Introduction :

L’imagerie par résonance magnétique fonctionnelle (IRMf) est une technique atraumatique permettant de reproduire la somatotopie des aires fonctionnelles basée sur des séquences d’acquisitions rapides, comme l’échoplanar.

Les premières expérimentations utilisaient des agents de contraste comme les chélates de gadolinium mais, actuellement, la technique est basée sur une substance endogène : la désoxyhémoglobine des globules rouges et ses variations locales.

L’IRMf de caractère atraumatique bénéficie aussi d’une résolution anatomique supérieure à la tomographie par émission de positons (TEP).

Elle est impliquée dans la recherche fondamentale, comme dans la mise en évidence de l’origine du signal ou dans d’autres voies de recherches permettant d’appréhender le cortex visuel, auditif, moteur et sensitif.

Les approches cliniques de l’IRMf déjà réalisées s’appuient sur le parc d’IRM diagnostiques car, dès que l’IRMf a été décrite, elle a pu être transférée à 1,5 T sur les imageurs cliniques sans modification de matériel, au moins en ce qui concerne la mise en évidence des zones d’activations primaires.

Principes :

A - ASPECTS TECHNIQUES :

1- Contraste en IRM fonctionnelle :

En IRMf, le marqueur est une molécule paramagnétique endogène agissant sur le temps de relaxation des protons de l’eau, ainsi que sur leur cohérence de phase : le couple oxyhémoglobinedésoxyhémoglobine.

Le passage d’une molécule, type agent de contraste paramagnétique, présentant un moment magnétique intense induit une perte de signal par production de déphasages des spins qui diffèrent selon leur position.

La présence d’un tel composé dans le compartiment intravasculaire induit des différences de susceptibilité magnétique entre les compartiments intra- et extravasculaires.

Localement, celles-ci produisent un gradient de champ magnétique qui affecte la fréquence de résonance des protons de l’eau.

La présence d’hétérogénéités statiques de champ magnétique à l’intérieur d’un voxel induit une distribution de fréquence de résonance moins centrée et un élargissement de la raie de l’eau et par conséquent, une baisse de signal.

Ce dernier phénomène, non compensé en écho de gradient, n’est pas irréversible.

Parallèlement, les phénomènes de diffusion de l’eau ainsi que la perméabilité des membranes entre les divers compartiments amplifient la perte de signal.

Les molécules d’eau contenues dans les tissus diffusent à travers ces gradients de champ magnétique.

Ces processus irréversibles, entraînant une perte de cohérence de phase des spins de l’eau, se caractérisent par une diminution du temps de relaxation transversale (T2).

La contribution cumulée de ces deux phénomènes est quantifiée par le paramètre noté T2*.

Hémoglobine : un produit de contraste endogène

L’état d’oxygénation du sang est un paramètre important dans le contraste obtenu en IRMf.

L’hémoglobine est formée de quatre sousunités, composées chacune d’un polypeptide, la globine, et d’un groupement prosthétique, l’hème, affiné pour le fer.

La captation de l’oxygène conduit à l’oxydation du fer ferreux (Fe ++) en fer ferrique (Fe3+).

La configuration électronique d’un atome de fer à l’état ferreux (Fe2+) est 1s2 2s2 2p6 3s2 3p6 3d6, avec six électrons sur l’orbitale 3d.

Dans l’oxyhémoglobine, la molécule d’oxygène (O2) crée un champ fort qui provoque une levée de dégénérescence importante des niveaux énergétiques des orbitales 3d.

Tous les électrons se placent sur le niveau d’énergie stable (basse énergie) et sont appariés.

La molécule possède alors des caractéristiques diamagnétiques.

En revanche, pour la désoxyhémoglobine, l’écart énergétique entre les orbitales 3d est faible, les électrons se répartissent sur les deux niveaux d’énergie et ne sont plus appariés.

La présence de quatre électrons célibataires confère à cette molécule un caractère paramagnétique. Possédant des propriétés magnétiques différentes selon son degré d’oxydation, l’hémoglobine devient un produit de contraste endogène idéal en IRM.

Ainsi, la présence de désoxyhémoglobine est détectée en IRM par une diminution de signal liée au déphasage des spins de l’eau en images pondérées en T2*.

Les mesures de spectroscopie proche infrarouge ont permis de déterminer les proportions relatives d’oxyhémoglobine (pic d’absorption à 575 nm), de désoxyhémoglobine (550 nm) et de méthémoglobine (635 nm).

Grâce à ces paramètres, il apparaît que durant la première phase d’une activation cérébrale l’oxyhémoglobine et la désoxyhémoglobine augmentent de manière similaire.

Au bout de 2 secondes, la désoxyhémoglobine atteint un maximum, puis diminue alors que la quantité locale d’oxyhémoglobine continue de croître.

Six secondes après la stimulation, l’oxyhémoglobine atteint un maximum concomitant avec le minimum de la désoxyhémoglobine.

Enfin, 10 secondes après l’activation, les quantités de désoxyhémoglobine et d’oxyhémoglobine retournent au niveau basal.

Ces données permettent d’extrapoler les phénomènes observés en IRM où seule l’influence de la désoxyhémoglobine est détectée durant l’activation.

Le modèle de base est appelé le contraste BOLD (blood oxygen level dependent contrast).

2- Effet BOLD :

L’IRMf est réalisée grâce à des séquences sensibles aux différences de susceptibilité magnétique du sang induites par les variations de concentration en désoxyhémoglobine lors d’une activation cérébrale.

