Évaluation de l’os cortical à l’aide d’ondes guidées par ultrasons : une étude de reproductibilité dans une population saine

Résumé

Ici, nous présentons en détail le protocole de mesure de l’appareil à ultrasons à transmission axiale bidirectionnelle (BDAT) et le testons dans une étude de reproductibilité, en considérant 14 participants sains et 3 opérateurs. La fiabilité, mesurée avec les coefficients de corrélation intraclasse (ICC), était bonne à excellente pour quatre paramètres d’intérêt.

Résumé

Les fractures de fragilité restent un fardeau sanitaire mondial dans le contexte du vieillissement de la population. En particulier, le nombre mondial de fractures de la hanche devrait doubler entre 2020 et 2050. Par conséquent, il est essentiel de détecter les patients à risque de fracture de fragilité à l’échelle de la population. L’étalon-or actuel est la double absorptiométrie à rayons X (DXA), qui fournit la densité minérale osseuse surfacique (DMO). Les appareils à ultrasons, généralement plus portables et moins chers que les appareils à rayons X, représentent des alternatives DXA intéressantes en tant qu’outils de dépistage. Cependant, la dépendance de l’opérateur est généralement reconnue comme leur principal inconvénient. Dans cette étude, le protocole de mesure de l’appareil à ultrasons à transmission axiale bidirectionnelle (BDAT) est présenté en détail. La sonde à ultrasons dédiée est placée au tiers du radius distal de l’avant-bras non dominant à l’aide d’un gel de couplage conventionnel. L’interface guidée fournit en temps quasi réel (environ 2 Hz) quatre paramètres d’intérêt : les vitesses du premier signal d’arrivée (vFAS) et du mode A0 (vA0), l’épaisseur corticale (Ct.Th) et la porosité (Ct.Po), ainsi que quatre paramètres de qualité. L’opérateur déplace lentement la sonde sur le site de mesure, en observant attentivement le retour d’information fourni par l’interface jusqu’à ce qu’il trouve une position stable et commence une série de 10 acquisitions. Lorsqu’au moins quatre séries cohérentes sont obtenues, la mesure se termine et un rapport automatique est généré. La mesure prend généralement environ 5 minutes. Pour déterminer la robustesse de ce protocole, une étude de reproductibilité a été menée auprès de 3 opérateurs (un expert et deux novices) et 14 participants sains (6 femmes, 8 hommes, 21-53 ans). Les coefficients de corrélation intraclasse (ICC) se sont avérés bons pour vA0 (0,76), Ct.Po (0,80) ou excellents pour Ct.Th (0,87) et vFAS (0,91). Les écarts-types se sont avérés être inférieurs à 10 % des plages totales dans la pratique clinique.

Introduction

L’ostéoporose et les fractures de fragilité associées constituent toujours un problème majeur de santé publique¹. En particulier, le nombre de fractures de la hanche dans le monde devrait doubler d’ici à 2050². La fragilité osseuse est due à un processus lent et silencieux de déminéralisation et de perte osseuse sans signes d’alerte majeurs avant l’événement de fracture de fragilité. La référence actuelle pour détecter les patients à risque de fracture de fragilité est l’absorptiométrie à rayons X double (DXA), qui fournit une image radiographique 2D à faible résolution avec un pixel^{gris 3} calibré. À partir de cette image, il est possible d’extraire la densité minérale osseuse surfacique (DMOa en ^g.cm-2) au niveau de différentes régions d’intérêt associées aux principaux sites de fracture de fragilité : colonne vertébrale, poignet et hanche. La valeur de la DMOa diminue à mesure que le taux de fracture de fragilité augmente³. De plus, la normalisation du T-score, par rapport à une population saine normale, permet de comparer les patients mesurés avec des dispositifs proposés par différents fabricants. Le score T DXA a été proposé par l’Organisation mondiale de la santé pour définir le diagnostic de l’ostéoporose en trois étapes : normale (score T < -1), ostéopénique (-1 < score T < -2,5) et ostéoporotique (score T < -2,5)⁴.

Le DXA présente plusieurs limites : sa taille, son coût relativement élevé, la nécessité de disposer d’une salle dédiée et sa capacité à faire la distinction entre les personnes fracturées et non fracturées, ainsi que sa disponibilité dans de nombreux pays, comme en Amérique latine, sont toutes deux modérées⁵. Ainsi, il est nécessaire de disposer d’alternatives DXA comme outils de dépistage pour l’estimation du risque de fracture de fragilité⁶. Cependant, certaines alternatives DXA, telles que la tomographie quantitative informatisée et ses^dérivés7, l’imagerie par résonance magnétique (IRM)⁸, sont également encombrantes et peu disponibles. L’échographie quantitative (QUS) présente le potentiel d’appareils de dépistage portables, robustes et faciles à utiliser. Différents appareils ont été développés pour l’évaluation de l’os cortical, associés à différentes fréquences allant de quelques kHz à quelques MHz et à différents positionnements de transducteurs en transmission, rétrodiffusion⁹, écho d’impulsion¹⁰ et transmission axiale où les transducteurs sont alignés avec l’axe d’un os long tel que le radius et le tibia. Certains appareils fournissent des substituts de la DMO¹¹, tandis que d’autres fournissent des paramètres ultrasonores « classiques » tels que les vitesses¹² ou les coefficients d’atténuation⁹ et même des paramètres géométriques et matériels, par exemple, l’épaisseur corticale, la porosité ou la distribution de la taille des pores⁹. Cependant, à ce jour, la QUS n’a pas encore réussi à être largement utilisée dans la pratique clinique pour l’évaluation osseuse, en partie à cause du manque d’homogénéisation entre les dispositifs et de la dépendance de l’opérateur¹³.

