l’imagerie par résonance magnétique fonctionnelle …sudriaesme.free.fr/arthur 3ème...

Lina NASR, Louis Houël, Sabine DONZÉ (3BS05)

Département Signal et Télécommunications Mémoire de fin d’études – Mars 2007

38, rue Molière 94200 Ivry sur Seine Tél. : 01 56 20 62 00 Fax : 01 56 20 62 62 http://www.esme.fr

L’Imagerie par Résonance Magnétique fonctionnelle (IRMf)

Mémoire de recherche de fin d’études

Encadrant : Mr. Benoît COTTEREAU

L’imagerie par Résonance Magnétique fonctionnelle (IRMf)



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Table des Matières

TABLE DES FIGURES........................................................................................................................................ 3 GLOSSAIRE ......................................................................................................................................................... 4 INTRODUCTION................................................................................................................................................. 6 1. PRINCIPE ET FONCTIONNEMENT DE L’IRMF................................................................................ 7

1.1 DESCRIPTION DE L’IRM........................................................................................................................ 7 1.1.1 La résonance magnétique nucléaire................................................................................................ 7 1.1.2 Application de la RMN à l’IRM ...................................................................................................... 8 1.1.3 Le fonctionnement de l’IRM............................................................................................................ 9

1.2 PRINCIPE DE L’IRMF .......................................................................................................................... 10 1.2.1 De l’activation cérébrale à l’augmentation du flux sanguin......................................................... 10 1.2.2 Propriétés magnétiques du sang ................................................................................................... 11 1.2.3 Le signal BOLD............................................................................................................................. 13 1.2.4 Traitement des images : Méthodes Statistiques............................................................................. 15

1.3 COMPARAISON IRMF/TEP ................................................................................................................. 18 2. LES APPLICATIONS .............................................................................................................................. 20

2.1 APPLICATIONS EN SCIENCES COGNITIVES............................................................................................ 20 2.1.1 Calcul mental ................................................................................................................................ 20 2.1.2 Perception d’images subliminales................................................................................................. 21 2.1.3 Les bases neurobiologiques de la lecture: un cas particulier de l’acquisition de connaissances. 21

2.1.3.1 Etude sur le développement des mécanismes neuronaux mis en jeu lors de la lecture ........................ 21 2.1.3.2 Etude de lecture précoce réalisée à l’aide d’une IRMf ........................................................................ 22 2.1.3.3 Les différentes aires mises en jeu lors du développement de la lecture............................................... 22 2.1.3.4 Bilan .................................................................................................................................................... 23

2.2 APPLICATIONS EN MEDECINE .............................................................................................................. 23 2.2.1 Cartographie fonctionnelle pré-chirurgicale ................................................................................ 23 2.2.2 Récupération des facultés perdues ................................................................................................ 24 2.2.3 Epilepsie........................................................................................................................................ 24 2.2.4 Détection précoce de l’Alzheimer ................................................................................................. 24

CONCLUSION ................................................................................................................................................... 27 ANNEXES ........................................................................................................................................................... 28 ANNEXE 1 : TEMPS DE RELAXATION T1 ET T2 SELON LES DIFFERENTS TISSUS...................... 29 ANNEXE 2 : EXEMPLE DE DISPOSITIF IRM............................................................................................. 30 ANNEXE 3 : ACTIVITE NEURONALE ET POTENTIEL D’ACTION...................................................... 31 ANNEXE 4 : NORMALISATION ET CARTOGRAPHIE DE TALAIRACH-TOURNOUX .................... 36 ANNEXE 5 : LISSAGE – FILTRAGE GAUSSIEN ........................................................................................ 38 ANNEXE 6 : EXEMPLE DE SOUSTRACTION « IMAGE D’ACTIVITE » - « IMAGE DE REPOS » ... 39 ANNEXE 8 : FORMULAIRE POUR EXAMEN IRMF ................................................................................. 41 ANNEXE 9 : LOCALISATION DES LOBES DU CERVEAU ...................................................................... 42 ANNEXE 10 : LOCALISATIONS DE DIFFERENTES AIRES FONCTIONNELLES DU CERVEAU... 43 ANNEXE 11 : AIRES DE BRODMANN.......................................................................................................... 44 BIBLIOGRAPHIE.............................................................................................................................................. 46




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Table des figures

Figure 1 : Coupe sagittale de la tête représentant le cerveau et le début de la moelle épinière.................................................................................................................................................... 7 Figure 2 : retour à l’équilibre du spin après relâchement de l’onde électromagnétique.......... 8 Figure 3 : Dispositif et équipement lors d’un examen IRM ....................................................... 9 Figure 4 : Neurones ................................................................................................................. 10 Figure 5 : Répartition énergétique des électrons de la dernière couche de l’atome de fer, pour l’oxyhémoglobine et la désoxyhémoglobine............................................................................. 12 Figure 6 : temps de relaxation en présence de désoxyhémoglobine........................................ 13 Figure 7 : Evolution du flux sanguin en phase d’activation et signal BOLD .......................... 14 Figure 8 : Acquisition de la totalité du cerveau....................................................................... 15 Figure 9 : Image fonctionnelle du cerveau avant et après transformation dans l’espace de Talairach-Tournoux ................................................................................................................. 16 Figure 10 : Vue du cerveau montrant les zones actives lors d’un calcul complexe. En vert, zones actives chez tous les individus. En rouge, zones actives uniquement chez un prodige. . 20 Figure 11 : Activation des différentes zones cérébrales lors d’une lecture consciente ou subliminale ............................................................................................................................... 21 Figure 12 : Dans l’ordre : aires du langage, des fonctions motrices et d la mémoire ............ 24 Figure A-13: Temps de relaxation selon les différents tissus .................................................. 29 Figure A-14 : IRM Phillips du CHU de Poitiers (France) ...................................................... 30 Figure A-15 : Représentation schématique d’un neurone (dendrites, corps cellulaire, axone).................................................................................................................................................. 31 Figure A-16 : Potentiel d’action .............................................................................................. 33 Figure A-17 : Potentiel d’action membranaire........................................................................ 34 Figure A-18 : Cartographie de Talairach-Tournoux............................................................... 36 Figure A-19 : Marqueurs de transformations.......................................................................... 36 Figure A-20 : Atlas Talairach-Tournoux sous différentes configurations............................... 37 Figure A-21 : Détection de zone active par soustraction ........................................................ 39 Figure A-22 : Questionnaire avant un examen IRM ou IRMF ................................................ 41 Figure A-23 : Lobes du cerveau .............................................................................................. 42 Figure A-24 : Aires fonctionnelles du cerveau ....................................................................... 43 Figure A-25 : Aires corticales de la face latérale et de la face médiale.................................. 44