Dans un premier temps, un stimulus provoque une consommation locale d’oxygène responsable d’une augmentation du taux de désoxyhémoglobine.

La susceptibilité magnétique plus importante induit une baisse du signal d’IRM.

Ce phénomène, de très faible amplitude (1 à 2 %), appelé réponse rapide (résolution temporelle de 1 à 2 secondes), n’est observable que sur des imageurs à hauts champs (2 ou 3 T).

Dans un deuxième temps, l’organisme réagit en augmentant le flux et le volume sanguin cérébral pour compenser cette lacune en O2, parallèlement à une baisse de la fraction d’extraction de l’O2.

Cette hausse disproportionnée lave le compartiment capillaire de la désoxyhémoglobine.

Le champ magnétique local devient plus homogène et induit une cohérence de phase des spins de l’eau plus importante.

Une augmentation de signal pondéré en T2* de 4 à 6% est observable pour un champ magnétique de 1,5 T.

Seul ce deuxième phénomène est observable sur les appareils utilisés en exploration clinique.

De plus, plusieurs compartiments sanguins et tissulaires contribuent à ces différences de signaux : le compartiment macrovasculaire, le compartiment microvasculaire (veinules et capillaires), le compartiment extravasculaire.

Les contributions relatives sur le contraste IRMf de chacun de ces compartiments sont étroitement liées aux conditions d’acquisition du signal et posent un problème de sélectivité.

3- Influence des conditions d’acquisition sur le contraste fonctionnel :

Les bases physiologiques sur lesquelles reposent la cartographie cérébrale par IRMf sont généralement attribuées à une hyperoxygénation transitoire du sang du compartiment veineux suivant une augmentation régionale du débit sanguin cérébral après consommation d’oxygène.

Ainsi, les applications actuelles sont souvent reliées à l’interprétation d’effets ou de différences significatives plutôt qu’à une analyse rigoureuse entre l’activité neuronale, les conséquences hémodynamiques et la physique de l’IRM.

Il résulte que la visualisation de variations liées à un stimulus est grandement soumise aux conditions expérimentales.

* Sensibilité au signal des macrovaisseaux :

Les variations observées sur ces images fonctionnelles acquises avec des séquences d’échos de gradient classiques à temps de répétition (TR) court (environ 60 millisecondes) et angles de nutation importants (90°) sont fortement influencées par les variations de signaux au sein des macrovaisseaux.

En effet, la forte pondération T1 des images augmente le phénomène d’entrée de coupe qui s’accompagne de variations de plusieurs dizaines de pour-cent du signal entre les périodes de repos et d’activation.

Ce problème a été mis en évidence par des études menées en angiographie par résonance magnétique fonctionnelle (ARMf).

Plusieurs équipes ont montré que certains « foyers d’activation » étaient parfaitement superposables aux vaisseaux observés par ARM.

Les zones correspondant aux macrovaisseaux, peu spécifiques, peuvent ainsi induire des erreurs de localisation importantes des foyers d’activation.

Parallèlement, les différences de susceptibilité magnétique au sein du compartiment capillaire n’induisent des variations de signaux que de 4 à 6%.

Cette faible dynamique pénalise la spécificité des résultats obtenus en IRMf par des séquences conventionnelles en écho de gradient.

Néanmoins, ce problème peut être minimisé en optimisant les paramètres d’acquisition.

* Minimisation de la contamination par le compartiment macrovasculaire :

Le choix d’un angle de nutation faible, d’environ 10°, élimine la saturation des spins immobiles tout en garantissant la sensibilité aux variations de T2* engendrées par la variation d’oxygénation du sang, en maintenant un temps d’écho assez long.

Le phénomène d’entrée de coupe peut être également minimisé par l’utilisation d’acquisitions volumiques. Malheureusement, malgré un gain en rapport signal/bruit et une meilleure résolution spatiale, cette approche reste limitée par sa résolution temporelle médiocre.

Il est également possible d’utiliser des séquences échoplanar, aujourd’hui les plus usitées en IRMf, qui permettent de s’affranchir des phénomènes de saturation des spins grâce à un TR infini (TR = ∞).

L’excitation des spins n’étant réalisée qu’une seule fois avant échantillonnage du plan de Fourier, la saturation des spins est uniquement dépendante du délai séparant deux acquisitions de la même coupe.

De nombreuses équipes utilisent les séquences d’écho de gradientéchoplanar qui sont sensibles à la fois aux variations de T2 et aux hétérogénéités de champ magnétique.

Cette option est généralement choisie dans le cas d’imageurs cliniques de 1,5 T.

Pour des aimants à haut champ (supérieur ou égal à 2 T), il apparaît intéressant d’utiliser des séquences d’écho de spin-échoplanar à échos décalés.

Elles semblent générer un signal beaucoup plus sélectif que les séquences d’écho de gradient-échoplanar avec une meilleure sensibilité vis-à-vis du signal des microvaisseaux, un effet moins prononcé des artefacts pulsatiles de flux et une sensibilité moins importante aux gradients de champ macroscopique en rapport avec les imperfections de shim et les interfaces tissu/air/os.

Toutefois, ces séquences possèdent une sensibilité plus faible que les séquences d’écho de gradient-échoplanar aux variations de susceptibilité magnétique, car les phénomènes liés aux gradients statiques sont en grande partie compensés.

De ce fait, l’écho de spin-échoplanar EPI-SE (spin-echo-echoplanar imaging) n’est applicable qu’à champ magnétique intense supérieur ou égal à 2 T.

