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Journal de radiologie
Vol 81, N° 6  - juin 2000
p. 717
Doi : JR-06-2000-81-6-0221-0363-101019-ART7
IRM fonctionnelle cérébrale : bases physiologiques, techniques et méthodologiques, et applications cliniques
 


Journal de radiologie2000; 81: 717-730
© Editions françaises de radiologie, Paris, 2000

L Hertz-Pannier (1) (2), S Lehéricy (2) (3), YS Cordoliani (4), D Le Bihan (2), C Marsault (3), F Brunelle (1)

(1)Radiologie Pédiatrique, Hôpital Necker - Enfants Malades, Paris.
(2)Service Hospitalier Frédéric Joliot, DRM, DSV, CEA, Orsay.
(3)Neuroradiologie Hermann Fishgold, Hôpital de la Pitié-Salpêtrière, Paris.
(4)Imagerie Médicale, HIA du Val de Grâce, Paris.

SUMMARY

Brain functional MRI: Physiological, technical, and methodological bases, and clinical applications

Brain functional MRI (fMRI) provides an indirect mapping of cerebral activity, based on the detection of the local blood flow and oxygenation changes following neuronal activity (BOLD contrast, Blood Oxygenation Level Dependent). fMRI allows us to study non invasively the normal and pathological aspects of cortical functional organization. Each fMRI study compares two different states of activity. Echo-Planar Imaging (EPI) is the technic of choice that makes it possible to study the whole brain at a rapid pace. Activation maps are calculated from a statistical analysis of the local signal changes. Functional MRI is now becoming an essential tool in the neurofunctional work-up of many neurosurgery patients, as well as the reference method to image normal or pathologic functional brain organization in adults and children.

Key words : Brain, function. , Brain, MR. , Brain, surgery.

RÉSUMÉ

L'IRM fonctionnelle (IRMf) est une imagerie indirecte de l'activité cérébrale, basée sur la détection des variations locales de flux et d'oxygénation du sang secondaires à l'activité neuronale (contraste BOLD, Blood Oxygenation Level Dependent). Elle permet l'étude en totale innocuité de l'organisation fonctionnelle du cerveau normal et pathologique. Chaque étude repose sur la comparaison de plusieurs états d'activité différents. L'imagerie Echo-Planar est la technique de choix car elle permet d'explorer le cerveau entier à une cadence rapide. Les cartes d'activation cérébrale sont établies à partir de l'analyse statistique des changements locaux du signal. L'IRMf est en train de devenir un outil essentiel dans le bilan neuro-fonctionnel de nombreux patients neurochirurgicaux, ainsi qu'une méthode unique pour étudier le fonctionnement cérébral normal chez l'adulte et l'enfant.

Mots clés : Encéphale, technique d'exploration. , Encéphale, imagerie fonctionnelle. , IRM fonctionnelle, technologie.


Depuis une vingtaine d'années, les techniques d'imagerie fonctionnelle cérébrale permettent une analyse in vivo, dans l'espace et dans le temps, des phénomènes neuronaux, métaboliques, et hémodynamiques liés à l'activité cérébrale (imagerie d'activation). Les fonctions motrices, sensitives, sensorielles, ou cognitives peuvent être assignées à une ou le plus souvent à plusieurs régions anatomiques corticales ou sous-corticales distinctes, activées en réseaux.

Les bases générales de l'organisation fonctionnelle du cerveau humain ont pu être affinées grâce à la Tomographie parÉmission de Positons (TEP), qui mesure les variations régionales de perfusion cérébrale pendant une tâche cognitive en utilisant comme traceur l'eau marquée à l'oxygène 15 [1]. Mais d'importantes contraintes techniques et un coût très élevé expliquent que l'imagerie d'activation par TEP reste aujourd'hui réservée à des centres de recherche, qui étudient surtout des volontaires sains, mais peu de patients. Chez l'enfant, les contraintes techniques et l'irradiation limitent plus encore son utilisation.

Le développement de l'IRM au début des années 1980 a révolutionné l'étude neuroanatomique du cerveau humain grâce à son cortège de contrastes différents, aux acquisitions multiplans, à sa relative facilité d'utilisation, son coût modéré, l'absence de contraintes liées à l'irradiation, et au nombre rapidement croissant de machines disponibles. Ce développement a été très rapidement fertile en travaux fondamentaux sur l'étude de la perfusion cérébrale au repos, au moyen d'agents de contraste exogènes [2] ou intrinsèques, tels que la vélocité sanguine (angiographie IRM) ou les phénomènes de diffusion [3]. Mais l'application de ces techniques a été rapidement supplantée par la découverte du contraste lié à la déoxyhémoglobine (BOLD pour Blood Oxygenation Level Dependent) dont l'amplitude et la facilité de mise en oeuvre, associées à son potentiel d'analyse temporelle, ont promu le succès [4] [5] [6] [7] [8] [9].

Alors que l'on assiste à une véritable explosion des applications de l'IRMf dans le domaine des neurosciences et des sciences cognitives, son utilité clinique commence à être étudiée chez l'adulte, et à un moindre degré chez l'enfant.

Bases physiologiques de l'IRMf

L'IRM fonctionnelle est une imagerie indirecte de l'activité neuronale par le biais des variations locales de perfusion. Dès 1890, Roy et Sherrington avaient suggéré l'existence d'une étroite relation spatiale entre activité neuronale et perfusion cérébrale [10]. L'activité neuronale entraîne une petite augmentation locale du métabolisme cérébral, et de la consommation d'oxygène. Très rapidement (en quelques centaines de millisecondes), ce phénomène est suivi d'une augmentation de la perfusion cérébrale locale responsable d'une élévation de l'apport en oxyhémoglobine (sang artériel) qui surpasse la consommation d'oxygène [11]. Il en résulte, dans le territoire concerné, une hyper-oxygénation sanguine dans le lit capillaire, et en aval de celui-ci. C'est cette hyper-oxygénation que l'on détecte en IRMf.

Bases physiques de l'IRMf en contraste BOLD

Contraste BOLD

Le contraste BOLD s'appuie sur les propriétés magnétiques de la déoxyhémoglobine endogène, dont la concentration locale varie au cours de l'activité neuronale. La déoxyhémoglobine [Hb] se comporte comme un agent paramagnétique à effet de susceptibilité prédominant.

L'hème de l'hémoglobine contient du Fer ferreux (Fe++) dans l'oxy et la déoxyhémoglobine, et du Fer ferrique (Fe+++) dans la méthémoglobine. L'oxyhémoglobine [HbO2, qui ne contient pas d'électron non apparié (Fe++ lié à 2 atomes d'Oxygène), est diamagnétique, c'est-à-dire qu'elle ne modifie pratiquement pas le champ magnétique local. Au contraire, la déoxyhémoglobine [Hb] comporte 4 atomes de Fe++ avec chacun quatre électrons non appariés, ce qui lui confère des propriétés paramagnétiques. Les spins de l'hémoglobine sont confinés à l'intérieur des hématies, qu'ils transforment en une multitude de micro-aimants, eux-mêmes lentement mobiles dans le courant circulatoire.