Parmi les technologies QUS proposées comme alternatives DXA, la transmission axiale (AT) présente l’avantage de pouvoir être effectuée au niveau de l’avant-bras, un site (i) facilement accessible et (ii) proche de l’un des principaux sites de fractures de fragilité, c’est-à-dire le poignet. Le premier paramètre AT proposé dépend de la vitesse de propagation des ultrasons dans la couche corticale, notée vitesse du son (SOS) ou vitesse du signal de première arrivée (vFAS), en fonction du traitement du signal et des dispositifs, certains étant commerciaux^12,14 et d’autres prototypes de laboratoire^15,16. Ce paramètre a permis de discriminer entre des groupes de patients avec ou sans fractures de fragilité avec des performances similaires à la DMO dans plusieurs études cliniques depuis la fin des années^{1990 14,15}. Il a également été appliqué avec succès dans le cadre d’études longitudinales multicentriques, démontrant son application clinique et sa robustesse¹². La précision du vFAS a été améliorée en combinant les deux directions opposées de propagation afin de réduire le biais dû à l’angle entre la sonde et la surface osseuse^16,17. Ce point de vue a été noté AT bidirectionnel (BDAT).

Même si le vFAS a montré un intérêt clinique, son principal inconvénient, similaire à la DMO, est qu’il combine différentes caractéristiques clés de l’os cortical telles que les propriétés géométriques et matérielles, ce qui rend son interprétation clinique peu simple. C’est pourquoi le point de vue des ondes guidées a été proposé, compte tenu de son potentiel dû à la sensibilité fine des ondes guidées aux propriétés du guide d’ondes. Cette approche devrait combiner le traitement du signal, la modélisation de guides d’ondes et les problèmes inverses et est largement utilisée dans les contrôles non destructifs considérant, par exemple, les guides d’ondes métalliques, tels que les plaques ou les tubes¹⁸. Ainsi, un dispositif BDAT de deuxième génération a été développé étape par étape depuis 2010, des fantômes imitant les os¹⁹ à la validation ex vivo ²⁰ et aux mesures in vivo ²¹. L’appareil a été testé avec succès dans des études cliniques en France²², en Allemagne²³, au Royaume-Uni²⁴ et au Chili²⁵, et il a montré des résultats améliorés en termes de taux de réussite et de discrimination des patients.

Cette étude vise à explorer la reproductibilité de l’appareil à ultrasons BDAT actuel. Tout d’abord, l’appareil et le protocole de mesure seront détaillés. Les résultats obtenus avec 14 participants et 3 opérateurs seront présentés et discutés en termes de dépistage de la population pour la détection des patients à risque de fractures de fragilité.

Principe de mesure : traitement du signal, paramètres d’intérêt et paramètres de qualité
Le dispositif à transmission axiale bidirectionnelle (BDAT) est composé de différentes parties, les principales étant la sonde à ultrasons, le module électronique et l’ordinateur. La liste complète est détaillée dans la table des matériaux et illustrée à la figure 1. Les paramètres d’intérêt, les paramètres de qualité de mesure et le protocole de mesure sont décrits ci-dessous.

vFAS
Une fois que les signaux échantillonnés sont reçus par l’ordinateur, ils sont traités selon différentes étapes. La première étape consiste à traiter le signal dans le domaine temporel, en détectant le FAS à l’aide du protocole décrit précédemment^16,17. Une fois que l’heure d’arrivée est obtenue pour chaque récepteur, il est possible de déterminer la vitesse FAS, plus tard notée vFAS, qui est la moyenne harmonique des vitesses obtenues dans les deux sens de propagation. En combinant les informations provenant des deux directions de propagation, il est possible d’obtenir l’angle de valeur entre les directions de la sonde et de la surface de l’os et de dériver une valeur vFAS non biaisée¹⁶. Cet angle bidirectionnel est plus tard noté alpha et est utilisé comme paramètre de la qualité de mesure. Ce traitement temporel permet également d’estimer l’épaisseur des tissus mous entre la surface osseuse et la sonde, notée ST.Th²⁶.

Image du spectre d’ondes guidées
La deuxième étape consiste à traiter le signal dans le domaine de Fourier, en considérant les fréquences temporelles et spatiales, notées f et k. L’approche est une méthode basée sur la SVD, permettant la transformation des signaux spatio-temporels en fonction Norm, également appelée image spectrale d’ondes guidées (GWSI), comme illustré sur la figure 2 pour un avant-bras in vivo ¹⁹. La méthode combine deux transformées de Fourier (temps et espace) et une décomposition en valeurs singulières (SVD), permettant de visualiser le taux de présence dans les signaux reçus (sur une échelle de 0-1) des modes guidés par la couche osseuse corticale. Le GWSI peut être interprété comme une amélioration de la transformée de Fourier spatio-temporelle, chaque pixel étant associé à un plan indépendant de fréquence f et de nombre d’onde k. Notons que l’approche a été améliorée afin de prendre en compte l’impact de l’atténuation du matériau²⁷ et de la variation linéaire de l’épaisseur²⁸.

Une attention particulière sera accordée à la partie supérieure du spectre, associée au mode A0, ainsi qu’à la partie la plus basse, associée aux valeurs de vitesse de phase les plus élevées, ^{c’est-à-dire} supérieures à 4 mm·μs-1. Cette partie correspond à la région d’intérêt 3 (ROI 3)²⁹. La valeur moyenne du retour sur investissement 3, notée plus tard lowk, est également utilisée comme paramètre de qualité. Une valeur élevée correspond à un guide d’ondes régulier, permettant des réflexions d’ondes claires au niveau des interfaces osseuses. Si la valeur diminue, cela peut être dû à un guide d’ondes irrégulier ou à une sonde mal placée.

Modèle de guide d’ondes
La dispersion de l’onde guidée, ou la variation de la vitesse de phase de chaque mode guidé par rapport à la fréquence, dépend à la fois du matériau et des propriétés géométriques du guide d’ondes. Ainsi, il est potentiellement possible de récupérer ces propriétés en utilisant le traitement du signal dédié, la modélisation de guides d’ondes et les schémas de problèmes inverses. Dans le cas du BDAT, le modèle de guide d’ondes correspond à une plaque libre isotrope transversale 2D, en fonction du matériau du guide d’ondes et d’un paramètre géométrique, l’épaisseur³⁰. Le matériau osseux cortical est homogénéisé en tenant compte de paramètres fixes pour la matrice osseuse et d’une porosité variable³¹. Ainsi, le problème inverse dépend de deux paramètres, l’épaisseur corticale (Ct.Th) et la porosité corticale (Ct.Po). Les effets de l’absorption de matière, de la courbure du guide d’ondes et des tissus mous environnants ne sont pas pris en compte dans le modèle, même s’ils ont un impact sur la mesure. Cependant, leur poids sur le résultat du problème inverse n’a pas été jugé déterminant, ce qui signifie que les modes dans les deux principales régions d’intérêt (A0 et partie inférieure) ne sont pas significativement modifiés par la courbure et les tissus mous³².