En définitive, la plupart des groupes travaillant sur des imageurs cliniques de 1,5 T utilisent les séquences d’écho de gradientéchoplanar pour minimiser les effets d’entrée de coupes et garder une sensibilité suffisante.

B - ANALYSE D’IMAGES ET CORRÉLATION AUX TECHNIQUES ÉLECTROPHYSIOLOGIQUES :

1- Traitement et analyse des images en IRMf :

Une expérimentation typique en IRMf consiste en une alternance de phases de repos et de phases d’activation.

Pendant la phase de repos, le sujet n’exécute aucune tâche spécifique, il lui est demandé de se relaxer et de ne penser à rien ; tandis que dans la phase d’activation, il a pour instruction d’exécuter une tâche spécifiée à l’avance.

Ces deux phases sont alternées et répétées un certain nombre de fois (typiquement quatre phases de repos et quatre phases d’activation, durant chacune 30 secondes) tandis qu’un volume d’images (dix à 12 coupes) est acquis périodiquement (typiquement toutes les 3 secondes).

Une expérimentation génère un ensemble de volumes d’images et chaque pixel est ainsi caractérisé par un signal temporel (composé de 80 valeurs) qui traduit l’activité de ce pixel pendant le déroulement de l’examen.

C’est ce signal qui sera soumis aux analyses statistiques pour décider si ce pixel est impliqué dans l’exécution de la tâche.

De manière plus générale, l’IRMf permet de mener des expérimentations avec des conditions autres que les deux seules conditions activation-repos.

La condition appelée ici « repos » doit être considérée comme une condition contrôle à laquelle est comparée la condition active.

Avant d’arriver au résultat final qui consiste à détecter les pixels impliqués dans l’exécution d’une tâche, certains traitements préliminaires sont nécessaires : le recalage des images et le filtrage du bruit.

* Recalage d’images :

Cette étape a pour but de rendre superposables les volumes d’images acquises aux différents instants.

Ces images pouvant provenir du même sujet (recalage intrasujet) ou de plusieurs sujets dans une étude de groupe (recalage intersujets).

+ Recalage intrasujet :

Dans tous les cas, le recalage individuel est une étape indispensable car tout défaut de superposition fait que le signal attribué à un pixel serait en réalité l’enchaînement de morceaux de signaux provenant de plusieurs pixels.

Le mouvement de la tête du sujet pendant l’examen en est la cause principale ; tout mouvement, même imperceptible (de l’ordre de quelques dixièmes de millimètres) peut avoir un effet artefactuel important.

Les méthodes permettant de corriger le mouvement de la tête du sujet consistent à choisir un volume comme référence et à calculer les paramètres de translations (trois, correspondant aux trois axes) et de rotations (trois rotations) à appliquer à chacun des autres volumes pour le rendre superposable à cette référence.

Elles sont toutes basées sur le même principe avec trois composantes :

– méthode de mesure de la différence entre les deux volumes d’images (volume transformé et référence) ;

– méthode de recherche des six paramètres de transformations permettant de rendre cette différence minimale ;

– méthode d’interpolation.

L’interpolation est nécessaire car les coordonnées transformées d’un pixel ne sont pas toujours des nombres entiers et ainsi il se trouve situé entre des pixels de la grille des coordonnées ; la valeur en ce pixel doit être calculée à partir des pixels de la grille qui l’entoure.

La méthode la plus simple est l’interpolation linéaire (ou multilinéaire), mais celle qui est la plus adaptée à l’IRM est basée sur des fonctions d’interpolation en sinus cardinal qui offrent l’avantage de préserver au mieux le contenu fréquentiel des images, mais ont l’inconvénient de nécessiter des temps de calculs très longs.

La plus connue des méthodes de recalage est due à Woods ; elle a été initialement développée pour la TEP, puis appliquée à l’IRMf.

Elle exploite l’idée que deux images sont peu différentes lorsque le rapport pixel à pixel des valeurs dans les deux images est proche d’une constante.

Elle procède par approximations successives ; les six paramètres du mouvement sont ajustés de proche en proche jusqu’à obtenir ceux qui fournissent la meilleure qualité de recalage estimé au sens du rapport défini ci-dessus.

D’autres méthodes utilisent la moyenne des carrés des différences entre pixels comme critère de qualité du recalage et utilisent des méthodes basées sur les dérivées pour déterminer les paramètres de translations et rotations qui rendent cette différence minimale.

Il faut noter que ces méthodes de recalage sont basées sur l’hypothèse de déformations rigides et si elles corrigent correctement les effets dus au mouvement de la tête du sujet, elles ne prennent pas en compte les déformations dues aux mouvements physiologiques telles que les pulsations cardiaques ou la respiration qui, elles, se traduisent par des déformations non rigides.

Ceci signifie que ces techniques ne peuvent pas fournir un recalage meilleur que 0,2 mm et même davantage en cas de respiration forcée, par exemple.

Par ailleurs, elles ne peuvent s’appliquer que pour des mouvements de petite amplitude (de l’ordre de quelques millimètres).

Les mouvements de grande amplitude sont difficiles à corriger et introduisent un bruit trop important pour que les images soient exploitables.

Si le mouvement a été insuffisamment corrigé, ceci se traduit, généralement, par des artefacts situés en bordure de l’image.

+ Recalage intersujets :

Il est nécessaire lorsque le but est une analyse de groupe ou une étude comparative entre différents sujets.

Ce problème est rendu difficile par la variabilité dans la forme des cerveaux et surtout la configuration des circonvolutions.