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Glossaire ATP (Adénosine Triphosphate) : molécule utilisée chez tous les organismes vivants pour fournir de l’énergie aux réactions chimiques. Cognitif : qui est en rapport avec la connaissance. Cortex : écorce enveloppant le cerveau et composée de myriades de neurones. Le cortex humain est si grand qu’il forme des plis, les circonvolutions, et des « canyons », les scissures, qui permettent de cartographier le cerveau. Cycle de Krebs : étape finale et commune du catabolisme des glucides, lipides et protides, se déroulant en aérobiose dans les mitochondries. Les métabolites sont dégradés en dioxyde de carbone et en eau. EPI : Echo Planar Imaging. Technique d’acquisition d’image IRM très rapide (quelques millisecondes) Fréquence de Larmor : fréquence à laquelle le spin tourne autour de sa position d’équilibre. Elle est proportionnelle au champ magnétique auquel est soumis l’atome. Glie : cellules qui assurent l’isolement des tissus nerveux Gyrus : les replis convexes de matière cérébrale entre les sillons sont appelés gyri. Hème : c’est un cofacteur constitué d’un atome de fer. Ce dernier sert à accueillir le dioxygène lors de son transport dans le sang. Hippocampe : structure du cerveau basal dont la destruction provoque l’incapacité quasi-totale de mémoriser des informations visuelles nouvelles (mots, visages, images). Hyperlexie : le lecteur hyperlexique sait identifier les mots par déchiffrage, mais ne comprend pas ce qu’il lit. Ses performances en lecture étonnent par rapport à ses faibles capacités de compréhension générale à l’oral et à l’écrit. Invasif : on dit d’un examen médical qu’il est invasif lorsqu’il peut affecter l’organisme car il nécessite une petite intervention chirurgicale ou l’injection de produits dans le corps du patient. Mémoire déclarative : mémoire du savoir dire. Elle permet d’évoquer de façon consciente des souvenirs sous la forme de mots. Elle est localisée dans l’hippocampe.




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Mémoire épisodique : la mémoire épisodique est le système impliqué dans le souvenir des faits autobiographiques et des événements personnels, comme ce qui a été vécu la veille par exemple. La charge émotionnelle vécue par le sujet au moment des faits conditionne la qualité de la mémorisation épisodique. C’est un système permettant donc d’enregistrer des informations spécifiques, situées dans leur contexte temporel et spatial. La mémoire épisodique sollicite l’hippocampe, le thalamus et le cortex préfrontal. Métabolite : un métabolite est le produit de la transformation d'une substance de l'organisme. Mitochondries : ce sont des organites intracellulaires. Elles sont le siège des échanges d’énergie entre les cellules. Oxyhémoglobine / Désoxyhémoglobine : les globules rouges oxygénés par les poumons contiennent de l’oxyhémoglobine, c’est-à-dire de l’hémoglobine oxygénée, tandis que les globules rouges désoxygénés par les tissus contiennent de la désoxyhémoglobine, c’est-à-dire de l’hémoglobine désoxygénée. Phonologie : Description des caractéristiques linguistiques des sons du langage. Potentiel d’action : élément constitutif de l’influx nerveux : modification brutale, rapide et locale du potentiel de repos (-70 mV) d’une cellule excitable, durant entre 2 et 3 msec. Réponse hémodynamique : mécanisme physiologique qui consiste en une augmentation locale du débit sanguin afin de subvenir au besoin énergétique des cellules en activité. Résection : opération consistant à enlever un fragment d’organe. Spin : moment angulaire ou cinétique intrinsèque des particules quantiques. Susceptibilité magnétique : faculté d’un matériau à réagir à l’action d’un champ magnétique. La réaction est de deux types : apparition d’une force magnétique et aimantation du matériau. Temps de relaxation : temps nécessaire au rétablissement d’une position d’équilibre. Thalamus : ensemble de systèmes sous-corticaux qui traitent de façon élémentaire les perceptions (brillance, couleur, etc.) avant leur traitement au niveau du cortex pour plus d’élaboration.