Problème inverse
Initialement, le problème inverse a été divisé en deux étapes : d’abord, extraire la dispersion d’ondes guidée expérimentale, et deuxièmement, comparer avec le modèle de guide d’ondes. Ce point de vue était limité par le bruit et l’étiquetage de mode^30,32. Ainsi, une approche spécifique a été proposée pour surmonter ces limitations en tant qu’extension du point de vue de la fonction Norm. Au lieu de considérer chaque onde plane indépendamment, seules les ondes guidées possibles fournies par le modèle de guide d’ondes sont prises en compte²⁰. Cela conduit à l’image inverse du problème, exprimée dans le domaine des paramètres du modèle, c’est-à-dire le plan Ct.th - Ct.Po (Figure 2 en bas à droite). Le modèle le mieux ajusté se voit attribuer la position maximale, tandis que les pics secondaires éventuels (indiqués par les images du problème inverse avec un point gris) correspondent à des solutions ambiguës, indiquées dans la comparaison f-k avec des modes expérimentaux avec des lignes gris clair. Comme précédemment, la valeur du pixel est normalisée par construction et reflète, dans ce cas, la présence d’un modèle de guide d’ondes particulier dans les signaux reçus. La valeur maximale (notée max) et la différence avec le deuxième maximum (notée diff) sont également utilisées comme paramètres de qualité.

Le problème inverse a été proposé à l’origine pour le calcul hors ligne, c’est-à-dire une fois que les signaux sont acquis, en utilisant les valeurs exactes des numéros d’onde du modèle. Cette approche a été validée pour les sites du radius et du tibia en considérant des études ex vivo^20,33 et in vivo 21,34,35. Afin d’inclure ces calculs dans l’interface homme-machine (IHM), une version approchée, compatible avec l’application temps réel, a été proposée, en utilisant un point de vue matriciel clairsemé³⁶.

vA0
A partir du GWSI, il est également possible d’extraire la vitesse du mode guidé le plus lent, associé au premier mode antisymétrique A0 de la plaque libre ou du modèle Lamb^33,35. La partie supérieure du spectre d’ondes guidées peut être approchée linéairement, la pente fournissant la valeur de la vitesse vA0 (Figure 2 en bas à gauche).

Résumé des paramètres :
Enfin, quatre paramètres d’intérêt sont mesurés : (i) vFAS : vitesse du premier signal d’arrivée (m·^s-1) ; ii) vA0 : vitesse du mode guidé le plus lent (m·^s-1) ; iii) Ct.Th : épaisseur corticale (mm) ; et (iv) Ct.Po : porosité corticale ( %).

Quatre paramètres de qualité sont pris en compte : (i) alpha : angle bidirectionnel (°) ; (ii) lowk : valeur moyenne de la partie la plus basse de l’ISGV (valeur normalisée entre 0 et 1) ; (iii) max : maximum de la fonction du problème inverse (valeur normalisée entre 0 et 1) ; et (iv) diff : la différence entre le premier et le deuxième maxima de la fonction de problème inverse (valeur normalisée entre 0 et 100).

Tous ces paramètres, ainsi que les deux images du spectre des ondes guidées (une par direction de propagation) et l’image du problème inverse, sont affichés en « temps réel » par l’IHM, avec une fréquence d’images d’environ 2 Hz. La figure 3 en donne un exemple typique. Dans la section suivante, la méthode d’utilisation de ces paramètres est décrite en détail. L’idée principale est que l’opérateur déplace lentement la sonde sur le site de mesure, en observant attentivement le retour d’information fourni par les différentes parties de l’interface jusqu’à ce qu’il trouve une position stable et commence une série de 10 acquisitions. Lorsqu’au moins quatre séries cohérentes sont obtenues, la mesure se termine et un rapport automatique est généré.

Protocole

L’étude a été approuvée par le comité d’éthique de l’Université de Valparaiso, au Chili, sous le numéro de protocole CEC213-20. Un consentement éclairé écrit a été fourni aux participants. Une entrevue téléphonique a été réalisée afin d’établir l’inclusion/l’exclusion des participants. L’étude a été enregistrée sous la référence suivante : NCT05424536.

1. Configuration de l’appareil

1. Placez les pièces principales de l’appareil sur une grande table.
   1. Placez côte à côte les pièces suivantes : transformateur d’isolation électrique, module électronique et ordinateur portable sur une grande table. Assurez-vous qu’il y a suffisamment d’espace devant ces parties afin de placer facilement l’avant-bras du participant plus tard.
   2. Enfin, placez l’ordinateur portable directement sur le module électronique en cas d’espace limité, en prenant soin de ne pas obstruer les fenêtres de ventilation du module, qui sont clairement indiquées.
2. Connectez le transformateur d’isolement électrique.
   1. Branchez le transformateur d’isolation électrique sur l’alimentation domestique de la pièce à l’aide d’un câble dédié.
3. Connectez le module électronique.
   1. Connectez le module électronique au transformateur d’isolement électrique à l’aide d’un câble d’alimentation dédié.
   2. Appuyez sur le bouton ON-OFF du transformateur pour alimenter le module.
4. Connectez l’ordinateur portable.
   1. Connectez l’ordinateur portable au module à l’aide du câble USB (Universal Serial Bus) dédié pour envoyer les signaux numérisés reçus à l’ordinateur pour un traitement ultérieur.
   2. Si l’ordinateur portable a besoin d’être alimenté, connectez son câble d’alimentation au transformateur d’isolement électronique.
5. Connectez la sonde à ultrasons.
   1. Connectez la sonde à ultrasons au module à l’aide de la fente de câble dédiée située à l’avant du module. Il existe deux sondes différentes pour les sites de mesure de l’avant-bras et de la jambe. Dans cette étude, seul le radius (sonde de l’avant-bras) est pris en compte.
6. Connectez l’interrupteur à pédale.
   1. Placez l’interrupteur à pédale sur le sol près des pieds, en tenant compte de la position de l’opérateur pendant la mesure d’un participant. Connectez le commutateur à pédale à l’ordinateur à l’aide d’un câble USB. Utilisez la pédale pour démarrer la série d’acquisition.