Les méthodes décrites de recalage intrasujet ne sont plus suffisantes puisque les déformations à déterminer ne sont pas de type corps rigide mais sont différentes selon la position dans le volume d’images.

Il s’agit d’identifier chacune des structures composant les cerveaux et de les rendre superposables structure par structure.

La méthode la plus simple consiste à définir des points de repères identifiables sur tous les cerveaux et de calculer une transformation non linéaire (contrairement à la transformation corps rigide qui est linéaire) permettant de ramener tous les cerveaux à un cerveau de référence.

Mais cette méthode est lourde à mettre en oeuvre car elle demande à l’utilisateur la définition d’un grand nombre de points de repères dont l’identification n’est pas toujours aisée.

Des approches alternatives automatiques, ne nécessitant pas l’intervention de l’utilisateur, ont été proposées.

La plupart sont une généralisation des méthodes citées précédemment.

Pour obtenir une meilleure précision dans le recalage, il est préférable de l’appliquer d’abord sur les images anatomiques (acquises en T1) de meilleure résolution, puis d’appliquer les transformations calculées sur ces images anatomiques aux images fonctionnelles en ayant pris la précaution, lors de l’acquisition, de faire en sorte que les coupes fonctionnelles et les coupes anatomiques se correspondent.

Souvent, le cerveau de référence auquel sont ramenés tous les cerveaux est un cerveau standard qui correspond à l’atlas de Talairach-Tournoux et sert de normalisation.

Ceci nécessite le repérage de la commissure antérieure dans tous les cerveaux.

Pour rendre le recalage plus facile, il est préférable que les coupes soient acquises parallèlement au plan bicommissural.

* Filtrage du bruit :

+ Lissage spatial :

Il est fait par un noyau gaussien (chaque valeur de pixel est remplacée par une somme pondérée par une gaussienne de ses voisins dans les trois directions x-y-z).

Ce lissage augmente, comme tout lissage, le signal rapport/bruit.

Il permet aussi de corriger les défauts résiduels de recalage.

Typiquement, la largeur à mi-hauteur du filtre est prise égale à trois fois la résolution (taille du pixel).

Dans une étude de groupe, pour tenir compte de la variabilité anatomique des cerveaux des sujets, il est conseillé de la prendre égale à quatre ou cinq fois cette résolution.

+ Lissage temporel :

Pour améliorer le rapport signal/bruit, un filtre passe-bas est appliqué au signal.

Un second filtre passe-haut est appliqué.

Il a pour but de corriger le signal des dérives éventuelles se traduisant par une modulation de basses fréquences dues principalement aux effets des oscillations physiologiques (respiration, battements cardiaques) qui, par repliements du spectre, deviennent des basses fréquences.

Les fréquences largement plus basses que la fréquence de stimulation (alternance de repos-activation) sont éliminées.

* Détection des pixels activés :

On considère que le signal observé en chaque pixel est le résultat d’une convolution de la fonction d’entrée (alternance de reposactivation) par la fonction de réponse hémodynamique.

Ceci se traduit pour les pixels activés par une montée progressive du signal lors de la transition de la phase de repos à la phase d’activation, et par une décroissance progressive lorsque l’activation cesse.

Pour être efficace, l’analyse statistique doit tenir compte de la forme temporelle introduite dans le signal par la réponse hémodynamique.

Les premiers travaux tenant compte de la réponse hémodynamique utilisent comme indice d’activation du pixel la corrélation entre le signal et une fonction modélisant le signal théorique attendu. Friston et al ont mis la résolution du problème dans le cadre général du modèle linéaire généralisé.

L’idée principale de ce modèle réside dans la décomposition du signal observé en une somme pondérée de variables explicatives : ainsi, chaque condition est modélisée par une fonction de forme sinusoïdale (d’autres formes permettant de prendre en compte la réponse hémodynamique sont possibles) pour les échantillons temporels où cette condition est présente et nulle ailleurs.

L’effet d’une condition sur l’activité d’un pixel est traduit par le coefficient de pondération associé.

Ceci conduit à un système d’équations dont les inconnues sont les coefficients de pondération.

Dans ce modèle linéaire peut être incluse, outre les variables « condition », toute autre variable pouvant expliquer l’intensité du signal, telles que la vitesse d’exécution de la tâche (pour une activation motrice) ou le nombre de mots traités ou produits (pour le langage).

L’exploitation du modèle linéaire est faite en deux étapes. Une première étape permet de tester l’ajustement du modèle au signal et est faite par un test de F.

Ce premier test permet de ne retenir que les pixels où l’un quelconque des effets (à p < 0,05) est présent, les autres pixels ne se distinguant pas du bruit.

La différence d’activité entre deux conditions (activation-repos) pour chaque pixel est évaluée par un T-test.

Le résultat obtenu est une carte statistique, d’où le nom de statistical parametric mapping (SPM) donné au logiciel.

Le seuillage de cette carte statistique effectué pixel à pixel se heurte au problème des comparaisons multiples connu en statistique.

En effet, un seuil fixe à p < 0,001, par exemple, conduit à une probabilité de faux positif cumulée sur la totalité des pixels beaucoup plus grande.

Les auteurs de SPM ont développé une théorie basée sur les champs aléatoires gaussiens qui permet de corriger les probabilités afin de tenir compte des comparaisons multiples.

Pour appliquer cette théorie, les valeurs de « t » sont transformées en valeurs d’écart réduit ou Z-score.

De plus, cette théorie permet d’évaluer la probabilité qu’une région (au sens d’ensemble de pixels connexes) soit activée en fonction de son étendue spatiale.