Les effets paramagnétiques de la déoxyhémoglobine [Hb] obéissent aux mêmes règles que ceux des agents de contraste paramagnétiques exogènes, tels les chélates de Gadolinium [2] : la différence de susceptibilité magnétique entre les vaisseaux remplis d'hématies chargées d'[Hb] et le milieu interstitiel diamagnétique induit un gradient local de champ magnétique qui s'étend au delà de la paroi vasculaire. Dans ce gradient périvasculaire, dont la taille dépend du diamètre du vaisseau et de la concentration en déoxyhémoglobine, les spins des protons du milieu interstitiel subissent des phénomènes de diffusion et de déphasage, dont résulte une perte de signal. L'analyse de ces phénomènes est complexe, compte tenu de la géométrie du réseau capillaire et des variations temporelles liées à la circulation des hématies, aux variations d'hématocrite, de flux et de volumes sanguins, etc. Les champs magnétiques locaux sont donc inhomogènes et fluctuants.

Modulation du signal IRM pendant l'activité cérébrale

Cette modulation du signal peut être observée grâce à l'acquisition séquentielle, à une fréquence rapide, d'images sensibles aux effets de susceptibilité magnétique (T2*) chez un sujet qui met en jeu une fonction neurologique donnée. La diminution de concentration en déoxyhémoglobine (hyperoxygénation capillaro-veineuse) dans le cortex pendant l'activation atténue les effets de susceptibilité magnétique par atténuation des gradients locaux. Les spins se déphasent moins et le signal augmente de quelques pourcentages. À ceci, se conjugue l'effet T1 lié à l'augmentation du flux sanguin (effet d'entrée de coupe, ou inflow) figure 1.

Le type de protocole le plus souvent utilisé pour l'étude de l'activation cérébrale est une séquence alternant périodes de repos (ou référence) et d'activation figure 2. La ligne de base (période de repos initial) présente des fluctuations dues au bruit instrumental et au bruit « physiologique » (mouvements de la tête, pulsations, respiration, activité cérébrale de base, etc.). On assiste dès le début de l'activation à une augmentation progressive de signal localisée dans la zone activée par rapport à l'état de « repos ». L'augmentation du signal pendant l'activation peut varier de 2 à 20 %, en fonction du stimulus, de la séquence d'acquisition, et du champ. Cette élévation du signal est retardée d'environ 5 à 10 secondes, ce qui est cohérent avec les caractéristiques d'ascension du flux sanguin cérébral (CBF). Un plateau est ensuite atteint, comportant lui aussi des fluctuations. À l'arrêt du stimulus, la décroissance du signal s'amorce après un court délai et se fait progressivement mais rapidement, avec souvent un passage en dessous de la ligne de base («undershoot»). Ces variations suivent étroitement la séquence d'activation (paradigme). La comparaison des séries d'images au repos et en activation permet ainsi de mettre en évidence les régions activées.

Aspects techniques

Les variations de signal dépendent du champ magnétique principal, c'est pourquoi un champ de 1,5 T au moins est nécessaire à la détection de l'effet BOLD. Le contraste est majoré à plus haut champ (3 ou 4 T).

La technique d'acquisition idéale actuellement est l'imagerie écho-planar (EPI, Echo-Planar Imaging), qui permet d'acquérir une image de faible résolution spatiale (habituellement 64× 64 ou 92) en environ 100 msec. (cette technique sert également en imagerie de diffusion et de perfusion) [12]. Cette excellente résolution temporelle permet d'acquérir des coupes de tout le cerveau toutes les 3 à 5 secondes, et de s'affranchir d'une partie des artefacts de mouvements. La technique EPI est plus efficace quand on dispose d'hypergradients (> 20 mT/m). Elle nécessite un équipement informatique et électronique particulier qui reste cher actuellement. Les caractéristiques de l'EPI en font l'outil actuel de choix pour l'étude de l'activation cérébrale par la méthode BOLD, en utilisant des séquences d'écho de gradient sensible à T2*, c'est-à-dire à long TE (60 msec.). Les séquences d'écho de spin à très haut champ, qui sont plus sensibles à l'effet BOLD dans les capillaires, peuvent être également choisies quand une meilleure spécificité anatomique de l'activation est recherchée.

Les séquences conventionnelles d'écho de gradient dont on dispose sur tous les appareils peuvent être utilisées, mais leur résolution temporelle (qui conditionne la fréquence de répétition des images) est limitée à plusieurs secondes, et ne permet pas d'analyser plusieurs coupes simultanément. Par ailleurs, le niveau de bruit de ces séquences en limite la sensibilité. Cependant, dans certains cas, ces séquences conventionnelles peuvent être utiles pour étudier des régions très focalisées au cours d'exercices connus pour l'amplitude et la robustesse des variations de signal (par exemple le cortex moteur de la main, ou le cortex visuel primaire lors de stimuli lumineux).

Artefacts et limitations en IRM fonctionnelle d'activation
Artefacts de mouvements

Il s'agit d'un problème majeur, l'analyse des données étant fondée sur une comparaison d'images séquentielles. Or, le mouvement est inévitable, qu'il s'agisse de mouvements volontaires, involontaires, ou physiologiques (battements cardiaques ou de LCR, mouvements respiratoires...).

Il est important de différencier les mouvements qui interviennent pendant l'acquisition d'une image, dont la résultante est une augmentation du « bruit », de ceux qui surviennent entre deux images, se traduisant par un décalage des images. En EPI single shot, chaque image est individuellement libre d'artefact de mouvement, compte tenu de la très brève durée d'acquisition (< 100 ms). Néanmoins, le moindre mouvement inter-images entraîne des artefacts. En imagerie 2DFT conventionnelle, le problème est accru par le mouvement intra-image (plusieurs secondes d'acquisition par image), et la durée totale de la série d'images (typiquement 5 à 8 mn), pendant laquelle le sujet doit rester strictement immobile. La prévention des mouvements repose sur une contention ferme mais confortable, à l'aide de petits moyens (coussins de mousse, bandes élastiques, etc.).

La correction des artefacts s'avère le plus souvent indispensable et consiste à recaler toutes les images (ou tous les volumes) sur une image (ou un volume) sélectionné(e) dans la série, après estimation des paramètres du mouvement (détection et quantification des mouvements à partir des variations d'intensité de signal). Il persiste toujours un certain degré de mouvement résiduel, toutefois habituellement inférieur à 10 % du mouvement initial. Les divers algorithmes permettent de restituer des zones activées, et de supprimer de fausses activations [13] figure 1, figure 1. Le principal inconvénient de ces techniques vient de ce que l'on estime les paramètres du mouvement à partir des données elles-mêmes, introduisant ainsi une importante source d'erreur. La mesure exacte de ces paramètres peut être effectuée indépendamment de l'acquisition IRM, à l'aide, par exemple, de capteurs posés sur la tête du sujet. Mais ces techniques restent complexes.

Effets des vaisseaux macroscopiques

L'effet de la déoxyhémoglobine est, par essence, d'origine endo-vasculaire. La fiabilité de la localisation anatomique des zones activées, et l'intérêt de la haute résolution spatiale de l'IRM, supposent que les vaisseaux « activés » ne soient pas distants du territoire parenchymateux qu'ils drainent ou irriguent de plus de la taille d'un pixel. Or il a été démontré qu'une grande partie de l'activation en IRMf à 1,5 T prenait origine dans des vaisseaux veineux macroscopiques qui représentent un important problème potentiel, puisque chaque sillon cérébral est parcouru à sa surface par une veine piale qu'il est difficile de différencier du cortex cérébral activé immédiatement sous-jacent, compte tenu de la résolution habituelle en IRMf (1,5 à 3 mm) [14].