2. Installation du participant

1. Positionnez le participant.
   1. Invitez le participant à s’asseoir devant l’opérateur, l’avant-bras nu posé sur la table devant l’appareil préalablement installé (voir Figure 3).
      REMARQUE : Le côté controlatéral est mesuré (c’est-à-dire le côté gauche pour un participant droitier).
2. Marquez le site de mesure (un tiers du radius distal).
   1. Mesurez la longueur du rayon à l’aide de la règle, de la styloïde radiale (extrémité osseuse proche du poignet) au coude.
   2. Divisez cette longueur par trois.
   3. Marquez le point de mesure, c’est-à-dire un tiers du radius distal, à l’aide du stylo en mesurant une longueur de rayon d’un tiers à partir du poignet.
3. Démarrez le logiciel IHM.
   1. Démarrez le logiciel IHM en cliquant sur l’icône correspondante sur le bureau de l’ordinateur portable.
4. Ajoutez les données du participant.
   1. Ajoutez les données du participant (identifiant anonymisé, latéralité, site mesuré, identifiant de l’opérateur, sexe, etc.) à l’aide de la fenêtre contextuelle qui s’ouvre automatiquement au démarrage du logiciel.
5. Ajouter du gel écographique.
   1. Ajouter du gel écographique sur la face avant de la sonde et sur le site de mesure, marqué sur l’avant-bras du participant, pour assurer la propagation des ondes ultrasonores.
6. Mettez la sonde en contact avec l’avant-bras.
   1. Mettez la sonde en contact avec l’avant-bras, avec le centre de la sonde placé sur le repère précédemment effectué à l’étape 2.2.

3. À la recherche d’une position stable

REMARQUE : L’IHM affiche quatre paramètres d’intérêt : deux vitesses, vFAS et vA0, et deux valeurs de problème inverses, l’épaisseur corticale (Ct.Th) et la porosité corticale (Ct.Po). L’IHM affiche également quatre paramètres de qualité notés alpha, lowk, max et diff. Ces paramètres sont décrits en détail dans l’introduction.

1. Démarrez la visualisation en temps réel .
   1. Démarrez la visualisation en temps réel en cliquant sur le bouton de démarrage en bas à droite de l’interface du logiciel. La durée entre deux affichages successifs de valeurs est d’environ 0,5 s.
2. Trouvez une valeur vFAS stable.
   1. Ajustez lentement la position de la sonde tout en observant la valeur du paramètre vFAS affichée dans un cas spécifique de l’interface. Les valeurs normales varient d’environ 3800 m∙^s-1 à environ 4200 m∙^s-1.
   2. Si une position stable est trouvée, assurez-vous que la variation vFAS est inférieure à environ 40 m∙^s-1 entre deux calculs successifs.
3. Ajustez l’angle bidirectionnel.
   1. Ajustez lentement la position de la sonde tout en observant la valeur bidirectionnelle (paramètre de qualité alpha) affichée dans un cas spécifique de l’interface.
   2. Ajustez la position de la sonde en ajoutant doucement une pression d’un côté de la sonde jusqu’à ce que la valeur absolue de l’angle soit inférieure à 2° pour améliorer le parallélisme entre la sonde et la surface de l’os.
4. Trouvez une valeur vA0 stable.
   1. Ajustez lentement la position de la sonde tout en observant la valeur du paramètre vA0 affichée dans un cas spécifique de l’interface. Les valeurs normales varient d’environ 1500 m∙^s-1 à environ 1900 m∙^s-1.
   2. Si une position stable est trouvée, assurez-vous que la variation de vA0 est inférieure à environ 40 m∙^s-1 entre deux calculs successifs.
   3. En cas de difficulté, observez les spectres d’images d’ondes guidées affichés dans la colonne de droite de l’interface. Assurez-vous que la partie supérieure du spectre apparaît sous la forme d’une ligne continue, dont la pente fournit la valeur vA0.
5. Observez l’image du problème inverse.
   1. Observez l’image du problème inverse, qui apparaît automatiquement une fois que les deux vitesses (vFAS et vA0) et les valeurs d’angle sont stabilisées.
   2. Assurez-vous que l’image montre au moins un maximum, indiqué par un pixel clair, et éventuellement, un ou plusieurs maxima secondaires, indiqués par une couleur différente. Les trois paramètres de qualité manquants (max. diff, lowk) sont calculés automatiquement en temps réel.
6. Améliorer l’image du problème inverse.
   1. Ajustez lentement la position de la sonde tout en observant les maxima d’image du problème inverse.
   2. Trouvez le premier maximum le plus élevé possible et le maximum secondaire le plus bas possible tout en regardant les cas correspondants de l’interface (valeurs max et diff).
   3. En cas de difficulté, observez l’image du spectre d’ondes guidées affichée dans la colonne de droite de l’interface. Veillez à ce que la partie inférieure du spectre apparaisse avec quelques raies continues, aussi longues que possible, associées à des modes de vitesse de phase élevée et la qualité du paramètre lowk, aussi élevée que possible.
7. Trouvez une position stable.
   1. Une fois qu’une image de problème inverse acceptable est trouvée, stabilisez la position de la sonde. Assurez-vous qu’aucun changement significatif de l’image du problème inverse n’est observé entre deux calculs successifs.