L’interprétation des cartes statistiques et la détection des pixels significativement activés est faite en fixant une probabilité pour le pixel (généralement p < 0,001) et une probabilité sur la région (généralement p < 0,05).

Les pixels et les régions satisfaisant à ces conditions sont retenus et projetés sur les images anatomiques (préalablement recalées sur les images fonctionnelles) pour une analyse de la signification anatomofonctionnelle des activations obtenues.

Les méthodes décrites ci-dessus supposent la connaissance d’un modèle de la fonction de réponse hémodynamique, fonction qui ne peut être connue que de manière imparfaite et qui peut varier selon les aires cérébrales.

D’autres approches ne nécessitant pas la formulation explicite de cette fonction ont été proposées.

Ces approches sont basées sur le fait que la répétition d’une condition durant le déroulement de l’examen induit sur le signal une composante fréquentielle fondamentale liée à la période de répétition de la tâche.

Elles analysent donc le signal dans l’espace des fréquences et sont applicables dans le cas (le plus courant) où la stimulation est périodique.

Quelle que soit la méthode appliquée, les résultats dépendent des seuils de significativité choisis.

L’expérience montre que les aires primaires (notamment les aires motrices et visuelles) peuvent être détectées avec un seuil élevé sur le « t » ou le « Z » (correspondant à p < 0,001 ou p < 0,001), tandis que les aires associatives le sont à un seuil plus bas (correspondant à p < 0,01).

Le choix du seuil dépend aussi du nombre de sujets traités. Souvent, l’interprétation fonctionnelle des aires cérébrales passe par une comparaison du degré d’activation de ces aires.

Pour cela, plusieurs critères de comparaison sont utilisés.

Le premier est le Z-score ou le « t » maximal dans chacune des aires : plus cette valeur est élevée et plus l’activation de l’aire est grande.

Le deuxième est la différence entre activation et repos qui doit être calculée à partir du signal corrigé des effets indésirables tel que celui des basses fréquences.

Enfin, le troisième est celui de l’étendue en nombre de pixels de la région.

Il est à noter qu’une région révélée par l’analyse statistique ne correspond pas toujours à une aire anatomique unique au sens de Brodmann. Il est courant d’associer à une région l’aire de Brodmann correspondant à la localisation du pixel d’activité maximale.

Si la région est étendue, les pixels maximaux locaux (maxima dans un voisinage de taille dépendants du lissage introduit dans les images) sont aussi pris en considération.

* Méthode évènementielle :

Les travaux les plus récents utilisent un paradigme expérimental appelé event-related où le sujet est stimulé pendant une brève période (de quelques secondes), contrairement à la méthode bloquée décrite plus haut où la stimulation dure quelques dizaines de secondes.

L’un des avantages de cette nouvelle technique est d’offrir la possibilité d’étudier le séquencement temporel de l’activation des aires cérébrales.

2- Corrélation de l’IRMf aux techniques électrophysiologiques :

L’analyse du signal et la détermination des seuils de significativité sont une part essentielle de la recherche en IRMf.

Le petit nombre de sujets étudiés, les tâches diverses utilisées et leur nonstandardisation, les techniques d’acquisition d’image, les artefacts causés par les mouvements, l’intérêt porté surtout aux activations sus-tentorielles ont tous contribué, avant même toute analyse statistique du signal, à alimenter les controverses.

La valeur localisatrice du signal, la réalité de son étendue spatiale et sa possible quantification sont actuellement des axes de recherche importants.

Lors de cette analyse, l’établissement de seuils de significativité reste du domaine du savoir-faire.

L’abaissement de ce seuil ou son élévation peut générer des cartes d’activation statistiques différentes par leur étendue pour une même tâche.

C’est la pertinence de cette carte statistique et sa capacité à se rapprocher de la réalité physiologique qui est sujette à caution et requiert validation.

L’IRMf a déjà été comparée à des techniques électrophysiologiques de référence pour valider le signal obtenu.

Une bonne corrélation des informations a été ainsi retrouvée quand l’IRMf a été comparée à la magnétoencéphalographie, à la TEP, à l’électroencéphalogramme, à la stimulation corticale directe et aux potentiels évoqués moteurs.

Ramsey a retrouvé aussi une corrélation spatiale IRMf 3D-TEP excellente (distance moyenne = 6,7 mm).

Puce a souligné la bonne corrélation entre les activations sensitives de l’IRMf avec les potentiels évoqués somesthésiques (PES) enregistrés en peropératoire.

Toutefois, le recouvrement par le signal IRMf, dans le sillon central, des zones sensitives et motrices est une limite relative à la qualité de distinction somatotopique de l’IRMf.

Les techniques de stimulation transcrânienne ont aussi été corrélées avec l’IRMf.

Krings a souligné que les régions activées en IRMf correspondaient aux aires où les potentiels évoqués moteurs (PEM) avaient montré une densité motoneuronale la plus importante.

Brandt a mesuré le signal IRMf face une stimulation transcrânienne électrique et a observé un signal IRMf plus localisé et de moindre amplitude par rapport à un mouvement volontaire.

Principaux résultats :

A - APPLICATIONS EN RECHERCHE :

Les grands axes de recherche en IRMf sont dominés par les études sur la motricité, le langage, les aires visuelles et les études fondamentales sur l’origine du signal.

D’autres applications sont actuellement en train de se développer, comme les études portant sur les fonctions cognitives, la pathologie psychiatrique.

1- IRMf et fonction motrice :

Les premières publications d’IRMf sur la motricité ont insisté sur la possibilité de démonstration de la somatotopie de l’homonculus moteur en réponse à des tâches précises (mouvement des doigts, flexion et extension du pied...).