Effet d'entrée de coupe (effet T1)

L'activité neuronale s'accompagne de variations d'oxygénation et de flux (CBF) sanguins. Cependant, l'augmentation de CBF est spatialement moins spécifique que les variations d'oxygénation. L'effet d'entrée de coupe - « inflow » - risque donc de compromettre la résolution spatiale de la méthode, et de créer des activations à distance du cortex. Son importance dans une séquence d'IRM est directement liée à la fréquence de répétition des impulsions RF en un endroit donné (c'est-à-dire au TR) et à la vélocité sanguine (temps de vol). Les séquences conventionnelles à TR court sont particulièrement sensibles à cet effet, surtout quand l'angle de bascule est élevé [15] figure 2, figure 2. En revanche, en EPI single shot avec un TR de 2 sec. à 1,5 T, la variation de signal liée au flux reste négligeable (bonne restauration de l'aimantation longitudinale entre deux TR) [8].

Bruit physiologique

Les fluctuations spontanées de signal au repos proviennent de la combinaison de variations de flux sanguin (pulsations artérielles et de LCR) et de mouvements respiratoires. La réduction de ces fluctuations par filtrage, acquisition synchronisée, etc. permet d'augmenter la détection des changements de signal liés à l'activation, grâce à une nette amélioration du rapport contraste sur bruit.

Artefacts de susceptibilité magnétique

Ils sont liés aux différences de susceptibilité magnétique de différentes structures crâniennes, en particulier l'os et l'air par rapport au cerveau. Ces différences de susceptibilité créent des gradients de champ, qui devient hétérogène dans les régions très proches de la base du crâne ou des sinus de la face.

Les hétérogénéités du champ dans les directions du codage de phase ou de fréquence se traduisent par une distorsion de l'image. Dans la direction du gradient de sélection des coupes, le déphasage intra-voxélien se traduit par une perte de signal. Ces artefacts sont majorés à champs élevés, tels qu'on les utilise en IRMf. Les séquences de spin echo permettent de refocaliser les hétérogénéités statiques de champ, mais sont moins sensibles à l'effet BOLD. Les séquences d'écho de gradient sont très sensibles à ces artefacts, et il est difficile, à 1,5 T, d'étudier des régions telles que l'hippocampe, la fosse postérieure, le cortex orbito-frontal ou la région hypothalamo-hypophysaire, par exemple figure 3. Par ailleurs, la superposition des images fonctionnelles en T2* à des images anatomiques en haute résolution, qui a pour but d'améliorer la localisation des aires activées, devient imprécise en raison de la distorsion des images fonctionnelles. Un réglage précis de l'homogénéité du champ magnétique (shimming manuel) permet de réduire ces artefacts.

Mise en oeuvre d'une étude par IRM fonctionnelle

Chacune des étapes d'élaboration, d'analyse et d'interprétation d'une étude IRMf nécessite un soin particulier, afin de s'assurer de la fiabilité des résultats qui peuvent sinon être entachés de multiples facteurs d'erreur. La collaboration d'une équipe multidisciplinaire est d'une importance particulière, faisant intervenir des compétences aussi diverses que celles de neuropsychologues, neurologues, neurochirurgiens, neuro-radiologues, voire de physiciens, informaticiens, statisticiens, etc. Grâce à l'automatisation des procédures d'acquisition et au développement de logiciels d'analyse de plus en plus conviviaux, les étapes techniques et d'analyse se sont grandement « simplifiées » aux yeux de l'utilisateur, bien qu'en fait plus complexes qu'auparavant. Les étapes cruciales restent à chaque extrémité de la chaîne : conception du paradigme et interprétation des résultats. En contexte clinique, le protocole doit être guidé par la faisabilité chez des patients aux aptitudes neurocognitives variables.

Élaboration du paradigme d'activation

Le paradigme d'activation est la séquence de stimuli que l'on utilise pour mettre en évidence l'activité cérébrale recherchée. Son élaboration ne doit se faire qu'après avoir clairement identifié la question neurophysiologique posée. Elle doit tenir compte du mode et des contraintes de l'acquisition (notamment séquence conventionnelle ou EPI), ainsi que des possibilités de traitement des données (modélisation de la réponse, recalage, type d'analyse statistique). Un compromis doit être trouvé entre volume d'observation, résolution temporelle, et résolution spatiale.

Deux grands contextes peuvent être schématiquement différenciés: :

  • le contexte « recherche » (fondamentale ou clinique) : on cherche le plus souvent à mettre en évidence, dans un groupe homogène de sujets, un comportement neurophysiologique ou neuropsychologique commun, en réponse à un certain type de stimulation, afin de mieux comprendre le fonctionnement de tel ou tel réseau cortical normal ou pathologique. Les paradigmes doivent être parfaitement reproductibles d'un patient à l'autre. Les sujets non répondeurs peuvent être exclus ou analysés séparément. L'analyse des données pourra se faire sujet par sujet, en appliquant les mêmes critères d'analyse, ce qui permettra l'étude des variations inter-individuelles. Mais le but est souvent une étude de groupe en moyennant tous les sujets après normalisation anatomique, qui a l'avantage d'un rapport signal sur bruit très augmenté ;
  • dans l'optique « clinique », le problème est tout autre : il s'agit, chez un patient particulier, de mettre en évidence un comportement individuel en réponse à tel ou tel stimulus, en fonction de la pathologie, dans un but diagnostique et/ou pré-thérapeutique (par exemple, la cartographie pré-chirurgicale). Ces études ne peuvent être qu'individuelles et un résultat négatif ou erroné peut avoir des conséquences néfastes pour le patient. Le paradigme, qui aura auparavant été testé et étalonné chez des sujets sains et éventuellement des malades comparables, doit donc être relativement simple, robuste, facile à réaliser en milieu hospitalier et contenu dans un temps limité. La compliance et/ou la performance du sujet doivent être prises en compte dans l'analyse des données, compte tenu de la grande variabilité d'aptitude entre patients, notamment en pédiatrie. Les contraintes de temps en contexte clinique imposent une analyse relativement simple, la plus automatisée possible.

Il n'est actuellement pas possible de quantifier les variations de flux, de volume sanguin et d'oxygénation, à partir du contraste BOLD. C'est pourquoi l'analyse en IRMf est semi-quantitative, comparant deux états différents d'activité cérébrale. L'analyse classique repose sur la méthode de soustraction cognitive développée en TEP : l'activation résultant de la soustraction de deux états cognitifs est analysée en corrélation avec les composants cognitifs inclus dans un état et absents de l'autre. Cette approche, qui est à la base de la très grande majorité des études cognitives en TEP et en IRMf, est fondée sur le concept «d'insertion pure», qui postule que chaque composant cognitif pris isolément induit une activité physiologique indépendante du contexte. Pourtant, la dynamique neuronale n'est pas toujours linéaire lors de la mise en jeu de fonctions cognitives théoriquement additives, et l'activité de certains réseaux corticaux peut être modulée par la mise en jeu d'autres (par exemple, les phénomènes attentionnels). C'est la raison pour laquelle des dessins expérimentaux plus élaborés ont été développés.

Paradigmes en bloc

Les variations de signal au cours d'une activité cérébrale étant de faible amplitude (quelques pourcentages), la plupart des paradigmes actuels sont construits autour de la sommation pendant plusieurs secondes de la même tâche (bloc), afin d'augmenter le rapport contraste sur bruit.

Les paradigmes les plus classiques comparant deux états ont donc une forme en créneau figure 4.