4. Acquisition de données

1. Lancez une série de 10 acquisitions.
   1. Une fois qu’une position stable est trouvée, lancez une série de 10 acquisitions en appuyant sur l’interrupteur à pédale avec le pied.
   2. Restez aussi stable que possible pendant les 10 acquisitions, d’une durée d’environ 5 s.
2. Contrôlez la qualité de la série.
   1. Examinez les moyennes et les écarts-types des paramètres d’intérêt, qui sont automatiquement calculés et affichés dans des fenêtres contextuelles apparaissant une fois la série terminée.
   2. Si les écarts-types sont inférieurs aux seuils fixes, tenez compte des séries. Au contraire, rejetez la série.
   3. Réponse à la question posée dans une deuxième fenêtre contextuelle, demandant si l’opérateur souhaite arrêter ou continuer avec la série d’acquisition du même participant.
3. Repositionnez la sonde.
   1. Recommencez les étapes précédentes (des étapes 2.1 à 3.2) pour trouver des positions plus stables et acquérir plus de séries de 10 acquisitions. Éventuellement, si nécessaire, laissez le participant se reposer entre deux repositionnements.
   2. Comme précédemment, les moyennes et les écarts-types des paramètres d’intérêt sont calculés automatiquement pour chaque série.
   3. Regardez la fenêtre contextuelle des résultats pour vérifier si la dernière série acquise est conservée ou rejetée. La mesure du participant se termine lorsqu’au moins quatre séries cohérentes sont enregistrées. Les séries Outsider sont automatiquement rejetées.
4. Obtenez les valeurs finales.
   REMARQUE : Les valeurs finales des paramètres d’intérêt sont obtenues automatiquement, en tenant compte de la moyenne des moyennes obtenues avec les séries cohérentes.
5. Vérifiez le rapport automatique pdf.
   1. Vérifiez que les valeurs finales sont rapportées dans le rapport pdf automatiquement et généré instantanément une fois que l’option d’arrêt est choisie dans la fenêtre contextuelle. La figure 4 en montre un exemple.
      REMARQUE : Le pdf se trouve dans le même dossier que les données brutes, qui peuvent être réanalysées ultérieurement hors ligne.
6. Vérifiez le deuxième rapport précis.
   1. Vérifiez le deuxième rapport précis généré à l’aide des valeurs exactes du modèle de guide d’ondes pour le calcul du problème inverse au lieu de valeurs approximatives comme dans le cas du premier rapport automatique. La deuxième génération de rapport prend moins de 5 min. Des exemples sont présentés à la figure 5 et à la figure 6.
   2. Vérifiez que le rapport automatique correspond au rapport précis. Supprimez les séries qui n’ont pas été éliminées automatiquement afin de conserver les séries cohérentes.

Résultats

Une étude de reproductibilité a été menée auprès de 3 opérateurs (un expert, deux novices) et de 14 participants sains (6 femmes, 8 hommes, âgés de 21 à 53 ans). Les opérateurs novices ont été formés pendant environ 3 h pour comprendre et pratiquer le protocole d’acquisition. Ensuite, les participants ont été mesurés pendant 2 semaines en août 2023. Chaque mesure a été effectuée indépendamment. Tous les opérateurs ont été mis à l’aveugle, c’est-à-dire que l’un d’entre eux ne connaissait pas les résultats obtenus par les deux autres.

Répétabilité intra-opérateur
La figure 5 illustre la répétabilité intra-opérateur pour un cas cohérent : 4 séries de 10 acquisitions acquises sur un participant et un opérateur. La première colonne correspond aux fonctions de problème inverse, tandis que la deuxième colonne montre la dispersion en mode guidé expérimental par rapport au modèle le mieux adapté. Chaque ligne de figures correspond à une série réussie. Le nombre d’acquisitions retenues est indiqué dans le titre : 7 sur 10 pour la première série et 10 sur 10 pour les suivantes. Les moyennes et les écarts-types ainsi que les quatre paramètres (vFAS, vA0, Ct.Th et Ct.Po) sont fournis pour chaque série. De plus, les paramètres de qualité sont également indiqués : l’angle bidirectionnel (alpha), le maximum de la fonction de problème inverse (max), la différence absolue avec le second maximum (diff) et la valeur moyenne de la partie la plus basse du GWSI (lowk).

Les écarts-types intra-série sont faibles, environ 0,02 mm pour l’épaisseur corticale, moins de 0,5 % pour la porosité corticale et moins de 20 m∙^s-1 pour les deux vitesses, ce qui indique que les positions des sondes de portée étaient stables. Ensuite, on peut observer que les valeurs moyennes obtenues pour chaque série sont très proches, notamment pour les valeurs d’épaisseur comprises entre 3,4 mm et 3,5 mm et les valeurs vFAS allant de 4040 m∙^s-1 à 4070 m∙^s-1. Notez qu’une différence de 40 m∙^s-1 correspond à une différence de 1 % pour une valeur moyenne de 4000 m∙^s-1. Des variations plus importantes sont observées pour la porosité corticale, allant de 8 % à 12 %, et la vitesse vA0, allant de 1700 m∙^s-1 à 1740 m∙^s-1. Dans ce cas cohérent, presque toutes les acquisitions sont cohérentes, c’est-à-dire proches les unes des autres. Il n’y a presque aucune ambiguïté dans le résultat final des quatre paramètres d’intérêt.

Un deuxième cas est illustré à la figure 6 pour un cas moins régulier. Dans ce cas, trois paramètres, vFAS, vA0 et Ct.Po sont très stables, avec des valeurs respectivement d’environ 4120 m∙^s-1, 1700 m∙^{s-1 et} 10 %. Le cas de l’épaisseur corticale est plus difficile car deux solutions ambiguës, 2,6 mm et 3,5 mm, sont observées en accord avec une faible valeur de différence (différence inférieure à 0,5 %) entre les deux premiers maxima de la fonction de problème inverse. Dans le cas régulier précédent, cette différence variait de 1 % à 3 %. L’ambiguïté est levée par l’analyse d’experts, dans ce cas, en examinant l’accord entre les modes guidés expérimentaux et théoriques (colonne de droite). Dans le cas de l’épaisseur la plus faible, l’accord est meilleur dans la partie la plus basse du spectre (deux premières séries). Pour les deux dernières séries, il existe un mode théorique avec très peu de points d’expérimentation, autour de 0,5 MHz, indiquant une moins bonne concordance par rapport aux séries précédentes. De plus, le paramètre diff (0,1 %) est inférieur aux valeurs des deux premières séries (0,4 % et 0,2 %). Dans ce cas, le choix de la solution conservée (2,6 mm) n’est pas encore automatisé, et un expert est toujours nécessaire. Cependant, les trois opérateurs ont été confrontés à des problèmes similaires et ont choisi des solutions similaires, proches de 2,6 mm.