Les activations controlatérales observées s’accompagnent souvent d’activation des aires motrices supplémentaires et possèdent une composante homolatérale, reflétant probablement la partie non croisée du faisceau pyramidal.

Les études sur les aires motrices supplémentaires se sont attachées à démontrer l’implication de celles-ci dans la préparation et l’apprentissage du mouvement.

D’autres auteurs ont montré la relation linéaire existant entre la rapidité d’exécution du mouvement (1, 2, 3 et 5 Hz) et l’augmentation du nombre de pixels activés.

En voulant étudier les phénomènes de plasticité cérébrale lors de l’apprentissage d’une tâche donnée sur plusieurs mois, Karni a montré le caractère variable dans le temps de l’activation cérébrale, répondant peut-être à plusieurs phénomènes d’encodage différents.

L’apprentissage correspondrait d’abord à une diminution de l’activation, puis à une augmentation sensible de celle-ci quand la tâche est parfaitement maîtrisée.

Enfin, Kim a montré chez des sujets sains droitiers et gauchers une asymétrie motrice corticale plus grande chez les sujets droitiers que chez les gauchers.

Ceci pourrait en partie expliquer les déficits moteurs plus prononcés observés en clinique lors d’une lésion de l’hémisphère gauche.

2- IRMf et aires visuelles :

Les premières expérimentations sur les aires visuelles se sont attachées à montrer la capacité de l’IRMf à activer le cortex visuel primaire, le noyau géniculé latéral et les interactions thalamocorticales.

Rombouts a testé la dominance oculaire et a montré, chez 26 volontaires, une plus grande activation du cortex visuel primaire lors des stimulations de l’oeil dominant par rapport à l’oeil non dominant.

Ross, comparant les activations visuelles de sujets âgés à celles de sujets jeunes a démontré un effet âge-dépendant des activations visuelles à mettre peut-être en relation avec la baisse de la fonction visuelle avec l’âge.

De nombreuses études ont porté sur la reconnaissance visuelle.

Puce a montré des zones d’activation corticale différentes pour la reconnaissance de lettres non signifiantes et de figures humaines inconnues.

Dans cette étude, les figures humaines activaient plus l’hémisphère droit que le gauche, et le contraire pour la reconnaissance des lettres.

Les figures activaient le gyrus fusiforme bilatéralement, mais aussi les sulci droits occipitotemporaux et occipitaux inférieurs, ainsi que le gyrus temporal moyen.

Les lettres activaient principalement les sulci gauches occipitotemporaux et occipitaux inférieurs.

Miki a démontré la capacité de l’IRMf en clinique pour mettre en évidence des déficits du champ visuel en rapport avec une compression chiasmatique ou une atrophie optique.

3- IRMf et langage :

Une autre grande application de l’IRMf concerne les études sur le langage.

Par rapport à la TEP, l’IRMf dans les études sur le langage donne une meilleure résolution spatiale et temporelle.

En conditions physiologiques, les activations retrouvées en génération de mots sont souvent asymétriques, localisées dans les gyri temporal supérieur et moyen et au pied de la frontale ascendante.

L’acquisition des images en IRMf requiert une immobilité parfaite du sujet.

Les expérimentateurs sont confrontés à ce problème lors des phases de production de mots car tout mouvement de mandibule peut produire un artefact perturbant fortement l’analyse d’image.

Ce problème n’existe pas en TEP. Pour les études de reconnaissance d’objets, on est alors obligé d’utiliser des artifices lors de l’acquisition d’images pour éviter tout mouvement au sujet testé (méthode soustractive).

Parce que les études sur le langage font intervenir plusieurs fonctions cognitives différentes, chaque région est étudiée en faisant intervenir la méthode dite « soustractive ».

Les études réalisées jusqu’à présent ont déjà permis de réviser une partie du modèle classique d’organisation du langage.

Le langage fait intervenir, entre autres, des fonctions phonologiques et lexicosémantiques.

Binder a montré l’existence d’aires temporopariétales gauches activées de manière plus importantes (gyri temporaux moyen et inférieur, fusiforme et angulaire) que la traditionnelle aire de Wernicke ainsi que des zones gauches préfrontales, là aussi dépassant les limites classiques de l’aire de Broca.

Ces aires frontales gauches étaient d’ailleurs clairement activées lors des tâches soulignant les fonctions « réceptrices » du langage.

D’autres auteurs se sont attachés à montrer la latéralisation du langage. Binder en utilisant une tâche soustractive auditive a démontré la prédominance hémisphérique gauche du langage.

Wildgruber a retrouvé une activation prédominant à droite pour le langage chanté alors que le langage parlé était prédominant à gauche.

Xiong a corrélé l’IRMf à la TEP, toujours dans l’évaluation de la dominance hémisphérique du langage, dans une série de production de verbes.

Sur l’ensemble des pixels activés retrouvés en TEP, 92 % ont été observés en IRMf.

Ceci souligne l’excellente corrélation entre les deux techniques, la différence relevée pouvant être due aux différentes résolutions spatiales, de sensibilité, de procédure et de mécanisme physiologique analysé entre les deux techniques.

Quant au langage écrit, il a été notamment étudié par Sugishita.

Quatre régions ont montré une activation significative pour des tâches d’écriture avec phonogrammes : les régions autour du sulcus interpariétal gauche et droit, celle de la partie moyenne du sulcus précentral gauche, la partie postérieure du sulcus frontal supérieur gauche.