Ces paradigmes sont simples à réaliser et efficaces. Ils permettent l'analyse d'une « moyenne » de l'activité pendant chaque bloc A ou R, mais ont l'inconvénient de ne pas tenir compte des inévitables variations de performance du sujet au cours de chaque bloc, ainsi que d'un bloc à l'autre (par exemple variation de fréquence du mouvement des doigts au cours d'une tâche motrice, ou du pourcentage de succès au cours d'une tâche cognitive). De multiples variantes de ce dessin expérimental simple peuvent être réalisées en fonction de la modélisation neurophysiologique.

Paradigmes événementiels

Les paradigmes « événementiels » consistent à étudier le décours temporel du signal après un stimulus unique [16]. En effet, l'effet BOLD peut être détecté après un stimulus unique même très bref. Le dessin expérimental de ces paradigmes comporte donc la répétition, séparée par de longs intervalles (12à 15 sec.), de stimuli isolés figure 5. Cependant, le moyennage de plusieurs stimuli identiques est habituellement nécessaire, en raison de la modicité des changements de signal à 1,5 T. Ce nouveau type de paradigme a l'avantage d'une grande souplesse en termes de dessin expérimental, permettant de mélanger divers types de stimuli, de corréler les données comportementales à chaque stimulus, et d'analyser la réponse par type de stimulus. Il devient également possible d'étudier les différences temporelles d'activation entre deux régions au cours d'une seule stimulation (approche de la connectivité neuronale).

Au total, la complexité d'un paradigme dépend principalement de la question neurophysiologique ou cognitive qui est posée. Les études neuro-psychologiques subtiles bénéficient de paradigmes événementiels intégrant de multiples facteurs comportementaux, avec analyse élaborée et seuils statistiques conservateurs. En contexte clinique, on se limite le plus souvent à l'étude d'un réseau cortical dans son ensemble, à l'aide de paradigmes en bloc (ex : latéralisation du langage, localisation du cortex primaire sensitivo-moteur de la main), dont l'atteinte éventuelle expliquerait ou entraînerait un déficit massif.

Choix des tâches d'activation

Il est impossible de dresser la liste exhaustive des tâches possibles, qui peuvent être variées à l'infini. Les premières études se sont attachées à des systèmes relativement « simples », tels que les cortex moteur (mouvements simples ou complexes, aux membres supérieurs et inférieurs ou à la face), sensitif (stimulations tactiles par frottement, air comprimé, stimuli électriques, etc.), visuel (présentation de stimuli lumineux contrastés, tels que des diodes rouges ou un damier). Le bruit inhérent à l'acquisition des images en IRMf (commutation rapide des gradients) rend l'élaboration d'un stimulus auditif plus complexe. Il a néanmoins été montré que des stimulations auditives élaborées et reproductibles pouvaient être obtenues. En fait, aucun des systèmes dits « primaires » n'est simple, et l'on peut varier à l'infini la complexité des tâches d'activation, ce qui permettra de mettre en évidence une participation plus ou moins importante de régions associatives.

Toutes les fonctions cognitives (langage, mémoire) conscientes, et même inconscientes, peuvent potentiellement être étudiées en IRMf. Il a été démontré que la représentation mentale d'une tâche motrice ou sensorielle, sans son exécution, activait des régions très comparables à celles obtenues lors de la réalisation effective de cette tâche. Ce concept « d'imagerie mentale » [17] ouvre la porte à de très nombreux paradigmes qui font l'économie de l'exécution réelle de la tâche, parfois techniquement difficile dans l'aimant.

Choix de l'état de repos/tâche de référence

La méthode soustractive, quel qu'en soit le paradigme, impose un choix et un contrôle rigoureux de l'état de référence, puisque celui-ci, par différence, va permettre l'expression de l'activation. On sait que l'activité mentale d'un sujet se traduit par des variations de signal en IRMf, qui sont à la base du concept d'imagerie mentale. La notion de « repos » cérébral étant très floue, puisqu'on ne peut contrôler tous les aspects de l'activité mentale d'un sujet, on préfère parfois comparer l'activation à un état de « référence », qui doit inclure tous les processus présents pendant l'activation, à l'exception du processus d'intérêt. L'état de référence est plus ou moins difficile à choisir : dans les paradigmes moteurs simples, l'absence de mouvement volontaire peut être acceptable. Dans les stimulations visuelles, même simples, le problème est déjà plus complexe : par exemple, le repos yeux fermés ou ouverts, et l'illumination de la pièce (noir complet ou lumière ambiante), influencent les résultats. Dans les études cognitives, la tâche de référence revêt une importance encore plus marquée, et son élaboration devient subtile, compte tenu de la complexité des processus intriqués.

En contexte clinique cependant, il n'est pas exclu que le « repos » simple puisse conserver un intérêt, par exemple dans un bilan pré-chirurgical. En effet, la comparaison d'une tâche assez « globale » (par exemple la production de mots) au « repos » (sous réserve qu'on puisse raisonnablement espérer l'interruption du processus d'activation) permet de mettre en évidence le réseau de toutes les aires activées par cette tâche, ce qui peut revêtir un certain intérêt dans l'évaluation de la fonctionnalité du processus cognitif tel qu'il est nécessaire dans la vie sociale.

Contrôle des performances

Il est de la plus haute importance de contrôler au mieux ce que le sujet fait effectivement au cours des différentes phases du paradigme d'activation. Des explications précises restent primordiales, pour s'assurer d'une compliance optimale. Divers moyens plus rigoureux peuvent en outre être mis en oeuvre, allant de la mesure de paramètres physiques ou psychophysiques (par exemple fréquence des mouvements dans un paradigme moteur ou nombre de mots produits dans une épreuve de fluence verbale), à l'enregistrement de paramètres cognitifs (tels que le temps de réaction ou le taux d'erreurs). Ces paramètres objectifs peuvent être ensuite utilisés dans l'analyse des données.

Installation du sujet et acquisition des données

Le sujet doit être installé confortablement, car l'immobilité de la tête est essentielle (cales de mousse, bandages élastiques...).

Certains paradigmes nécessitent des équipements particuliers, tous compatibles avec l'environnement magnétique afin de pouvoir être placés dans la salle de l'imageur : vidéoprojecteur et miroir réfléchissant pour présenter au sujet des stimuli visuels sur un écran placé à ses pieds au bout du tunnel, joystick relié à un ordinateur pour enregistrer ses réponses, casque avec isolation phonique et écouteurs en cas de stimuli auditifs, etc.

L'enregistrement de paramètres indépendants peut être effectué dans l'aimant sous réserve d'une adaptation des équipements à l'environnement (EEG, EMG, ergomètres, etc.).

Des images anatomiques 2D ou 3D fortement pondérées en T1 et en haute résolution spatiale sont collectées, afin d'affiner la localisation anatomique des aires activées en permettant la superposition des cartes d'activation. En effet, la résolution spatiale et le contraste des images fonctionnelles en EPI sont insuffisants pour une localisation anatomique précise.

Les images fonctionnelles ne sont acquises qu'après avoir optimisé le réglage de la machine (pré-scanning), l'IRMf étant une des applications de l'IRM les plus exigeantes en termes de performances techniques. En EPI multi-coupes, on peut acquérir des images de tout le cerveau en quelques secondes, ce qui permet l'étude de réseaux corticaux complexes. Une étude d'IRMf comprend couramment 4 à 8 séquences d'activation (3 à 5 mn chacune), la durée totale d'examen ne dépassant pas habituellement 50 mn dans les protocoles cliniques.