Fiabilité extra-opérateur
Tous les résultats pour les 4 paramètres d’intérêt obtenus par les 3 opérateurs avec les 14 participants sont présentés dans la figure 7. Les coefficients de corrélation intraclasse (ICC) ont été calculés selon la formule et le code Matlab précédemment publié 37,38,39. L’ICC est couramment utilisé pour l’évaluation de la fiabilité des échelles de mesure, en particulier pour les applications biomédicales. Les valeurs ICC comprises entre 0,75 et 0,9 sont généralement associées à une bonne fiabilité, tandis que les valeurs ICC supérieures à 0,9 sont considérées comme une excellente fiabilité. La valeur la plus basse pour ICC (0,76) a été obtenue pour le paramètre vA0. L’écart-type était égal à 17 m∙^s-1, ce qui représente environ 7 % de la plage de mesure de l’ordre de 250 m∙^s-1. Des valeurs similaires ont été observées pour Ct.Po avec un ICC égal à 0,80 et un écart-type de 1,1 %, soit environ 10 % de la plage. Une excellente fiabilité (ICC autour de 0,9) a été obtenue pour les deux autres paramètres, Ct.Th et Ct.Po, avec un écart-type inférieur à 10 % de la plage.

Figure 1 : différentes parties de l’appareil à ultrasons à transmission axiale bidirectionnelle (BDAT). Le prototype comprend une isolation électronique (1), un interrupteur à pédale (2), deux sondes (3.1 et 3.2), un module électronique (4), un ordinateur (5) et une règle (6). Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

Figure 2 : Acquisition typique sur un avant-bras in vivo. Les deux fonctions Norm (une par direction de propagation) sont illustrées sur la ligne supérieure de l’image. Ils sont également désignés image du spectre des ondes guidées (GWSI). À partir des maxima de ces images, il est possible d’extraire les modes guidés expérimentaux (points bleus et rouges) par rapport au modèle le mieux ajusté (sous-image en bas à gauche). Le modèle le mieux ajusté est paramétré par deux valeurs, l’épaisseur corticale (Ct.Th) et la porosité (Ct.Po), correspondant à la position maximale de la fonction du problème inverse (sous-image en bas à droite). Leurs valeurs sont indiquées dans le titre de chaque panneau. Le raccord vA0 est représenté par une ligne pointillée (à gauche). Les images du spectre des ondes guidées et l’image du problème inverse sont normalisées (c’est-à-dire que la valeur des pixels varie de 0 à 1) par la construction^19,20. Les valeurs des deux vitesses mesurées, vFAS et vA0, sont indiquées dans le titre de la sous-image en haut à droite. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

Figure 3 : Interface homme-machine (IHM). L’IHM montre en réalité les deux GWSI (un par direction de propagation), l’image du problème inverse, les paramètres d’intérêt et les paramètres de qualité. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

Figure 4 : Exemple de rapport automatisé. Le rapport indiquait les données du participant et de l’opérateur ainsi que les valeurs finales des paramètres d’intérêt et les paramètres de qualité. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

Figure 5 : Exemple du deuxième rapport pour un cas cohérent, identique au rapport automatisé illustré à la figure 4. La figure montre 4 séries de 1 participant et 1 opérateur : images de problèmes inverses (colonne de gauche) et numéros d’onde expérimentaux comparés au modèle le mieux ajusté (colonne de droite). Les valeurs affichées correspondent à la moyenne et à l’écart-type des acquisitions conservées sur la série de 10 acquisitions. Le nombre d’acquisitions conservées est indiqué dans le titre de la colonne de droite, par exemple, (7/10) pour la première série. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

Figure 6 : Exemple du deuxième rapport pour un cas ambigu d’épaisseur corticale. La figure montre 4 séries de 1 participant et 1 opérateur : images de problèmes inverses (colonne de gauche) et numéros d’onde expérimentaux comparés au modèle le mieux ajusté (colonne de droite). Les valeurs affichées correspondent à la moyenne et à l’écart-type sur les acquisitions conservées sur la série de 10 acquisitions. Le nombre d’acquisitions conservées est indiqué dans le titre de la colonne de droite, par exemple, (10/10) pour la première série. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

Figure 7 : Fiabilité entre opérateurs. Les résultats sont présentés pour les 4 paramètres d’intérêt obtenus par les 3 opérateurs auprès de 14 participants. Les valeurs obtenues par les 3 opérateurs (axe des y) sont comparées à la valeur moyenne des 3 opérateurs (axe des x). Les coefficients de corrélation intraclasse (ICC) sont indiqués dans les titres. L’écart-type σ et le coefficient de variation CV sont également indiqués. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

Discussion

Le point critique pour le succès de la mesure est le bon positionnement de la sonde par rapport à l’os. La position par rapport à la surface de l’os a été résolue avec succès en intégrant à l’interface de guidage la correction bidirectionnelle^16,17. Il a été démontré que sans cette correction, il est possible d’atteindre quelques pourcentages d’erreur pour les paramètres vFAS¹⁶. Cette correction s’est avérée cruciale pour distinguer avec précision les patients, car l’ensemble de la plage de mesure (environ 3800-4200 m∙^s-1) est d’environ 10 % de la valeur moyenne¹⁷, soit environ 4000 m∙^s-1. La reproductibilité constatée dans cette étude (écart-type de 24 m∙^s-1) était similaire à celle de l’étude précédente¹⁷, indiquant un écart-type de 20 m∙^s-1 et un coefficient de variation (CV) d’environ 0,5 %. Un coefficient de variation similaire (0,5 %) a été observé à une fréquence plus basse, c’est-à-dire 0,3 MHz⁴⁰. Il convient de noter que l’excellente fiabilité du paramètre vFAS (ICC = 0,91) s’est avérée supérieure à celle récemment obtenue avec un autre dispositif AT dans une population plus âgée (ICC = 0,77)⁴¹. Il convient de noter que la population dans ce cas n’était pas seulement plus âgée, mais aussi toutes les femmes et certains sujets présentaient d’autres signes cliniques d’augmentation de la porosité osseuse⁴¹.