La région du sulcus interpariétal gauche était d’ailleurs la région le plus significativement activée, suggérant son implication majeure dans l’écriture et la possibilité de tester le langage écrit par IRMf.

Enfin, l’influence du sexe sur la somatotopie du langage a aussi été étudiée.

L’hypothèse la plus répandue est celle d’une représentation plus diffuse, bilatérale, du langage chez les femmes alors que les aires du langage chez les hommes seraient plus focalisées dans l’hémisphère dominant.

Shaywitz, utilisant des tâches orthographiques (reconnaissance de lettres), phonologiques (rimes) et sémantiques, a pu montrer une différence significative dans l’organisation du langage chez les femmes (activations plus diffuses dans les gyri frontaux inférieurs gauche et droit) par rapport aux hommes (activations surtout dans le gyrus frontal inférieur gauche).

De telles données sont à mettre en rapport avec les résultats des stimulations corticales pratiquées par Ojemann qui, lui aussi, a retrouvé des différences « sexuelles » dans l’organisation du langage.

B - APPLICATIONS CLINIQUES :

1- IRMf et chirurgie d’exérèse tumorale :

Évoqué dès 1994 par certains auteurs, le rôle que pourrait jouer l’IRMf dans la caractérisation des zones fonctionnelles face à un processus tumoral a déjà fait l’objet de quelques publications , même si, manifestement, nous sommes encore au tout début de ce genre d’application clinique.

Les progrès de la neuroradiologie et de l’anatomopathologie ont permis ces dernières années de mieux comprendre l’organisation spatiale des tumeurs cérébrales.

L’envahissement du cortex primaire par une tumeur engage souvent le pronostic fonctionnel.

Cependant, les phénomènes de plasticité cérébrale et de chevauchement des capacités fonctionnelles (diachisis) permettent, temporairement, d’atteindre un état d’équilibre dans lequel un déficit fonctionnel ne s’exprime pas.

Quand il apparaît, son origine n’est pas univoque.

La grande majorité des tumeurs astrocytaires proviennent des régions sous-corticales.

Dans les phases initiales de progression, elles maintiennent d’étroites relations avec les axones de la substance blanche du gyrus d’origine, les infiltrant parfois mais surtout les repoussant et les séparant.

On assiste alors à une modification, une distorsion de l’anatomie générale des gyri, repoussés mais non détruits.

Les zones fonctionnelles s’adaptent et peuvent persister longtemps après que la tumeur soit passée dans une phase plus active d’infiltration.

Ces phénomènes dépendent largement d’autres facteurs comme le degré, la durée et la rapidité de la compression.

Utilisée dans le bilan préchirurgical des tumeurs cérébrales, l’IRMf permet de donner des informations fonctionnelles complémentaires aux données anatomoradiologiques et histologiques classiques.

Les études publiées jusqu’à présent ont porté essentiellement sur la faisabilité de l’IRMf en conditions pathologiques. Dans une étude d’IRMf portant sur sept gliomes, Atlas a remarqué un déplacement des zones fonctionnelles par la tumeur qui pourrait refouler et infiltrer le tissu fonctionnel tout en l’épargnant partiellement.

Yousry a également relevé une modification de la représentation corticale de la main avec une activation plus large et plus diffusée chez quatre patients porteurs de tumeur cérébrale.

Mueller a souligné l’utilité de l’IRMf dans le planning préchirurgical des tumeurs cérébrales en zone fonctionnelle dans une étude sur 12 patients.

Il semble que le comportement des zones fonctionnelles face à un processus tumoral périrolandique dépende de la nature histopathologique de celui-ci, mais aussi de sa taille et de sa configuration, de sa durée d’évolution et de l’âge du patient.

Lorsque la tumeur fait l’objet d’une exérèse et donc que l’effet de masse disparaît, les aires activées peuvent revenir en position symétrique.

Si la faisabilité de l’IRMf dans les tumeurs cérébrales a été démontrée, plusieurs questions sont encore nettement controversées : quelle est la meilleure tâche à choisir pour caractériser une zone fonctionnelle donnée et quelles sont les indications précises de l’utilisation de l’IRMf ?

À notre avis, l’IRMf est particulièrement utile dans les tumeurs cérébrales périrolandiques de bas grade, très souvent d’évolution lente chez des sujets jeunes, souvent peu ou pas déficitaires.

Elle peut aider à la décision thérapeutique, à la programmation de la chirurgie et à l’évaluation du bénéfice escompté par rapport au risque fonctionnel encouru.

Couplée à la neuronavigation et à la cartographie cérébrale peropératoire, elle permet une meilleure évaluation pré- et peropératoire de l’anatomie tumorale par rapport aux zones fonctionnelles à respecter.

Parmi les choix de tâches dans le bilan préchirurgical, celui des tâches linguistiques à utiliser dans le cadre des tumeurs en zones du langage pose le plus de problème.

En effet, l’utilisation de tâches de dénomination d’objets ou de production de verbes, par exemple, repose sur un choix arbitraire d’étude du langage.

La pertinence de ces tâches du langage dans ce genre d’application reste encore à valider.

Au-delà de son utilisation dans le cadre d’un bilan préchirurgical avant une chirurgie d’exérèse tumorale classique, l’IRMf a été utilisée pour caractériser les zones fonctionnelles avant une radiochirurgie, en chirurgie de l’épilepsie ou lors de traitements endovasculaires.

L’IRMf a même été utilisée par certaines équipes chez l’enfant dans le planning chirurgical de tumeurs cérébrales ou en chirurgie de l’épilepsie dès l’âge minimal de 5 ans.