Analyse des données

L'analyse s'effectue le plus souvent après la fin de l'acquisition, sur une console indépendante équipée des logiciels nécessaires. La possibilité d'analyser les données « en temps réel », c'est-à-dire pendant que le patient est dans l'IRM, fait actuellement l'objet d'un important travail des constructeurs, afin d'optimiser les contraintes de temps en contexte clinique. Une bonne capacité de stockage est indispensable compte tenu de l'important volume de données (50 à 100 Mo par étude, voire 1 Go dans certains paradigmes événementiels). La compression d'images permet de réduire l'encombrement des moyens de stockage.

Pré-traitement

Le pré-traitement des images fonctionnelles a pour but de préparer les séries d'images à l'analyse statistique en corrigeant au mieux les imperfections : correction des artefacts de mouvements (qui est le plus souvent indispensable), et de susceptibilité magnétique (souhaitable quand la région d'intérêt se situe près des structures osseuses ou des sinus), lissage temporel et spatial des données (réduction du bruit). Le lissage temporel permet, grâce à la réduction des hautes fréquences, de mieux modéliser le décours temporel du signal. Le lissage spatial permet de réduire le nombre de pixels isolés, et d'augmenter la sensibilité à l'activation, mais il diminue la résolution spatiale effective de la technique.

Normalisation des images

La normalisation du volume d'images dans un espace standardisé permet d'assigner à chaque voxel activé des coordonnées x, y, et z, référencées dans un espace universellement codifié, ce qui permet de comparer des sujets différents provenant d'études différentes (analyses individuelles ou de groupes). La normalisation des images consiste à supprimer sélectivement la variabilité inter-individuelle en modifiant l'anatomie du sujet pour la conformer à un modèle [18]. L'espace de Talairach est le plus utilisé [19]. Il est construit à partir des repères des commissures antérieure et postérieure, et des pôles antérieurs, supérieurs, et postérieurs du cerveau. La précision de la localisation des aires corticales dans cet espace diminue au fur et à mesure que l'on va vers la convexité (puisque l'on s'éloigne des repères CA-CP), ce qui peut poser problème pour l'identification d'aires corticales très périphériques. Par ailleurs, Talairach a reporté dans son atlas les résultats d'études par électro-stimulation corticale, ainsi que les aires cyto-architectoniques de Brodmann [19], [20], ce qui permet d'établir des corrélations anatomo-fonctionnelles grossières. Cependant, dans les études cliniques individuelles, la superposition des cartes statistiques à l'anatomie du sujet lui-même est habituellement la plus utile.

Analyse statistique

Les variations de signal liées au contraste BOLD, de l'ordre de 2à 4 % dans la plupart des cas, sont du même ordre de grandeur que le bruit (souvent aux environs de 1 %). On ne voit donc en général aucune différence de signal à l'oeil nu. L'enjeu des méthodes statistiques appliquées à l'IRMf est d'extraire des différences significatives du signal en moyenne entre l'activation et la référence. Le test statistique choisi est calculé pixel par pixel, ce qui permet l'établissement d'une carte statistique des changements de signal, afin de localiser les régions activées.

Le test statistique cherche à rejeter l'hypothèse nulle (absence de différence entre les moyennes du signal pendant les deux conditions comparées) avec une probabilité qu'une différence survenue par chance reste inférieure à un certain seuil (souvent admis à 5 %, d'où p < 0,05). Ce concept d'imagerie statistique est général à l'imagerie neuro-fonctionnelle (TEP, IRMf), où un pixel codé en couleur représente une probabilité (et non une certitude) que le signal en ce point est différent entre les deux états, avec un risque de faux positif (5 % dans notre exemple). Actuellement, l'analyse pixel par pixel fait de plus en plus place à une analyse de la probabilité de « l'activation » pour un groupe donné de pixels (cluster), voire pour l'ensemble du volume observé [21].

L'analyse des données d'IRMf pose au statisticien de nombreux problèmes encore imparfaitement résolus à ce jour, problèmes principalement liés à la résolution spatio-temporelle de la technique. D'innombrables travaux ont établi des méthodes statistiques applicables à l'IRMf qu'il n'est ni possible ni utile de recenser en totalité. Il faut néanmoins remarquer que ces méthodes ont démontré une bonne reproductibilité des activations (cortex sensitivo-moteur ou langage).

Les tests paramétriques simples sont les plus utilisés. La variable normale centrée réduite (score Z) du signal ou le test t de Student sont largement utilisés en IRMf. Ces méthodes ne tiennent pas compte de l'évolution temporelle du signal mais seulement des phases de plateau (comparaison de moyennes).

Les méthodes de corrélation permettent d'inclure dans l'analyse les phases d'ascension et de baisse de signal, en modélisant le signal grâce à une fonction d'entrée continue. Introduite par Bandettini et al. [22] et très largement utilisée, la corrélation croisée consiste à corréler l'évolution temporelle du signal dans chaque voxel avec une fonction d'entrée établie à partir du paradigme figure 6. Dans les paradigmes en bloc, la fonction d'entrée est répétée en fonction du nombre de cycles du paradigme (périodes on/off). Elle peut être modélisée de multiples façons. On peut, en théorie, calculer la valeur statistique du coefficient de corrélation.

La régression linéaire multiple, également connue sous les termes « analyse de covariance » ou « modèle linéaire général » (Statistical Parametric Mapping, SPM) est une extension des analyses paramétriques à variable unique [23]. Elle permet de prendre en compte plusieurs facteurs pouvant expliquer les variations de signal, et d'évaluer leur participation respective. On construit donc une matrice expérimentale dont chaque colonne contient une variable définie (qu'il s'agisse d'un effet recherché ou d'un facteur d'erreur). Classiquement, les variables principales sont représentées par la présence ou l'absence du stimulus, mais l'on peut introduire différents covariants (filtrages de très basses ou très hautes fréquences temporelles, mouvements résiduels, paramètres indépendants, etc.). La contribution relative de chacun des facteurs est ensuite évaluée voxel par voxel, et l'on construit des cartes statistiques, suivant que l'on recherche une combinaison linéaire particulière de ces contributions ou l'ensemble d'entre elles.

Cartes d'activation

Afin de localiser les changements significatifs de signal, on calcule des cartes statistiques (cartes d'activation), où le degré relatif d'activation est traduit en échelle de couleur figure 7.

La visualisation des résultats se fait par la superposition des cartes statistiques sur une image anatomique de la même coupe, habituellement en haute résolution et pondérée en T1. On peut en fait utiliser différents types d'images, quand on souhaite préciser les rapports des régions activées avec un élément anatomique particulier (par exemple une angio-IRM). Cette superposition est simple, car les données sont toutes acquises dans le même référentiel, au cours d'une même session. Il convient toutefois de préciser qu'elle souffre de limitations liées à la distorsion des images fonctionnelles. On tend actuellement à acquérir les images anatomiques en 3 D afin de permettre une meilleure localisation des régions par reconstruction dans les 3 plans. Des logiciels interactifs permettent alors de déplacer le curseur dans le volume et de visualiser simultanément la position de la région activée dans chaque plan. Le « rendu surfacique » d'une imagerie cérébrale 3D facilite grandement l'identification des gyri et des sillons ce qui permet au neurochirurgien, dans les études cliniques pré-chirurgicales, de reconnaître l'anatomie telle qu'elle apparaît en peropératoire figure 8. Cependant, la surface corticale enfouie dans les sillons (> 50 % de la surface totale) est mal visualisée par cette approche. Dans le cas d'un bilan pré-chirurgical, le but idéal serait de pouvoir intégrer l'IRM fonctionnelle dans une imagerie multi-modalité (angio-IRM, imagerie métabolique, électromagnétique...), l'ensemble de ces données étant fusionnée à l'imagerie anatomique 3 D dans le cadre de la neurochirurgie stéréotaxique sans cadre.

