Acquisition de la microarchitecture par microtomographie

valeurs de niveaux de gris sont du même ordre de grandeur et varient dans la même plage de variation dans les deux corticales et dans le compartiment trabéculaire. La correction entraîne une augmentation du nombre de valeurs de niveaux de gris dans les hautes valeurs (150 - 200) qui correspondent aux DM B élevés. La table

5.1 présente les résultats de DM B mesurés de manière globale sur les différents compartiments osseux d’une biopsie de crête iliaque. Avant correction, le DM B est bien plus élevé dans la corticale supérieure que dans la corticale inférieure. La correction de fond permet de rectifier ces valeurs.

5.2.3 Acquisition de la microarchitecture par microtomographie

Avant d’être inclus, les échantillons d’os ont été tomographiés avec un microscan-ner de laboratoire haute résolution (Skyscan 1174, Skyscan, Belgique). Le système d’acquisition de ce microscanner est basé sur un tube à rayon X produisant un faisceau conique détecté par une caméra CCD couplée à un scintillateur à rayons X d’une définition de 1024∗ 1024 pixels. Ce système permet d’obtenir une taille

de voxels comprise entre 6 et 30 μm et une résolution maximale de 12 μm (10 % FTM)1.

Choix de la résolution d’acquisition

L’objectif de cette partie de l’étude étant d’évaluer l’hétérogénéité de la miné-ralisation, la résolution devait être choisie de manière à pouvoir observer les varia-tions du degré de minéralisation à l’échelle de l’ostéon. Le diamètre d’un ostéon varie entre 200 et 250 μm et celui d’un paquet lamellaire dans l’os trabéculaire me-sure en moyenne 50 μm d’épaisseur [84]. La résolution doit donc être inférieure à 50 μm si l’on veut observer les microstructures osseuses, corticale et trabéculaire. Par ailleurs, la diminution de la taille des voxels entraîne une augmentation de l’in-tensité des artéfacts en anneaux et du bruit numérique (voir annexeA). Ceci est dû à une augmentation des temps d’acquisition et du nombre de sections nécessaires à la reconstruction d’un échantillon. Ainsi, notre scanner ayant une taille de voxels minimale théorique de 6 μm, à cette taille, les images sont trop bruitées pour pou-voir distinguer l’hétérogénéité de la minéralisation du tissu osseux (Fig.5.6). Dans la suite de l’étude, les acquisitions tomographiques ont été réalisées avec une taille de voxels de 8 μm qui nous est apparu comme le meilleur compromis entre résolu-tion et qualité d’image. Cette taille de voxels correspond à une résolurésolu-tion d’environ 16 μm qui devrait permettre d’observer l’hétérogénéité de la minéralisation osseuse dans l’os cortical et l’ostrabéculaire tout en limitant les effets de volumes partiels (Annexe A).

Traitement du durcissement de faisceau

Bien que la plupart des constructeurs fournissent un protocole de mesure de la minéralisation osseuse, la quantification du degré de minéralisation avec un mi-croscanner pose généralement des problèmes de précision. Ceci vient du caractère polychromatique des faisceaux de rayons X présents dans les scanners de laboratoire

1. Il est important de distinguer la taille des voxels de la résolution. Par exemple, une résolution de 10 μm doit permettre d’observer des détails de cet ordre de grandeur. Ainsi, à une telle réso-lution, la taille des voxels de l’image doit être inférieure (inférieure à 5 μm) pour que l’on puisse distinguer deux objets séparés de 10 μm.