2- IRMf et chirurgie de l’épilepsie :

Une autre application clinique directe de l’IRMf est son utilisation en chirurgie de l’épilepsie en remplacement du test de Wada.

Toutes les études actuellement publiées sur le sujet ont montré une excellente corrélation entre le test de Wada et l’IRMf lors des tâches de production de mots.

Au-delà de la caractérisation de la dominance hémisphérique, l’IRMf aurait le grand avantage de localiser anatomiquement les sites essentiels du langage. Cette information peut alors se révéler très importante dans le choix des zones à réséquer.

Cette dernière application reste à valider formellement par des techniques électrophysiologiques établies.

Le problème le plus important est celui du choix des tâches linguistiques à employer.

L’IRMf peut aussi, dans certains cas particuliers, être utilisée pour localiser une zone ictale.

Ainsi, Detre a décrit la localisation par IRMf et sa corrélation peropératoire par électrophysiologie d’un foyer épileptique chez un patient porteur d’une épilepsie partielle temporale.

3- IRMf et plasticité cérébrale :

Un intérêt majeur de l’IRMf est de permettre une étude longitudinale (dans le temps) des zones fonctionnelles.

Karni a démontré une réorganisation cérébrale motrice dépendante de l’apprentissage d’une tâche donnée.

L’étude des lésions d’évolution lente ou congénitales semble particulièrement intéressante pour comprendre les phénomènes de réorganisation cérébrale.

Étudiant la réorganisation sensorimotrice de la main chez six patients porteurs de lésions hémisphériques unilatérales périnatales, Cao a montré que l’hémisphère sain de ces patients était également activé par les mouvements contro- et ipsilatéral des doigts, suggérant une réorganisation cérébrale en réponse à la lésion initiale.

Maldjian a utilisé l’IRMf chez six patients porteurs de malformation artérioveineuse et a remarqué que certains avaient des sites d’activation cérébrale inattendus, suggérant que ces phénomènes de réorganisation cérébrale pourraient être en rapport avec la présence de telles lésions congénitales.

D’autres études IRMf ont pu mettre en évidence des activations attribuées à du tissu fonctionnel situé à l’intérieur des malformations artérioveineuses.

Schlosser a envisagé de classer les types d’activations obtenues selon l’impact fonctionnel de malformations artérioveineuses observées sur une série de 24 patients.

Les activations retrouvées pour une tâche donnée sont symétriques en étendue et non déplacées chez les patients non déficitaires.

En revanche, un déficit clinique dans une fonction donnée s’exprime invariablement par un déplacement des activations.

De plus, il a été mis en évidence que, chez certains patients porteurs de malformations artérioveineuses en zone rolandique, les mains contro- et ipsilatérales à la lésion pouvaient être contrôlées par le même hémisphère sain, mais dans deux zones d’activation différentes.

Ceci est à mettre en parallèle avec les phénomènes de recrutements prédominants (mais non exclusifs) d’aires ipsilatérales à la tâche d’activation chez des patients porteurs de malformation artérioveineuse ou de tumeur d’évolution lente.

Ces phénomènes de recrutements d’aires ipsilatérales observés en IRMf sont sûrement évolutifs dans le temps, en reflet de l’adaptation progressive du cerveau au processus tumoral.

De telles observations sont à rapprocher des observations faites en TEP sur les phénomènes de récupération motrice après accident vasculaire cérébral.

Les activations bilatérales des voies motrices et le recrutement d’aires motrices additionnelles dépendent de facteurs individuels largement imprévisibles et du site de la lésion sous-corticale.

D’autres ont montré que les tumeurs d’évolution lente pouvaient induire des phénomènes de réorganisation à large échelle non confinés dans les aires motrices propres.

Certains ont suggéré que la quantification du signal IRMf ou l’effet de masse exercé sur la zone d’activation pourrait refléter l’étendue du déficit moteur d’un patient porteur d’une tumeur rolandique, donnant la possibilité de confirmer par l’IRMf une éventuelle aggravation (ou récupération) clinique.

Conclusion :

L’IRMf est une méthode désormais assez simple à mettre en oeuvre, tant en recherche fondamentale, où peu de types d’expériences demeurent impossibles en raison de l’environnement magnétique, qu’en exploration clinique.

Pour celle-ci, la fiabilité, même demandant encore quelques contrôles, est suffisante pour que les cliniciens en fassent déjà largement la demande dans les bilans préthérapeutiques.

Le traitement d’images est une étape restant lourde et non automatisable.

Il faut en effet qu’un opérateur averti puisse garantir la qualité de chacune des étapes, car la présentation finale ne permet pas a posteriori de contrôler la qualité de l’acquisition.

Or, celle-ci dépend de plusieurs facteurs critiques incluant, en particulier, la compliance du sujet avec la tâche et l’absence d’artefact de mouvement et de susceptibilité magnétique.

La réalisation d’une IRMf dans des conditions non contrôlées peut produire des résultats erronés et la qualité du travail d’équipe qui est nécessaire pour l’éviter est primordiale.

Cette imagerie fonctionnelle représente un aspect nouveau de la neuroradiologie, complémentaire de techniques radio-isotopiques et d’autres méthodes d’IRM dont la phase de validation est en marche de manière parallèle, telles que l’IRM de diffusion et l’IRM de perfusion.

Elle va certainement apporter un progrès conséquent dans la stratégie thérapeutique et mérite de s’intégrer dans l’arbre décisionnel pour plusieurs types de pathologies.

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