Applications cliniques

Les premiers développements de l'IRMf datent du début des années 1990 [6]. Ces travaux se sont attachés à montrer que l'IRMf avait la capacité de mettre en évidence des variations de signal stimulus-dépendantes reproductibles dans les aires primaires visuelles [6], [7], somato-motrices [24] et même auditives, à l'aide de stimulations simples (flash lumineux, mouvements simples de la main). Ces premiers résultats, l'arrivée des séquences echo-planar, la totale innocuité et la relative facilité d'accès de la technique ont contribué au très large développement de l'IRMf. Cette technique est maintenant adaptée à l'étude de problèmes neurophysiologiques spécifiques chez les patients et certaines applications cliniques se sont développées.

Les applications cliniques de l'IRMf sont en plein essor. Chez l'enfant, en particulier, l'IRMf est la première technique de cartographie fonctionnelle clinique. Les deux applications les mieux évaluées sont la cartographie fonctionnelle préchirurgicale motrice et l'étude de la dominance hémisphérique du langage. D'autres voies de recherche sont à l'étude dans différents cadres pathologiques comme l'épilepsie, la physiopathologie de diverses pathologies neurologiques (SEP, pathologie des noyaux gris centraux, démences...), psychiatriques (schizophrénie), ou la plasticité corticale après lésion ou après chirurgie. Nous n'en évoquerons ici que quelques aspects.

Applications neurochirurgicales : cartographie fonctionnelle pré-opératoire motrice et du langage

L'IRMf est déjà utilisée dans de nombreux centres pour établir une cartographie fonctionnelle motrice préopératoire. Elle consiste à localiser les aires sensori-motrices fonctionnelles chez des patients qui présentent une lésion proche de la région rolandique. Les patients vont alors exécuter au cours d'une session IRM des mouvements segmentaires (en général main et pied) permettant de localiser la région sensori-motrice primaire au contact de la lésion à opérer. La plupart des auteurs rapportent une excellente corrélation entre les résultats per-opératoires (grilles sous durales et/ou stimulations) et l'IRMf [24] [25] [26]. Actuellement, l'IRMf facilite grandement le geste chirurgical en localisant au préalable la région éloquente figure 9 sur laquelle le chirurgien peut intervenir directement grâce aux techniques de neuro-navigation. Cette approche, couplée aux stimulations corticales per-opératoires permet d'envisager l'exérèse de lésions de la région centrale pour laquelle l'indication opératoire n'aurait pas été retenue auparavant en raison du risque fonctionnel lié à l'intervention (exemple des lésions gliales de bas grade). Elle devrait donc permettre d'améliorer le pronostic de ces patients qui dépend de la qualité de l'exérèse.

Ainsi, l'IRMf intervient comme aide à la décision chirurgicale en donnant des indications sur l'extension de la lésion par rapport aux régions fonctionnelles, en facilitant le geste opératoire (si les stimulations corticales peropératoires ne sont pas disponibles ou en permettant un repérage plus rapide des régions à stimuler), et vraisemblablement en améliorant le pronostic post-opératoire, tous points qui restent encore à évaluer.

L'IRMf s'est également avérée très fiable pour latéraliser les aires du langage avant chirurgie temporale ou frontale chez des patients présentant une lésion expansive ou une épilepsie. La technique de référence actuelle est le test de Wada qui consiste à injecter un barbiturique (amobarbital) dans l'une puis l'autre carotide, et à tester l'hémisphère controlatéral chez un sujet éveillé. L'IRMf qui est sans danger et peut être répétée en cas d'échec a donné des résultats bien corrélés à ceux du test de Wada aussi bien chez l'adulte [27] [28] [29] que chez l'enfant [30], [31]figure 10. Les tests employés étaient des épreuves de jugement sémantique ou de fluence verbale. Il est très probable que dans un avenir proche les indications du test de Wada se réduisent au profit de l'IRMf, moins coûteuse et sans danger.

En revanche, l'étude des formations hippocampiques et de la mémoire en IRMf n'a jusqu'à présent pas donné de résultats suffisamment fiables pour envisager de concurrencer le test de Wada [32].

Plasticité cérébrale, récupération fonctionnelle

Le cerveau n'est bien sûr pas un système statique. Les modifications de l'activité cérébrale peuvent survenir d'un instant à un autre ou sur de plus longues périodes. Ces modifications sont décrites sous le terme de « plasticité ». La plasticité cérébrale permet de décrire des phénomènes tels que l'apprentissage ou la mémoire chez le sujet normal ou la récupération fonctionnelle du cerveau lésé. La totale innocuité de l'IRM fonctionnelle, permettant de répéter les examens au cours du temps, et sa disponibilité en font une technique particulièrement adaptée à l'étude des modifications temporelles de l'activité cérébrale. La grande sensibilité de l'IRMf autorise l'examen des processus cognitifs à l'échelle de l'individu, ce qui est fondamental pour étudier la récupération après lésion. Enfin, la flexibilité des paradigmes, la résolution temporelle de l'IRMf permet l'étude des modifications de l'activité cérébrale sur des périodes très courtes, à l'inverse de la TEP. Peu d'études ont abordé la physiopathologie des maladies, ou les mécanismes de plasticité cérébrale et de récupération après lésion (infarctus ou traumatisme). Les quelques travaux réalisés ont étudié la réorganisation fonctionnelle motrice ou du langage.

Système moteur

Le retentissement sur l'activité cérébrale de lésions aiguës (comme l'ischémie) ou chroniques (comme les tumeurs ou les malformations vasculaires) est très probablement différent. Ainsi, dans l'ischémie, le parenchyme cérébral est détruit et la récupération fonctionnelle se fait par l'intermédiaire du tissu cérébral restant alors que les malformations vasculaires, dont la formation débute tôt dans l'évolution du sujet, sont théoriquement capables d'entraîner des phénomènes de plasticité au cours du développement.

Les processus qui sous-tendent la récupération motrice après une lésion ischémique sont très partiellement connus. Plusieurs auteurs, utilisant la TEP [33] [34] [35] ou l'IRMf [36], ont montré que lorsqu'un patient présentant un déficit moteur utilisait sa main déficitaire, il existait une activation du cortex moteur ipsilatéral à la main lésée figure 11. Cette activation ipsilatérale a été rapportée à l'existence de syncinésies controlatérales au côté lésé, à la mauvaise performance motrice du sujet ou bien au recrutement fonctionnel des circuits moteurs préexistant non croisés. Cependant, l'activation du cortex moteur ipsilatéral au mouvement intervient d'autant plus fréquemment chez le sujet sain que le mouvement est inhabituel ou difficile. Ainsi, le recrutement du cortex moteur ipsilatéral pourrait être un facteur lié à la difficulté de la tâche plus qu'à la récupération proprement dite. D'autres aires corticales sont également recrutées comme le cortex prémoteur ipsilatéral ou le pariétal. En résumé, s'il est clair qu'il existe des modifications des circuits cérébraux activés lors de la période de récupération, ces circuits peuvent être recrutés de façon différente d'un individu à l'autre, et la relation entre récupération et activation est loin d'être élucidée. En particulier, il est possible qu'en fonction de la lésion, le circuit activé ne soit pas toujours en rapport avec l'amélioration de la performance, voire même soit en relation avec sa dégradation si des mouvements anormaux surviennent à distance.

