Imagerie rapide utilisée en IRMf

A l’heure actuelle, c’est sans doute la séquence de choix pour des études fonctionnelles mettant en œuvre l’imagerie par résonance magnétique. Elle présente plusieurs avantages tels qu’une très bonne résolution temporelle d’où la possibilité d’un suivi dynamique des activations cérébrales : une image peut être obtenue en quelques secondes (typiquement 5s pour un volume couvrant la quasi-totalité du cerveau de 64x64x26 coupes) à quelques centaines de millisecondes. Compte tenu de la valeur élevée du , elle présente une faible pondération en ; le signal obtenu est donc dû à un effet BOLD quasiment pur. Compte tenu de sa bonne résolution temporelle, elle est aussi peu sensible aux artefacts de mouvements. Elle offre aussi une flexibilité et stabilité pour l’étude de plusieurs processus physiologiques. Cependant, elle nécessite un équipement spécifique à gradients importants et à commutation rapide avec des fréquences d’échantillonnage élevées. A cause des restrictions instrumentales (caractéristique des gradients limitant le parcours dans l’espace k et bande d’échantillonnage élevée), la bonne résolution temporelle se paye par un plus faible RSB par rapport aux séquences conventionnelles en écho de gradient. Ceci incite donc à baisser la résolution spatiale pour gagner en rapport signal sur

bruit. Par conséquent, la résolution spatiale est moins bonne qu’en imagerie classique : taille voxel de l’ordre de 70 pour un même champ de vue que l’écho de gradient classique. De plus, cette séquence souffre de plusieurs artefacts :

Hétérogénéité de champ dans le sens du gradient de phase.

Effet de susceptibilité à l’interface entre deux tissus (Ex : os de la boîte crânienne- cortes), d’où une difficulté à étudier des fonctions spécifiques à la base de certains lobas du cerveau et du cervelet.

Courants de Foucault induits par les commutations rapides des gradients.

Ces artefacts nécessitent des algorithmes de reconstruction et de correction appropriés afin de compenser les effets produits sur les images acquises [108,109].

Un autre avantage de l’EPI réside dans la possibilité d’un échantillonnage moins dense de l’espace en couvrant un plus grand volume, cette technique récente porte le nom d’Echo-

Volume Imaging (EVI) [110, 111, 112].

Figure 2.2 : séquence utilisée en EPI en écho de spin (ES) et en écho de gradient (EG) et trajectoire induite par les gradients de codage de phase et de fréquence dans l’espace k. une seule impulsion RF est suffisante pour générer le train d’échos d’un plan de l’objet imagé. Les commutations du

2.5.2. Les principaux paradigmes

Le terme « paradigme » désigne en IRMf la suite temporelle des stimuli que le sujet subit et les tâches qu’il accomplit.

2.5.2.1. Nécessité d’un suivi dynamique de la réponse BOLD

Le signal en IRMF par contraste BOLD est l’augmentation (ou la diminution) de l’intensité dans des images pondérées , reflétant une augmentation (ou une diminution) de l’oxygénation sanguine suite à une activation (ou désactivation) neuronale. L’intensité absolue de chaque image est influencée par plusieurs paramètres tels que les temps de relaxation et la densité de protons. Aussi n’est-il pas possible de déduire d’une seule image l’oxygénation sanguine locale, et à fortiori il n’est pas possible d’attribuer l’intensité absolue à une activation neuronale. Cela nécessite au moins deux images, acquises à des états d’activité neuronale différents, tous les autres paramètres restant identiques. Le faible rapport signal sur bruit et l’instabilité potentielle de l’intensité dans l’image (dérive de la ligne de base) ne permettent pas, en général, de se baser sur deux seules images pour détecter un signal significatif. Plutôt, on alterne deux ou plusieurs conditions, souvent représentant des conditions d’activation et de contrôle (ou repos), pendant lesquelles des images du volume cérébral d’intérêt sont acquises de façon répétée. Cette alternance permet de diminuer des effets de fatigue et d’habituation, d’augmenter le RSB, et de diminuer la sensibilité à des dérives de la ligne de base. On obtient ainsi une série d’intensités pour chaque voxel du volume acquis, reflétant l’évolution temporelle du signal en ce point.