Le deuxième défi est également de positionner correctement la sonde par rapport à l’axe osseux et aux deux interfaces afin d’obtenir les modes guidés, en particulier ceux de vitesse de phase élevée ou de faible nombre d’onde. Ces modes sont proches de la résonance et associés à de multiples chemins de réflexion. Si l’alignement n’est pas correct, les ondes seront diffusées en dehors de la plage de mesure spatiale de la sonde. Au contraire, si la sonde est correctement positionnée, ces modes de vitesse de phase élevée apparaîtront sous forme de branches continues dans le ROI3. Pour la première version de l’IHM actuelle, cet alignement a été résolu en regardant le GWSI²⁰ en temps réel. Cependant, cette approche s’est avérée insuffisante pour atteindre une mesure robuste : le taux d’échec s’est avéré être d’environ 20 % dans l’étude clinique pilote²⁰. L’inclusion de paramètres de qualité en temps réel permet de réduire l’échec à environ 10 % dans une deuxième étude clinique²³. Ensuite, l’inclusion de l’image du problème inverse dans l’IHM « en temps réel » permet une amélioration supplémentaire, avec un taux de défaillance actuel pour la mesure de rayon d’environ 5%²⁵. Notez que la défaillance initiale avec le premier appareil ne mesurant que vFAS s’est avérée être d’environ 15 %¹⁷.

La fiabilité sur l’épaisseur corticale s’est avérée être similaire à celle d’une étude précédente²². Avec une version précédente du même prototype, l’ICC s’est également avéré proche de 0,9, avec un écart-type d’environ 0,1 mm et un CV d’environ 3 %. Cependant, une nette amélioration est observée dans la porosité corticale : l’ICC est passée de 0,6²² à 0,8 et l’écart-type a diminué de 1,5 % à 1 %. Le paramètre le plus difficile est vA0 en raison de la proximité de sa vitesse avec la vitesse des tissus mous, environ 1500 m∙^s-1. Si la sonde est correctement alignée, le mode A0 apparaît unique et continu. Au contraire, il apparaît discontinu et/ou multiple en raison du couplage avec les tissus mous environnants. Cet effet est particulièrement fort pour les personnes ayant une épaisseur de tissus mous petite (moins de 4 mm) ou grande (plus de 10 mm) (notée ST.Th).

Comme exposé précédemment, le point clé est de trouver la bonne position de la sonde. Cependant, la position doit être non seulement correcte mais aussi stable afin d’effectuer une moyenne et un écart-type pour une série de 10 acquisitions. Dans la majorité des cas, la recherche d’une stabilité prend moins de 1 min, et la mesure complète d’un patient durerait environ 5 min. Même si le protocole standard décrit dans cette étude est bien adapté à une majorité de patients, certaines personnes sont plus difficiles à mesurer ; Il est difficile mais possible de trouver des positions correctes, mais presque impossible d’en trouver une stable. Dans ce cas, l’opérateur peut choisir d’enregistrer des séries plus longues, jusqu’à 200 acquisitions. Les meilleures acquisitions sont ensuite déterminées hors ligne à l’aide de paramètres de qualité. Ce filtrage devrait être appliqué en temps réel à l’avenir. En pratique, l’opérateur enregistre plus de séries et/ou d’acquisitions que les 4 séries de 10 acquisitions du protocole de condition idéale. Cependant, le temps de mesure habituel reste d’environ 5 min pour un site, un avant-bras ou une jambe. Si, après quelques minutes, l’IHM ne détecte aucune position correcte, la mesure s’arrête et est considérée comme un échec. Avec l’appareil et le protocole actuels, le taux d’échec est inférieur à 5 %²⁵.

L’appareil actuel est confronté à différentes limitations :
(i)Taille et poids : L’appareil BDAT actuel est portable : il tient dans un bagage standard et pèse environ 25 kg. Cependant, ce poids est important par rapport aux appareils à ultrasons les plus récents. Une nouvelle conception électronique peut être envisagée, la sonde et le traitement du signal restant les mêmes. Cependant, il est possible de déplacer l’appareil actuel, en particulier pour les patients au lit ou à domicile à mobilité réduite.

(ii)Vitesse d’acquisition : La fréquence d’images actuelle est d’environ 2 à 4 Hz, ce qui signifie que l’exploration de la mesure est lente par rapport à l’acquisition réelle en temps réel, c’est-à-dire supérieure à 25 Hz. Cela pourrait être amélioré à l’avenir, en tenant compte des ordinateurs plus rapides, de l’analyse des données plus rapides et de la transmission entre l’électronique et l’ordinateur. Une augmentation de la vitesse d’acquisition améliorerait la facilité d’utilisation de la mesure, en particulier la recherche d’un positionnement correct de la sonde.

iii)Épaisseur des tissus mous : L’approche actuelle est limitée par une grande couche de tissus mous, généralement supérieure à 10 mm. Dans ce cas, le premier signal d’arrivée est lié au trajet des tissus mous et non à l’os cortical. Ainsi, le vFAS et l’angle bidirectionnel associé ne peuvent pas être utilisés. De même, vA0 est très difficile à mesurer pour les grandes couches de tissus mous. Sans ces deux vitesses, le problème inverse ne peut pas être réalisé. À l’avenir, d’autres méthodes de correction bidirectionnelle pourraient être appliquées à l’aide de techniques d’imagerie par exemple. Les patients présentant de grandes couches de tissus mous sont généralement associés à l’obésité et à un indice de masse corporelle (IMC) supérieur à 30 ^kg.m-2.

iv)Régularité du guide d’ondes : L’approche du problème inverse suppose un guide d’ondes régulier avec plusieurs chemins de propagation. Pour les patients ostéoporotiques, l’interface corticale interne peut être irrégulière et, par conséquent, implique de mauvaises images du spectre des ondes guidées, en particulier dans la partie inférieure. Ces patients sont généralement associés à une forte ambiguïté de la solution. Si le tissu mou ou un mauvais positionnement ne peuvent pas être considérés comme l’origine d’une mauvaise image spectrale, et si la valeur du paramètre lowk est faible, le guide d’ondes est supposé irrégulier, et la solution de plus faible épaisseur est considérée. Des approches basées sur l’apprentissage automatique, qui ne nécessite pas de modélisation physique, peuvent également être utilisées²⁹.