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Introduction Au fil des années, de nombreuses techniques ont été développées dans le domaine de l’imagerie médicale afin de visualiser les différents tissus constituant le corps humain : la radiographie, le scanner X, la tomographie par émission de positrons (TEP), l’échographie, l’électroencéphalographie (EEG), la magnétoencéphalographie(MEG) et enfin l’imagerie par résonance magnétique (IRM) que les médecins ont commencé à utiliser dans les années 1970. Cette dernière présente de nombreux avantages sur les autres techniques d’imagerie médicale, permettant l’acquisition d’images de bonne qualité et ne présentant pas de risque connu pour les patients. L’IRM anatomique fournit des informations sur la structure anatomique interne, c’est-à-dire sur le squelette, les vaisseaux sanguins, les tissus cérébraux, permettant ainsi la détection d’anomalies, de tumeurs etc. En revanche, cette technique ne nous donne aucune information sur le fonctionnement des organes, qui évolue dans le temps, comme le métabolisme, la fonction vasculaire ou la fonction cérébrale. Ce type d’informations nous est fourni par l’imagerie par résonance magnétique fonctionnelle (IRMf), technique basée sur le même principe que l’IRM anatomique, à ceci près que ce sont les conséquences des fonctionnements des différents organes étudiés qui vont déterminer la méthode d’acquisition des images. Dans notre étude, nous nous intéressons à la fonction cérébrale, c’est-à-dire aux processus cognitifs (langage, mémoire etc.) En se penchant sur une conséquence biologique palpable de l’activité cérébrale, l’effet BOLD, que l’on peut mesurer, nous verrons comment localiser les zones d’activité cérébrale dans le cerveau, ainsi que les méthodes statistiques utilisées pour mettre en évidence ces zones. Enfin, nous illustrerons cette étude avec plusieurs applications en sciences cognitives et en médecine.




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1. Principe et fonctionnement de l’IRMf

1.1 Description de l’IRM Avant d’étudier le principe de l’IRMf (Imagerie par Résonance Magnétique fonctionnelle) qui permet d’effectuer une étude dynamique de certains organes (cœur, cerveau…) il est indispensable de comprendre comment fonctionne l’IRM (Imagerie par Résonance Magnétique) qui permet elle de visualiser des images statiques de l’anatomie.

L’IRM est une technique d’imagerie médicale tomographique (du grec ‘tomos’ : coupe) qui permet de visualiser l’anatomie humaine en 2D ou en 3D avec une précision de l’ordre du millimètre. Cette technique est non invasive c’est-à-dire sans effets secondaires pour le patient mais est contre indiquée pour des patients porteurs d’objets métalliques (pacemakers ou prothèses). L’IRM est basée sur le principe de la Résonance Magnétique Nucléaire. Le paragraphe suivant a pour but de décrire succinctement ce phénomène.

1.1.1 La résonance magnétique nucléaire La résonance magnétique nucléaire est un phénomène physique basé sur les propriétés magnétiques du noyau d'un atome. Tous les noyaux qui contiennent des nombres impairs de protons ou de neutrons ont un moment magnétique intrinsèque « spin ». En règle générale les mesures sont effectuées sur le noyau d’hydrogène 1 fortement concentré dans le corps humain bien qu'on puisse également faire ces mesures sur les isotopes de beaucoup d'autres éléments. Lors des études RMN on aligne les spins des noyaux en les soumettant à un champ magnétique externe intense de l’ordre de 1 Tesla soit environ 20 000 fois le champ magnétique terrestre. En réalité les spins tournent autour de cette direction avec une vitesse angulaire 0ω proportionnelle au champ 0B auquel ils sont soumis. Cette fréquence de rotation

est appelé « fréquence de Larmor » et vaut 00 2Bf

πγ

= où γ est la constante de moment

gyromagnétique. Si l’on soumet ensuite les noyaux à un champ électrostatique de même fréquence 0f les spins s’écartent de leur position d’équilibre avec un angle proportionnel à l’amplitude et à la durée d’application de l’onde : c’est le phénomène de résonance.

Figure 1 : Coupe sagittale de la tête

représentant le cerveau et le début de la moelle épinière




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Comme le montre la figure 2 lorsque l’on supprime cette onde les spins retournent à leur état d’équilibre avec un mouvement de précession à la fréquence de Larmor 0f et une relaxation se décomposant en :

• une composante longitudinale :

)1( 1

1

0T

z eMM−

−= où 1T est le temps de relaxation spin – réseau

• une composante transverse :

2

1

0 . Txy eMM

−

= où 2T est le temps de relaxation spin – spin. Lorsque les spins reviennent à l’état d’équilibre le mouvement de précession génère un signal radio : ce signal est appelé

FID (Free Induction Decay) et a la forme d’une pseudo sinusoïde de fréquence 0f et de paramètre de décroissance 2T .

1.1.2 Application de la RMN à l’IRM Lors d’un examen IRM le but est de détecter la localisation dans l’espace des différents tissus. Or les tissus du corps humain sont caractérisés par :

• leur moment à l’équilibre 0M qui est proportionnel à la densité locale de protons, • les constantes de temps 1T et 2T (cf. Annexe 1).

Grâce à des antennes réceptrices placées autour du patient on récupère l’information sur la variation du signal FID. Pour effectuer une détection spatiale des différents tissus on ajoute au champ 0B un gradient de champ magnétique proportionnel à la distance x : ainsi la fréquence de résonance de chaque spin varie aussi selon la distance x. En effet la fréquence de résonance est directement proportionnelle au champ magnétique. En effectuant une transformée de Fourier on récupère facilement l’information spatiale selon la dimension x. Pour acquérir les informations selon y et z et ainsi obtenir des informations en 2 ou 3 dimensions on effectue un ou deux codages par la phase. Ces derniers ne seront pas développés dans ce mémoire mais le lecteur peut consulter [1] pour plus d’information. Le contraste des images est obtenu à partir des temps de relaxation T1 et T2, selon le type d’imagerie souhaité : anatomique (T1) ou fonctionnelle (T2). Pour un voxel (unité de volume en imagerie correspondant à un pixel d’une couche), on mesure le temps de relaxation, c’est-à-dire l’enveloppe du FID correspondant (cf. Figure 6 : signal Bold). En IRMf, c’est le temps de relaxation T2* qui va servir d’agent de contraste entre les différentes zones du cerveau. Il s’agit du temps de relaxation T2, à la différence que les inhomogénéités locales de champ magnétiques engendrées par les différences de susceptibilité magnétique entre les milieux sont prises en compte.