2.5.2.2. Interprétation d’un signal BOLD

La variation de l’intensité d’images sensibles au contraste BOLD peut être attribuée à une augmentation ou à une diminution de l’oxygénation sanguine, si elle présente une Corrélation significative avec le paradigme.Cette variation peut à son tour être attribuée à une variation de l’état d’activation neuronale, en absence d’autres processus physiologiques ou pharmacologiques qui pourraient expliquer des variations hémodynamiques.

Dans l’hypothèse où l’état d’activation reste stable dans les régions cérébrales non- impliquées dans la tâche accomplie par le sujet, l’activation ou la désactivation neuronale détectée reflète alors la différence entre les conditions. Si ces deux conditions sont

identiques en tous points, à l’exception d’une seule composante cognitive ou sensorielle, cette expérience permet alors de localiser les régions spécifiquement impliquées par la composante étudiée.

Figure 2.3 : paradigmes de type « bloc » avec une ou plusieurs conditions d’activation.

L’interprétation inverse, à savoir, la localisation de zones non impliquées dans une tâche, est bien plus problématique. La sensibilité statistique pourrait être dégradée localement de manière à ce qu’une activation corticale présente ne soit pas détectée. Ainsi, une tâche pourrait provoquer une activation et une désactivation simultanée de différentes populations neuronales dans une même zone corticale, ou un bruit physiologique local fort (battement artériel……) et rendre un signal présent non significatif statistiquement. Pour les mêmes raisons, la délinéation des zones impliquées dans une tâche, c-à-d la localisation de la limite entre les zones impliquées et non impliquées, peut être difficile.

2.5.2.3. Paradigmes classiques

Classiquement, les différentes conditions de stimulation sont présentées par blocs. elle est de l’ordre d’une vingtaine de secondes. La détection de la variation du signal corrélée au stimulus se fait le plus souvent par une inter corrélation du signal temporel observé en chaque voxel de l’image avec une réponse modèle déduite du paradigme. Le paramètre d’intérêt est alors l’amplitude de la partie de la réponse qui est corrélée au paradigme. On obtient une telle mesure d’amplitude pour chaque voxel de l’image.

Les paradigmes en bloc sont bien adaptés pour localiser les zones du cerveau qui sont impliquées dans une fonction cognitive ou sensorielle que l’on peut « activer » de manière sélective. Par rapport à d’autres paradigmes qui comportent des présentations plus courtes des stimulis, les paradigmes en bloc ont un pouvoir maximal de détection des zones activées [113].

2.5.2.4. Paradigmes événementiels

Les paradigmes événementiels consistent, comme leur nom le suggère, en une suite d’évènements courts figure 1.16. Ils permettant d’examiner la forme de la réponse hémodynamique. Si les évènements sont rapprochés, l’analyse se fait par déconvolution du signal temporel observé, sur la base du modèle linéaire de la réponse BOLD.

Avec une distribution temporelle optimisée des différents évènements [114], ce type de paradigme peut fournir une efficacité maximale pour l’estimation de la forme de la réponse hémodynamique [113]. En même temps, des paradigmes évènementiels ont un pouvoir de détection faible [113]. D’un autre côté, par leur présentation aléatoire des stimulis, qui les rend imprévisibles pour le sujet, ils permettent d’éviter des effets d’habituation et de fatigue souvent présents dans les paradigmes en bloc.

Figure 2.4 : paradigmes évènementiels à stimuli brefs avec temps de stimuli fixes ou variables, et avec un ou plusieurs types d’évènements.

Figure 2.5 : variation périodique dans le temps d’un paramètre c du stimulis dans les paradigmes du type « fourrier ». Ce paradigme active de manière périodique

les neurones qui sont sélectifs à une gamme de valeurs du paramètre. La valeur « préférée » du neurone détermine le décalage temporel du signal observé.

2.5.5. Paradigmes du type « Fourier »

Les paradigmes cités dans la section 2.5.2 concernent le déroulement dans le temps d’une suite de conditions discrètes de stimulation. Du fait de ce caractère discret, ils sont mal adaptés dans les cas entre lesquels on souhaite étudier la localisation de la zone corticale impliquée en fonction d’un paramètre continu du stimulus. Classiquement, pour établir une telle relation, il faudrait discrétiser le paramètre étudie, et localiser indépendamment les zones activées pour chacun de ces stimulis. Non seulement cette approche est coûteuse en temps, mais elle ne fournit qu’une information.