Comme nous l’avons vu dans l’introduction, la référence actuelle pour la détection des patients à risque de fracture de fragilité est la DXA, qui fait face à certaines limites : sa grande taille, sa faible disponibilité dans certaines régions, son coût relativement élevé et son efficacité relativement modérée. Les premières limitations pourraient être atténuées par les appareils à ultrasons, connus pour leur portabilité et leurs coûts attrayants. Cependant, la capacité à détecter efficacement les patients à risque devrait être au moins équivalente à celle de la DXA. En réalité, on s’attend parfois à ce qu’il soit supérieur au DXA pour justifier l’adaptation de la plupart des références (décisions médicales, traitements, coûts, chambres, etc.) liées au gold standard. C’est pourquoi certains appareils à ultrasons proposent des substituts de la DMO 10,11,42. Cependant, l’un des inconvénients des paramètres cliniques, tels que la DMO et le VFA, est l’intégration de différentes propriétés osseuses corticales. C’est pourquoi des points de vue complémentaires sont proposés par d’autres appareils à ultrasons, y compris le BDAT, proposant des paramètres plus facilement interprétables par le médecin et le patient, tels que la porosité corticale, l’épaisseur ou la distribution de la taille des pores⁹. Ces paramètres reflètent les propriétés géométriques et matérielles : l’os cortical peut potentiellement être évalué en termes de variations indépendantes de quantité ou de qualité. Ce point de vue pourrait être très utile pour explorer différentes causes possibles de fragilité osseuse. Par exemple, les fractures de fragilité intra ou extra-capsulaire de la hanche, c’est-à-dire les sites de fracture du col du fémur ou du trochanter, sont censées avoir des origines médicales différentes⁴³. De même, il pourrait être possible de suivre différents médicaments visant différents effets sur l’os cortical, ainsi qu’en termes de quantité ou de qualité³.

Notez que la précision obtenue avec le BDAT pour l’épaisseur corticale (0,1 mm) est meilleure que les autres méthodes ultrasonores, généralement supérieures à 0,25 mm⁴⁴. Cette différence est en partie due au fait que le problème inverse du BDAT prend en compte les variations géométriques et matérielles combinées. D’autres approches, telles que l’écho pulsé, prennent en compte les propriétés uniques du matériau osseux pour tous les patients^10,44. Cette valeur de précision, de l’ordre de 0,1 mm (CV d’environ 3 %), est en effet cruciale pour discriminer finement les patients car la plage d’épaisseur est inférieure à 2 mm. La précision sur la porosité corticale (1 %, CV environ 14 %) n’est pas encore aussi bonne que pour l’épaisseur. Toutefois, des améliorations significatives ont déjà été observées par rapport à l’étude de reproductibilité précédente²². On peut s’attendre à ce que des améliorations similaires soient réalisées dans un avenir proche grâce aux futures améliorations de l’IHM, notamment en termes de fréquence d’images plus proche du temps réel.

Le BDAT pourrait être utilisé à grande échelle pour le dépistage de la population dans les régions où le DXA n’est pas largement disponible. De plus, les derniers résultats cliniques ont montré que le BDAT pourrait être encore plus efficace que le DXA. Cependant, ces résultats devraient être confirmés en incluant davantage de patients. Le prochain défi devrait être les études multicentriques et/ou longitudinales^11,12. Cependant, le dispositif BDAT est encore un prototype disponible pour la collaboration scientifique, comme cela a déjà été fait en Allemagne²³ et au Royaume-Uni²⁴. Des efforts sont nécessaires pour l’industrialisation de la prochaine génération de dispositifs BDAT, qui seraient certainement plus rapides et plus portables.

Matériaux

Liste des matériaux utilisés dans cet article

Nom	Entreprise	Numéro de catalogue	Commentaires
Ordinateur	portable HP	mod Zbook (16 Go de RAM, Inrel Core i7)	pour recevoir les signaux échantillonnés et appliquer les étapes de traitement du signal. Les résultats sont affichés en quasi temps réel (jusqu’à 4 par seconde) grâce à une Interface Homme Machine dédiée (IHM, BleuSolid, Pomponne, France) permettant le guidage des mesures ;
Transformateur d’isolement électrique  ;	REOMED, Solingen, Allemagne	IEC / EN 60601-1	pour protéger l’appareil, le patient et d’autres appareils de tout risque électrique
Module électronique	Althaï ; Envoyer		signaux d’excitation (une demi-période de tension négative de 170 V) et discrétiser les signaux reçus (1024 points temporels par récepteur à une fréquence d’échantillonnage de 20 MHz et dynamique de 12 bits) avant de les envoyer à l’ordinateur. Les retards et l’amplification peuvent être adaptés à l’aide de lois linéaires afin d’optimiser l’échantillonnage des données dans les plages accessibles.
Interface Homme-Machine	BleuSolid, Pomponne, France	N/A	HMI
Pédale de	Scythe, Allemagne	Pédale USB 2	pour démarrer une acquisition
série Ruler	Westcott, USA	10417	pour localiser le site de mesure Rayon de la
sonde à ultrasons	Vermon, Tours, France	en interne	Fréquence centrale de 1 MHz, 24 récepteurs avec un pas de 0,8 mm et deux blocs de 5 émetteurs avec un pas de 1 mm.
Sonde à ultrasons tibia Vermon	, Tours, France		Fréquence centrale interne de 0,5 MHz, 24 récepteurs avec un pas de 1,2 mm et deux blocs de 5 émetteurs avec un pas de 1,5 mm
Sondes			conçues selon la géométrie bidirectionnelle : un seul réseau de récepteurs entouré de deux réseaux d’émetteurs. Les trois réseaux sont alignés, isolés mécaniquement et électriquement afin de minimiser les signaux de couplage.   ; Les sondes sont adaptées à deux sites différents, un tiers du radius distal et le tibia moyen.