 2 et 6% pour la TO périphérique, en énergie double et monoénergétique ^{11, 21, 25}. L'équivalent de dose efficace peut être sensiblement plus élevé que pour les méthodes quantitatives décrites précédemment, soit respectivement < 2, 50 et 100 uSv pour la TQO périphérique, énergie double et celle monoénergétique ^{11, 25}.