Alors que de nombreux travaux ont évalué l'intérêt de l'IRMf dans le bilan pré-chirurgical des tumeurs cérébrales, le retentissement de lésions chroniques sur le cortex moteur a été bien moins étudié. Il semble que la présence d'une tumeur à proximité des régions motrices soit capable de modifier l'activation corticale : celle-ci apparaît en effet plus large que chez les sujets témoins effectuant le même mouvement [26]. De même, plus grande est la proximité entre une malformation vasculaire et le cortex moteur, plus grande est l'asymétrie de la surface activée entre les deux hémisphères [37]. De plus, chez ces patients, l'asymétrie et le déplacement de l'activation par rapport au côté opposé sont corrélés au déficit moteur.

Langage

La grande majorité des études concernant la récupération fonctionnelle du langage après lésion ischémique a à l'heure actuelle été publiée en TEP. Certains travaux suggèrent que les aires de l'hémisphère droit homotopiques à celles activées normalement dans l'hémisphère gauche jouent un rôle prépondérant [38], [39] figure 12. Cependant, les aires homolatérales préservées pourraient également prendre en charge les fonctions de celles qui sont lésées (par exemple, l'aire de Broca lors d'une lésion de l'aire de Wernicke). Ainsi, le rôle exact des phénomènes de réorganisation des circuits du langage après lésion cérébrale ischémique est encore discuté.

Il est couramment admis que les malformations vasculaires se forment pendant la gestation, et que le développement de ces lésions, ainsi que les modifications hémorragiques et ischémiques qui peuvent survenir par la suite, sont capables d'entraîner des phénomènes de plasticité cérébrale. Une telle réorganisation fonctionnelle a été suggérée pour les fonctions du langage. Lazar et al. [40] ont pratiqué un test de Wada avec cathétérisme supersélectif chez des patients présentant une malformation artério-veineuse cérébrale. Cette étude a montré qu'il existait probablement une réorganisation postéro (Wernicke) -antérieure (Broca) de certaines fonctions du langage chez les patients qui présentaient des malformations artério-veineuses du carrefour temporo-pariétal gauche. Maldjian et al. [41] en IRMf ont rapporté le cas de 2 patients présentant une malformation artério-veineuse et des signes de réorganisation fonctionnelle du langage vers l'hémisphère droit. Cependant, les malformations artério-veineuses sont fréquemment associées à des altérations de l'hémodynamique cérébrale. Ainsi, lorsque des modifications hémodynamiques importantes sont associées aux malformations artério-veineuses, la détection du signal fonctionnel BOLD peut être altérée et les phénomènes de réorganisation fonctionnelle ne peuvent donc être toujours fiablement appréciés. Cette hypothèse est suggérée par l'observation personnelle d'un patient porteur d'une MAV préfrontale gauche avec aphasie transitoire, dont l'apparente latéralisation du langage en IRMf (droite avant embolisation) a été modifiée après embolisation (apparition de régions activées à gauche) figure 13.

Épilepsie

La détection du foyer épileptogène est une autre voie de recherche en cours de développement. En effet, les phénomènes électriques paroxystiques au cours d'une crise s'accompagnent d'importantes variations du métabolisme et du flux sanguin cérébral local, entraînant des modifications du contraste BOLD. Plusieurs études [42], [43] ont mis en évidence une activation cortico-sous-corticale percritique chez des patients qui présentaient une épilepsie partielle motrice. L'IRMf est actuellement limitée à l'étude de patients très particuliers présentant des crises fréquentes (suffisamment pour pouvoir les enregistrer en IRM) et qui n'entraînent pas ou très peu de mouvements de la tête. Plus récemment, la mise au point de systèmes d'enregistrement EEG pendant l'acquisition IRM [44] permet d'espérer pouvoir étendre cette technique à d'autres types de crises.

Études physiopathologiques

Le caractère non invasif de l'IRM fonctionnelle cérébrale explique son grand intérêt en recherche clinique ou plus fondamentale, dans l'étude de diverses fonctions neurologiques normales ou pathologiques. Par exemple, des études ont montré que l'IRMf pouvait être appliquée à l'étude de la physiopathologie des troubles moteurs comme le tremblement essentiel, chez des patients présentant des lésions pallidales (syndrome akinéto-rigide ou dystonie), ou des myoclonies du voile du palais. D'innombrables nouvelles applications de l'IRMf sont à prévoir, telles que l'aide au diagnostic de maladies neurologiques ou psychiatriques (mise en évidence de déficits fonctionnels spécifiques, en l'absence d'anomalie anatomique), ou le développement de l'IRM pharmacologique (imagerie des effets cérébraux de médicaments neuro ou psychotropes), etc.

Chez l'enfant, l'IRMf offre un moyen unique d'aborder le développement cérébral normal. L'étude de l'organisation fonctionnelle corticale au cours de très nombreuses pathologies malformatives, tumorales ou développementales (par exemple, les dysphasies, dyslexies, etc.) devrait permettre une meilleure compréhension de l'influence des processus morbides sur la maturation cérébrale, et des troubles fonctionnels de ces patients, dans l'espoir de thérapeutiques adaptées.

Conclusion

L'IRM fonctionnelle cérébrale est en train de révolutionner l'approche clinique des patients neurologiques et neurochirurgicaux, ainsi que la recherche sur l'organisation des fonctions cérébrales, car elle est le premier moyen strictement non invasif d'établir une cartographie individuelle des régions fonctionnelles, permettant l'étude de patients et de volontaires sains. C'est en particulier la première technique utilisable en pédiatrie, ce qui ouvre le champ d'études anatomo-fonctionnelles du développement cérébral normal, et de la plasticité.

L'enthousiasme qu'elle suscite ne doit pas faire oublier que l'IRMf est une technique encore jeune. Mais l'importance du travail accompli en quelques années, et la rapidité des progrès ont fait de cette technique un outil arrivé à maturité. Si les travaux de recherche en neurosciences se sont très largement développés, les applications cliniques de l'IRMf restent actuellement principalement limitées à la cartographie fonctionnelle pré-opératoire. Dans ce domaine, l'IRMf a prouvé sa fiabilité, et permet de grandement simplifier le bilan des patients. Par ailleurs, elle permet une étude non invasive de la plasticité cérébrale physiologique (apprentissage, maturation des fonctions cérébrales) ou pathologique (post-lésionnelle, ou post-chirurgicale).


Figure 1. Effets de l'activation cérébrale sur le signal IRM. L'augmentation du signal pendant l'activation est liée à la conjugaison d'une augmentation de flux (effetT1) et de l'oxygénation (diminution de l'effet de T2*).
Effects of brain activation on MR signal. Focal signal increase during activation is related to the combination of flow (increased T1effect) and oxygenation increases (decreased T2*effect).


Figure 2. Évolution temporelle du signal dans un pixel activé au cours d'un paradigme moteur à 1,5Tesla. L'augmentation de signal suit étroitement, mais avec un discret retard, les périodes d'activation (barres noires).
Signal time course in an activated pixel during a motor paradigm at 1.5T. The signal time course follows tightly the activation periods (black bars), with a slight delay, due to the latency of the hemodynamic response.