Figure 2 : retour à l’équilibre du spin après relâchement de l’onde électromagnétique

0B

xyM

RelaxationPrécession

zM




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Il faut donc utiliser une séquence d’acquisition de l’image sensible à ces inhomogénéités. La plus efficace est la séquence EPI : Echo Planar Imaging. Les techniques d'imagerie par écho planar sont actuellement les plus rapides (quelques dizaines de millisecondes pour une image). Après avoir expliqué comment le principe de la résonance magnétique nucléaire permet d’acquérir une image en plusieurs dimensions avec une très bonne résolution et un contraste élevé selon les différents tissus, nous allons expliquer comment est faite une machine IRM.

1.1.3 Le fonctionnement de l’IRM

Figure 3 : Dispositif et équipement lors d’un examen IRM Le patient est introduit dans un tunnel, au cœur duquel un aimant produit un champ magnétique principal constant, dont l’intensité est comprise entre 0,1 et 3 Tesla. Plus l’intensité du champ magnétique est élevée, plus le rapport signal à bruit est élevé, donc plus la qualité de l’image est bonne. Trois types d’aimant sont disponibles : l’aimant permanent, l’aimant résistif et l’aimant supraconducteur. L’aimant permanent produit un champ de basse intensité et est très sensible aux températures ambiantes, de même que l’aimant résistif, pour lequel le champ produit n’est pas parfaitement homogène. C’est donc l’aimant supraconducteur, qui permet de créer des intensités de champ magnétique très élevées, qui est le plus utilisé aujourd’hui en imagerie médicale [2]. Autour du tunnel de l’aimant sont placées trois bobines métalliques. En faisant passer un courant électrique dans ces bobines on crée des variations linéaires d’intensité du champ magnétique dans le tunnel, permettant de sélectionner une épaisseur et un plan de coupe (transversal, frontal, sagittal ou oblique) et de localiser les signaux dans ce plan. Les antennes sont des bobinages de cuivre entourant le patient ou la partie du corps à explorer. Elles peuvent produire et/ou capter un signal de radiofréquence (R.F.). Elles sont accordées de manière à correspondre à la fréquence de résonance de précession des protons qui se trouvent dans le champ magnétique.




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1.2 Principe de l’IRMf Avec l’IRMf, il est possible de localiser l’activation de zones cérébrales lors de processus cognitifs. Cette technique permet donc d’étudier le fonctionnement du cerveau, d’acquérir une meilleure connaissance des fonctions cognitives et de détecter certaines pathologies telles que les maladies d’Alzheimer, de Parkinson… Plusieurs processus permettent de localiser les zones cérébrales activées :

• La perfusion : mesure du flux sanguin dans les différentes régions cérébrales ; • La diffusion : mesure du mouvement aléatoire des molécules d’eau ; • La spectroscopie IRM : permet la mesure non-invasive de certains métabolites

cérébraux ; • L’effet BOLD : mesure de la différence d’oxygénation du sang dans les régions

cérébrales. L’effet BOLD (Blood Oxygen Level Dependant) est aujourd’hui le principe le plus utilisé pour la localisation des zones cérébrales activées. Nous allons donc l’approfondir par la suite.

1.2.1 De l’activation cérébrale à l’augmentation du flux sanguin Les fonctions cognitives sont multiples et très variées. Toute tâche cognitive nécessite une activité neuronale. En effet, l’activité cérébrale repose sur l’activité des neurones, c’est-à-dire la création de potentiels d’action. Ces potentiels d’action sont à l’origine de la commande motrice et de la perception, et même s’il n’y a pas encore de résultats certains à ce sujet, tout laisse penser qu’ils sont aussi le support physique des autres processus mentaux de la cognition.

Deux types de cellules occupent le volume cérébral : les neurones (moins de 50%) et la glie. Ainsi, des centaines de milliards de neurones sont connectés entre eux et émettent des potentiels d’action en fonction de la somme des potentiels reçus. La propagation des potentiels d’action requiert un apport énergétique qui est quasiment impossible à quantifier, car il faut prendre en compte des paramètres tels que la géométrie, la composition et la densité des cellules contenues dans une région particulière du cerveau. La seule certitude réside dans le fait qu’il y a un besoin énergétique lié à l’activité neuronale. Cette énergie est disponible par l’intermédiaire de la déphosphorylation de l’ATP, c’est-à-dire l’extraction de groupes phosphate de l’ATP par hydrolyse [3]. L’activité électrique des neurones est crée par un flux d’ions. Il s’agit principalement d’une entrée d’ions sodium ( +Na ) et d’une