5.2 Matériel et méthodes 109

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(a) (b)

Figure5.6: Influence de la résolution sur la qualité des images de tomographie d’un échantillon d’os sous-chondral d’un tibia canin. Les paramètres de reconstruction ont été conservés. (a) Pour une taille de voxels de 6μm, le rapport signal/bruit est relativement élevé et les artéfacts en anneau sont bien visibles ; (b) Avec des voxels de 8μm, le bruit et les artéfacts en anneau sont moins présents.

actuellement sur le marché. L’inconvénient majeur d’une telle source polychroma-tique est qu’elle contient un large spectre d’énergie, et que les basses énergies sont plus facilement absorbées que les hautes énergies. Ceci entraîne une modification du spectre du faisceau de rayons X à mesure que celui-ci traverse l’échantillon à analyser [54]. Ainsi, le faisceau transmis par l’objet contient moins de basses éner-gies que le faisceau incident. Ce phénomène est appelé durcissement de faisceau (voir Annexe A). Dans l’os, ce phénomène conduit à une surestimation du degré de minéralisation à la périphérie de l’échantillon scanné, zone dans laquelle les basses énergies sont facilement absorbées. À l’inverse, les parties internes de l’échantillon sont sous-évaluées puisque les hautes énergies restantes sont plus difficilement atté-nuées par le tissu osseux. Par ailleurs, le durcissement de faisceau rend la relation entre l’atténuation du faisceau de rayons X et la densité de minéral non linéaire, cette densité dépendant de la taille de l’échantillon scanné. D’après Mulder et al., le durcissement de faisceau pourrait induire une erreur sur les valeurs de DM B pouvant atteindre 20 % dans l’os adulte [293]. Pour diminuer l’effet du durcissement de faisceau, le faisceau incident est généralement filtré avec un filtre d’aluminium pour absorber une partie des basses énergies. Pour réduire la non-linéarité de la re-lation atténuation-densité, il existe des algorithmes de post-traitement permettant de compenser en partie ce phénomène. Dans cette étude, le faisceau incident a été filtré par 0, 5 mm d’aluminium. Nous verrons par la suite les effets de l’algorithme proposé par notre scanner.

Calibration du microtomographe

Une calibration globale du système a été effectuée au début de l’étude. La procé-dure de calibration du scanner est automatisée et permet une correction numérique d’éventuels défauts d’alignement entre l’axe de rotation du porte-échantillon et le système d’acquisition (axe de la caméra), ainsi qu’une calibration de la taille réelle des voxels. Après calibration, la taille réelle des voxels était de 8, 07 μm. La mise

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au point de la netteté de la caméra a également été réglée manuellement. Pour supprimer les artéfacts dus à une variation inter-pixels de la sensibilité du système d’acquisition (caméra-scintillateur), une correction de plage lumineuse uniforme (ou

flat-field) a été effectuée avant chaque série d’acquisitions. Ce flat-field a été acquis

dans les mêmes conditions que celles utilisées pour la tomographie des échantillons d’os spongieux.

(a) (b)

(c) (d)

Figure 5.7: Étape d’acquisition des images par microtomographie d’une biopsie de crête iliaque : (a) Biopsie de crête iliaque ; (b) atténuation par les rayons X ; (c) reconstruction d’une section axiale ;(d) reconstruction d’une section sagittale.

Conditions d’acquisition

Les échantillons d’os ont été scannés déshydratés. Leur maintien sur le porte échantillon était assuré soit par de l’adhésif double face lorsqu’une des faces était orthogonale à l’axe de l’échantillon, soit par de la pâte adhésive repositionnable (UHU tac patafix, UHU GmbH, Bühl, Allemagne) pour compenser les défauts d’ali-gnement. La source de rayons X a été alimentée avec un courant de 50 kV et une intensité de 800 μA. L’analyse a été effectuée sur 180 degrés avec un pas de rotation de 0,4 deg. Chaque image est la moyenne de deux acquisitions pour augmenter le rapport signal/bruit. La projection de chaque image a été effectuée en 6500 ms, ce qui donne un temps d’acquisition total de 1h 40min. Pour obtenir les deux corti-cales des biopsies de crête iliaque, deux sous-scans ont été réalisés, puis assemblés par recalage d’image lors de la phase de reconstruction.

5.2 Matériel et méthodes 111