Figure 3.
Motion artifacts and correction. Photic stimulation (red flashes) alternated with darkness.

(Les tableaux sont exclusivement disponibles en format PDF).

Figure 4.a :b :
Artifacts in macroscopic brain vessels in conventional gradient echo sequences.a:b:

(Les tableaux sont exclusivement disponibles en format PDF).


Figure5. Artefacts de distorsion des images echo-planar. Noter la perte de signalau niveau du cortex orbito-frontal, et la déformation antéro-postérieure des pôlestemporaux, liées aux artefacts de susceptibilité magnétique au contact de la base ducrâne.
Distortion artifacts in echo-planar images. Magnetic susceptibility artifacts near theskull base induce signal loss in the orbito-frontal cortex, as well as distortion of theanterior part of the temporal poles.


Figure 6. Schéma d'un paradigme en bloc. Les stimuli (S) sont présentés defaçon répétée au cours de chaque bloc d'activation (A), qui alterne avec une périodede référence (R), chaque cycle A-R étant répété plusieurs fois.
Models of block paradigm. Stimuli (S) are repeatedly presented during each activationblock (A), which is interleaved with a reference block (R), each A-R cycle being repeatedseveral times.


Figure 7. Schéma d'un paradigme événementiel. Un stimulus unique est présentétoutes le 12 à 15 secondes, pendant lesquelles on enregistre la réponsehémodynamique à ce seul stimulus. Des stimuli différents peuvent donc être mélangésdans le dessin expérimental.
Model of event-related paradigm. A single stimulus is presented every 12 to15 sec, while the hemodynamic response is being monitored. Various stimuli may beintermingled within the experimental design.


Figure 8. Principes de l'analyse par corrélation croisée du signal pendantl'activation. L'évolution spontanée du signal pendant ce paradigme alternant 2périodesd'activation et 2périodes de repos (pointillé blanc) est modélisée par une fonctiond'entrée suivant le paradigme (trait continu gris). Dans cet exemple la corrélationentre les 2fonctions est égale à r =0,7.
Principles of cross-correlation analysis of the signal time course during activation.The signal time course during this paradigm alternating 2activation and 2rest periods(dashed line) is modelled by an input function following the paradigm (continuous line).In this example, the correlation between both functions is r=0.7.


Figure 9. Exemple de cartes d'activation. Test de fluence verbale comparée aurepos, chez un patient présentant une lésion infiltrante pré-frontale gauche. Lespixels codés en couleurs sont ceux où il existe un changement significatif (p =0,001)entre la tâche d'activation et le repos. On visualise un réseau de régions activées,à latéralisation gauche (dominance hémisphérique du langage).
Example of an activation map. Verbal fluency compared with rest, in a patientpresenting with an infiltrating left pre-frontal lesion. Color-coded pixels are those inwhich there is a statistically significant signal change (p=0.001) between languageactivation and rest. This map, overlaid on anatomic images, displays a left lateralizedactivated network (left language dominance).


Figure 10. Visualisation sur un rendu surfacique du cortex cérébral des régionsactivées au cours de mouvements de flexion-extension des orteils à droite et à gauche,comparées au repos (logiciel BAR, hôpital du Val de Grâce, Paris).
Activated regions are overlaid on a surface rendering of the brain from 3DT1acquisition. Left and right toes movements compared with rest, in a normal volunteer (BARsoftware, Val de Grace Hospital, Paris).


Figure 11. Cartographie pré-opératoire du cortex moteur primaire de la main(mouvements d'opposition des doigts de la main droite), chez une patiente présentant unelésion chronique (gangliogliome) située dans le gyrus précentral, sans déficit moteur.(Logiciel BAR, Val de Grâce, Paris).
Presurgical mapping of the hand primary motor cortex (right finger tapping), in apatient with long lasting precentral lesion (ganglioglioma), and no motor deficit. (BARsoftware, Val de Grâce, Paris).


Figure 12. Dominance hémisphérique gauche du langage, chez un patient présentantune lésion infiltrante insulaire gauche. Le test de fluence verbale comparée au reposmet en évidence un réseau d'aires latéralisées à gauche, incluant la région de Broca(frontale latérale et inférieure), la région de Wernicke (temporale postérieure),associées à une activation bilatérale du cortex visuel primaire (occipital), ainsi quede l'insula à droite. Confirmation par le test de Wada.
Left language hemispheric dominance, in a patient with an infiltrating lesion in theleft insula. Verbal fluency compared with rest shows a left lateralized network ofactivated areas, including Broca's area (inferior and lateral frontal cortex), andWernicke's area (posterior temporal cortex), associated with a bilateral activation in theprimary visual cortex (occipital pole), and a right insular activation. fMRI results wereconfirmed by a Wada test.


Figure 13. Plasticité cérébrale motrice. Activation bilatérale des régionsrolandiques, au cours d'un mouvement d'opposition du pouce et de l'index gauche, chez unpatient présentant un gliome infiltrant malin de la région centrale droite, opérépartiellement, avec déficit moteur gauche. (Logiciel BAR, Val de Grâce, Paris).
Motor plasticity. Bilateral activation in the rolandic regions, during left fingermovements, in a patient with a malignant infiltrating glioma of the right central regionand a left motor deficit, after partial resection. (BAR software, Val de Grâce, Paris).


Figure 14. Plasticité des réseaux de langage. Dominance hémisphérique droite dulangage, au cours d'une tâche de fluence verbale comparée au repos, chez une jeunepatiente droitière, présentant une récidive de gliome malin temporo-insulo-frontalgauche, ayant déjà été opérée à l'âge de 4ans. L'activation est latéralisée àdroite, dans des régions homologues à celles activées normalement dans l'hémisphèregauche (région de Broca). (Logiciel BAR, Val de Grâce, Paris).
Language plasticity. Right hemisphere language dominance, during verbal fluencycompared with rest, in a right handed adolescent, presenting with a recurrent malignantglioma of the left temporo-insulo- frontal region, after initial surgery at age4. Theactivated network is right lateralized, including regions homologous to those normallyactivated in the left hemisphere (Broca's area). (BAR software, Val de Grâce, Paris).


Figure 15. Influence des anomalies hémodynamiques des MAV sur les résultats del'IRMf. Patiente présentant une malformation artério-veineuse préfrontale gauche,manifestée par une aphasie transitoire et une parésie de la main droite. L'aphasieassociée à une MAV gauche suggère fortement une latéralisation hémisphérique gauchedu langage. L'apparente latéralisation droite du langage en IRMf avant embolisation estprobablement dûe au masquage de l'effet BOLD par les anomalies hémodynamiques gauchesliés à la MAV. Après embolisation, restitution d'une perfusion gauche normale etréapparition de régions activées à gauche.
Possible influence of AVM hemodynamic anomalies on the detection of BOLD effect. Leftprefrontal AVM, manifested as transient aphasia and right hand paresis. The association ofa left AVM and language disorders strongly suggests left hemisphere languagespecialization. Apparent right lateralization of language at fMRI before embolization isprobably due to masking of BOLD effect by hemodynamic anomalies related to the AVM. Afterembolization, left hemisphere perfusion has returned to normal, and left activated regionshave appeared.

(Les tableaux sont exclusivement disponibles en format PDF).



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