Figure 4 : Neurones




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sortie d’ions potassium ( +K ) de part et d’autre de la membrane cellulaire, ainsi que d’une entrée du calcium ( +2Ca ) près des synapses. Le transport du sodium et du potassium est assuré par une protéine membranaire : la pompe Na-K-ATPase. Bien qu’il reste encore des incertitudes à ce sujet, certaines études expérimentales montrent que l’essentiel de la demande énergétique de l’activité neuronale est due à ces pompes : en effet, un ATP est consommé pour le transport de 3 +Na et 2 +K [4]. C’est le métabolisme du glucose qui va permettre la régénération de molécules d’ATP. Son catabolisme, c’est-à-dire sa dégradation, s’effectue en deux étapes successives : la glycolyse anaérobie (en l’absence d’oxygène) et le cycle de Krebs. La glycolyse anaérobie consiste en la transformation du glucose en pyruvate. Cette transformation fournit deux molécules d’ATP et, comme son nom l’indique, ne nécessite pas d’oxygène. Le pyruvate produit est ensuite soit fermenté, en absence d’oxygène, et devient alors du lactate (ou acide lactique), soit consommé par le cycle de Krebs, en aérobiose, c’est-à-dire en présence d’oxygène. Lorsqu’il est consommé par le cycle de Krebs, le pyruvate est oxydé en dioxyde de carbone ( 2CO ) et en eau ( OH2 ). Cette chaîne de réactions s’effectue dans les mitochondries, et fournit 36 molécules d’ATP supplémentaires, soit 37% de l’énergie stockée dans une molécule de glucose [4]. En résumé, la consommation de glucose fournit des molécules d’ATP, mais la production d’ATP en l’absence d’oxygène est beaucoup plus faible qu’en aérobiose. D’où la nécessité d’avoir à la fois une consommation de glucose, et une consommation d’oxygène, afin d’optimiser la production d’ATP dont la déphosphorylation est essentielle à l’activité des neurones (cf. Annexe 3). Ainsi, lorsqu’une zone du cerveau est activée par une tâche quelconque, les neurones sollicités vont consommer plus d’oxygène. Cette surconsommation d’oxygène engendre une réponse hémodynamique : le débit sanguin augmente dans la région cérébrale activée, dans un délai de quelques secondes. En effet, comme on vient de le voir, lorsque le neurone travaille, l’oxygène ( 2O ) est consommé durant le cycle de Krebs, et du dioxyde de carbone ( 2CO ) est produit. Le 2CO étant un vasodilatateur, il y a un afflux important de sang dans la région où le cerveau travaille. Ce processus est rendu possible par les propriétés vasomotrices des artérioles, des capillaires et des veinules, c’est-à-dire leur capacité à modifier leur calibre et leur résistance. Nous savons donc que l’on peut caractériser une activité cérébrale par une augmentation du flux sanguin dans la zone du cerveau activée. Nous allons voir à présent quelles sont les propriétés de ce débit sanguin qui nous permettront par la suite de localiser les zones d’activité neuronale en IRMf.

1.2.2 Propriétés magnétiques du sang Le glucose et l’oxygène nécessaires à l’activité cérébrale ne peuvent pas être stockés par le cerveau : c’est le sang qui effectue leur transport. Le sang est constitué de plasma (mélange d’eau et de protéines) et de globules rouges, ou érythrocytes. Les globules rouges, entre 40 et 50% de la composition sanguine, contiennent de l’hémoglobine (Hb) qui se trouve sous deux formes, avec ou sans oxygène. En effet, c’est l’hémoglobine du sang qui transporte l’oxygène




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aux tissus, donc elle est soit sous forme d’oxyhémoglobine (HbO 2 ) quand elle contient de l’oxygène, soit sous forme de désoxyhémoglobine (dHb) quand elle ne contient plus d’oxygène. Le sang complètement oxygéné et le sang complètement désoxygéné n’ont pas les mêmes propriétés magnétiques. Une molécule d’hémoglobine est constituée de quatre hèmes et de quatre chaînes de globine (enchaînement d’acides aminés). Chaque hème contient en son centre un atome de fer, dont le rôle est de lier l’oxygène de façon réversible. Le fer se trouve à l’état ferreux ( +2Fe ), et possède six électrons sur la dernière orbitale (3d). Lorsqu’il y a de l’oxygène, celui-ci crée un champ fort qui provoque un écart énergétique important entre les deux niveaux d’énergie des orbitales 3d. Ainsi tous les électrons se trouvent appariés au niveau d’énergie le plus bas. Sans la molécule d’ 2O , l’écart d’énergie est plus faible et les électrons se répartissent entre les deux niveaux, laissant quatre électrons célibataires [4]. Ces derniers donnent donc un caractère fortement paramagnétique à la désoxyhémoglobine :

Figure 5 : Répartition énergétique des électrons de la dernière couche de l’atome de fer, pour l’oxyhémoglobine et la désoxyhémoglobine

En présence d’un champ magnétique, l’atome de fer sera attiré par ce champ. De plus, le sang non oxygéné possède une grande susceptibilité magnétique, c’est-à-dire une grande faculté à réagir à l’action d’un champ magnétique, du fait de la présence de désoxyhémoglobine, contrairement au sang oxygéné et au milieu extra vasculaire qui possèdent une faible susceptibilité magnétique. C’est cette différence de susceptibilité magnétique entre les milieux intra et extra vasculaires qui entourent les noyaux d’hydrogène qui est à la base de l’effet Bold [5]. Nous allons nous intéresser à la manière dont on peut exploiter ces conséquences biologiques de l’activité cérébrale afin d’acquérir des images significatives permettant la localisation de régions neuronales actives.

E

dHb HbO 2




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1.2.3 Le signal BOLD Comme nous l’avons vu précédemment, l’origine du signal BOLD vient de la présence dans le sang de la désoxyhémoglobine, paramagnétique, qui entraîne une différence de susceptibilité magnétique avec l’eau du plasma et des tissus extra vasculaires. Cette différence de susceptibilité magnétique va perturber le champ magnétique, créant des inhomogénéités locales. Il en résulte une accentuation du déphasage, qui devient plus rapide, des magnétisations des noyaux d’hydrogène contenus dans l’eau, d’où une décroissance plus rapide de la composante transversale de la magnétisation.

Figure 6 : temps de relaxation en présence de désoxyhémoglobine Tout comme pour l’IRM anatomique, le scanner IRM est utilisé de manière à faire osciller les atomes d’hydrogène. La différence réside dans le fait que les images sont pondérées en T2*. D’après ce qu’on a vu, le signal T2* est retenu plus longtemps dans une région quand il y a plus de sang oxygéné que lorsqu’il y a moins de sang oxygéné : en présence de sang non-oxygéné, il y a une grande différence de susceptibilité magnétique avec le milieu extra vasculaire, ce qui entraîne une variation locale du champ magnétique et une perturbation du temps de relaxation T2* qui diminue. Inversement, le temps de relaxation T2* augmente en présence de sang oxygéné. Ainsi, une région avec plus de sang oxygéné, donc une région neuronale activée, sera plus intense sur une image pondérée en T2*, comparée à une région où il y a moins de sang oxygéné. La variation du signal T2* dépend de la variation du taux de désoxyhémoglobine. La désoxyhémoglobine est alors désignée d’agent de contraste endogène (à l’intérieur du corps). Lorsqu’un neurone est activé, il va d’abord consommer l’oxygène présent dans le sang. Il y a donc un intervalle de temps de 3 à 6 secondes durant lequel les régions activées subissent une diminution relative de sang oxygéné étant donné que l’oxygène est extrait par les neurones de la région activée. Il en résulte une diminution de la concentration en oxyhémoglobine, tandis que la concentration en désoxyhémoglobine devient plus importante. Le signal est donc moins intense pendant les 3 à 6 premières secondes de l’activité cérébrale. Comme on l’a vu précédemment, cette consommation d’oxygène va engendrer un afflux de sang oxygéné beaucoup plus important : le volume de sang affluant vers la région dépasse largement le

t

décroissance exponentielle en T2* : temps de relaxation tenant compte

des inhomogénéités du champ magnétique

Courant induit FID

(Free Induction Decay)




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volume d’oxygène extrait. Il y a donc à partir de ce moment-là plus de sang oxygéné, d’où une forte diminution de la concentration de désoxyhémoglobine : le temps de relaxation T2* augmente [6].

Figure 7 : Evolution du flux sanguin en phase d’activation et signal BOLD Un examen IRMf commence toujours par l’acquisition d’une séquence « anatomique » en pondération T1, de manière à visualiser l’ensemble du cerveau. Les images fonctionnelles du cerveau sont ensuite acquises toutes les 1,5 à 6 secondes, dans le même plan que les images anatomiques, en faisant alterner au patient des phases de repos et des phases d’activité, en commençant par une phase de repos [7]. Les images obtenues durant les 3-6 premières secondes de chaque période sont négligées, à cause du temps de réponse hémodynamique. Comme les images sont acquises très rapidement, on peut en avoir suffisamment pour mesurer les différences relatives entre 2 états et réaliser une analyse statistique avec un seul individu [8].

HbO 2

dHb

Repos Activation

• Augmentation du flux sanguin • Diminution de la concentration en désoxyhémoglobine (dHb) • Augmentation du signal T2* :

stimulus

t (sec)

Signal BOLD

≈ 5 sec




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Les variations du signal engendrées par l’effet BOLD sont faibles et augmentent avec l’intensité du champ magnétique (un imageur de 1,5 Tesla est utilisé pour l’étude clinique), mais restent non repérables visuellement. Elles nécessitent donc des méthodes statistiques pour être mises en évidence et comparer un état actif à un état de repos, ce que nous allons étudier par la suite.

1.2.4 Traitement des images : Méthodes Statistiques

L’acquisition de l’image se fait de telle sorte que l’on obtient plusieurs coupes du cerveau pour chaque phase d’activité et de repos, ce qui permet une visualisation de tout le volume cérébral.

Figure 8 : Acquisition de la totalité du cerveau

Le problème qui se pose est le suivant :

• Lors de l’étude d’un processus cognitif quelconque, le patient doit « exécuter » une certaine tâche identique à répétition. Or le cerveau est toujours susceptible de montrer des changements d’activité, à cause de facteurs multiples : le cerveau est impliqué dans la coordination d’une multitude de fonctions parallèles n’ayant pas forcément un lien avec la tâche étudiée. De plus, le signal peut contenir du bruit provenant du processus même d’acquisition de l’image. Sans compter le fait que le patient peut avoir un léger mouvement de tête entre les différentes prises.

• De nombreuses études menées en imagerie cérébrale fonctionnelle nécessitent la participation de plusieurs personnes. Malgré une même anatomie générale, tous les cerveaux sont formés de manière légèrement différente, ce qui rend les comparaisons très difficiles, voire impossible.

Afin de réaliser des études fiables, il est nécessaire de pallier à ces différents problèmes pour pouvoir effectuer des comparaisons correctes.

Ceci est rendu possible par la cartographie statistique paramétrique (SPM : Statistical Parametric Mapping). Il s’agit d’une technique statistique permettant d’examiner les différences d’activité cérébrales enregistrées durant des expériences menées en imagerie cérébrale fonctionnelle en utilisant des technologies telles que la PET ou l’IRMf. On l’utilise (souvent sous forme de logiciel) pour tester des hypothèses sur les données en imagerie fonctionnelle.




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Le « plan » d’une région du cerveau scannée est représenté en voxels. Typiquement, chaque voxel représente l’activité d’un point particulier de l’espace à 3 dimensions. Avec l’IRMf, la taille exacte d’un voxel est de l’ordre de 27mm 3 .

Dans un premier temps, les images obtenues à partir du scanner du cerveau doivent être pré-traitées avant une comparaison statistique quelconque : pour pallier au problème du mouvement de tête entre les prises, les images sont normalement ajustées de telle sorte que chacun des voxels des images corresponde au même site du cerveau : il s’agit du réalignement (ou correction de mouvement). Le réalignement de la série d’images fonctionnelles s’effectue à partir d’un volume de référence. Il s’agit le plus souvent du premier volume de la série individuelle d’images. La première étape consiste à effectuer le recalage du volume i sur le volume de référence. Elle correspond à la détermination de la transformation rigide, calculée en utilisant six paramètres, qui correspondent aux translations dans les trois directions de l’espace, et aux rotations selon ces trois axes. La deuxième étape est la réalisation de cette transformation, grâce à l’application d’un filtre d’interpolation. Pour les calculs, voir : Rigid Body Registration, Chapter 2 [9]. Afin de rendre possible la comparaison entre plusieurs cerveaux de personnes différentes, les images 3D de chaque cerveau sont transformées en alignant les structures superficielles : c’est la normalisation spatiale. Une telle normalisation n’implique pas uniquement une translation et une rotation, mais aussi une graduation et une déformation non linéaire de la surface du cerveau pour atteindre un gabarit standard. Des cartes de cerveau standards telles que celle de Talairach-Tournoux ou des gabarits (« template ») provenant de l’Institut Neurologique de Montréal (MNI) sont souvent utilisés pour permettre aux chercheurs du monde entier de comparer leurs résultats. Dans un premier temps, des repères anatomiques sont utilisés pour localiser l’image dans un référentiel anatomique. Deux repères, la commissure antérieure (CA) et la commissure postérieure (CP) servent à définir trois plans : un plan horizontal CA-CP, et deux plans verticaux VCA et VCP. CA correspond à la nouvelle origine des images. Puis, une transformation rigide est utilisée dans le but de corriger les variations de positions et d’échelles. Enfin, une transformation élastique est nécessaire à l’obtention d’une correspondance précise entre l’image moyenne de la série fonctionnelle et le modèle utilisé, lui-même placé dans l’espace anatomique de référence (cf. Annexe 4).

Original :

Après normalisation :

Figure 9 : Image fonctionnelle du cerveau avant et après transformation dans l’espace de

Talairach-Tournoux




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Il faut ensuite enlever le bruit et corriger les erreurs d’échantillonnage, puis lisser : chaque voxel est moyenné avec les voxels voisins, en utilisant un filtre Gaussien qui permet de conformer l’ensemble des données à la théorie des champs gaussiens, les rendant moins bruitées (cf. Annexe 5). Pour les détails des calculs, voir l’appendice de la thèse d’Andrew P. Holmes [10].

Puis s’effectue le post-traitement des images : Calcul de l’intercorrélation entre le paradigme d’activation et les réponses fonctionnelles. On définit un seuil au-dessus duquel les voxels activés sont retenus.

Une image fonctionnelle est obtenue en faisant d’une part le moyennage des phases d’activité, d’autre part le moyennage des phases de repos, puis la soustraction « image d’activité » - « image de repos ». L’image obtenue est ensuite superposée à l’image anatomique (cf. Annexe 6).

Enfin, pour s’accommoder des effets aléatoires dus au fonctionnement multitâches du cerveau, et mettre en évidence les aires d’activité liées spécifiquement au processus cognitif étudié, des méthodes statistiques sont utilisées pour rechercher les différences les plus significatives et les mettre en évidence. Ceci implique un processus de plusieurs étapes pour préparer les données et les analyser en utilisant une méthode statistique : Generalized Linear Models (GLM). Des modèles statistiques paramétriques sont appliqués à chaque voxel, utilisant le GLM pour décrire la variabilité potentielle des données d’après des faits expérimentaux. Puis des hypothèses sont faites pour chaque voxel. Le modèle linéaire généralisé est en fait une équation exprimant les évolutions temporelles des signaux des voxels en une combinaison de facteurs explicatifs (d’intérêt et de non-intérêt), auxquels s’ajoute un terme d’erreur dont on suppose qu’il varie normalement. Cette approche nécessite la définition préalable d’un modèle prédictif de l’évolution des signaux susceptibles d’être induits par la tâche, et permet le rejet de composantes liées à des facteurs de non intérêt identifiés au préalable (par exemple, les mouvements de tête du sujet). Plusieurs fonctions modèles sont utilisables, comme par exemple la fonction de réponse hémodynamique canonique, qui tient compte des caractéristiques temporelles de la réponse hémodynamique mesurée en réponse à une stimulation ponctuelle. Une fois construit, le modèle fait l’objet d’une estimation au sens des moindres carrés, visant l’ajustement du modèle aux données (validée par un test de Fischer) (cf. Annexe 7). Pour les calculs, voir le rapport sur les modèles statistiques et les design expérimentaux [11].




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1.3 Comparaison IRMf/TEP La Tomographie par Emission de Positons (TEP) est aujourd’hui la technique la plus utilisée en matière d’imagerie fonctionnelle. Son principe est le suivant : On injecte dans le corps du patient un traceur radioactif, le plus souvent l’oxygène 15 en imagerie cérébrale. Ce traceur va se fixer au niveau des tissus consommant beaucoup d’oxygène, comme les régions cérébrales actives du cerveau. Il va ensuite se désintégrer en émettant un positon (équivalent positif de l’électron). Ce positon va très rapidement s’annihiler avec un électron du milieu, libérant ainsi deux photons gamma qui partent dans des directions opposées. Ainsi, le patient est la source d’un rayonnement que l’on va pouvoir détecter à l’aide d’une caméra à positon. En imagerie cérébrale, il s’agit d’un appareil que

l’on place autour du crâne du patient : des capteurs vont détecter les photons gamma en « coïncidence », c’est-à-dire les photons qui arrivent simultanément sur deux capteurs opposés. Le nombre de coïncidences est ensuite compté pour chaque couple de détecteurs. Ce procédé permet de savoir sur quelle ligne se situe l’émission de photons. Les images

permettant de visualiser la répartition du traceur dans le cerveau sont ensuite reconstituées à l’aide d’un algorithme de reconstruction [12]. La résolution spatiale est liée à la taille des détecteurs gamma ; les caméras à positon utilisent un petit mouvement de rotation pour améliorer cette résolution qui peut atteindre 4 à 6 mm. La plupart des caméras à positon sont couplées à un scanner à rayons X, ce qui permet de superposer l’image fonctionnelle obtenue par tomographie à l’image anatomique de la région du corps étudiée et de localiser les régions activées, c’est-à-dire les zones où l’oxygène 15 s’est accumulé en raison de la réponse hémodynamique. La TEP permet aussi des applications en oncologie (détection des tumeurs, dont la consommation d’oxygène est importante) et en cardiologie. L’un des principaux inconvénients de la TEP réside dans le fait qu’il s’agisse d’une technique invasive : il y a injection dans le corps du patient d’un marqueur. La radioactivité de ce marqueur fait de la TEP un examen contre indiqué aux femmes enceintes ou allaitant. De plus, après un examen TEP il faut éviter de s’approcher des enfants et des femmes enceintes dans les 24h qui suivent l’examen, temps durant lequel la quasi-totalité de la radioactivité disparaît. En moyenne, un examen TEP se déroule en 3 à 4 heures : le temps d’injecter le marqueur, de laisser le patient se reposer et assimiler le marqueur, d’enregistrer les images (20 à 40 minutes) etc. Enfin, en raison de la durée de vie limitée des isotopes utilisés, il est nécessaire d’avoir un cyclotron sur place, ce qui entraîne un coût très élevé. En ce qui concerne l’IRMf, elle présente de nombreux avantages sur la TEP, à savoir :

• Une meilleure résolution temporelle (1,5 à 6 secondes) et une meilleure résolution spatiale (1 à 2 mm)

• Il s’agit d’une technique non-invasive • Elle peut être répétée plusieurs fois sur un même patient, permettant l’étude de

processus évolutifs (apprentissage, langage, maladies etc.)

? ?

?




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Avec la technologie courante, l’IRMf est la technique la mieux adaptée pour l’étude de processus qui peuvent être rapidement inversés, tels que le langage, la vue, le mouvement, l’audition et la mémoire. L’étude des émotions est entravée par leur « commencement » lent et variable et leur incapacité à être rapidement inversées, même si certains ont réussi à utiliser cette technique pour étudier des processus émotionnels. Les images peuvent être acquises toutes les 100 ms avec un EPI (Echo Planar Imaging), mais le temps de réponse de 3 à 6 secondes du signal BOLD ramène la résolution temporelle à quelques secondes au lieu des 100 ms potentielles. Dans le futur, les chercheurs pourraient améliorer la résolution temporelle de l’IRMf en mesurant la diminution initiale en sang oxygéné avec l’activation. Néanmoins, on peut citer aussi quelques inconvénients de l’IRMf :

• Cette technique est très sensible aux mouvements, ce qui limite les tâches à celles ne nécessitant pas de mouvement de la tête, dont la parole.

• Des problèmes sont rencontrés lors de l’observation d’importantes régions émotionnelles à la base du cerveau comme les cortex orbitaux-frontaux et médiaux-temporaux, car ces régions sont proches de l’air (sinus).

• L’examen est contre indiqué aux personnes portant des objets métalliques que l’on ne peut pas enlever, comme un pacemaker, ainsi qu’aux personnes très claustrophobes.

• Cette technique n’a pas le même « passé professionnel » que la TEP De plus, des applications en imagerie cérébrale sont possibles avec la TEP et non avec l’IRMf : l’utilisation de certains traceurs radioactifs permet d’étudier des mécanismes très spécifiques de l’activité cérébrale, comme l’activité synaptique par exemple. En conclusion, les deux examens peuvent être complémentaires : on peut étudier des phénomènes cérébraux à l’aide d’une TEP et fusionner les images TEP et IRM pour avoir une meilleure résolution. Tableau récapitulatif : TEP IRMf Type de technique Invasive Non invasive Mesure Rayonnement des photons

gamma Champ magnétique et ondes

radio Résolution spatiale 4 à 6 mm 1 à 2 mm Résolution temporelle 2 min 1,5 à 6 s Durée d’examen 180 min 20 à 60 min Instrumentation PET scan + cyclotron IRM avec séquence

d’acquisition ultra rapide EPI

Répétitivité Présente un risque en raison des doses de radioactivité

injectées

Pas de problème connu

Coût Très élevé Plus abordable




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2. Les applications L’IRM fonctionnelle (IRMf) a été utilisée pour la première fois au début des années 90 afin de mettre en évidence les fonctions cérébrales du cerveau. Elle présente de nombreux avantages par rapport à d’autres techniques d’imagerie médicale, telles que la tomographie par émissions de positons (TEP). De plus, l’instrumentation nécessaire aux examens d’IRMf est largement répandue. Comme l’IRMf utilise un procédé non invasif, il est possible d’analyser un patient à différents stades de la maladie ou lors de changements dans les étapes de développement, telles que l’apprentissage, les étapes de développement cognitif, etc. En outre, même les enfants peuvent bénéficier de l’IRMf, car cette technique présente des risques faibles. De nombreuses expériences ont tout d’abord été réalisées afin de valider le fonctionnement de l’IRMf. Pour cela, les chercheurs ont vérifié que les résultats obtenus avec l’IRMf et la TEP coïncidaient. Ensuite, l’IRMf a permis d’explorer de nouvelles fonctions, qui étaient jusqu’alors impossible avec la TEP ou les autres outils d’imagerie médicale. Nous détaillerons dans un premier temps quelques applications en sciences cognitives, puis dans un second temps, des applications médicales.

2.1 Applications en sciences cognitives Les sciences cognitives visent à relier les fonctions cognitives supérieures avec leur composante biologique : les neurones. Différentes études ont été menées afin de localiser les aires cognitives, y compris chez le nourrisson. Pour faciliter certaines études, seul le processus de la pensée a été utilisé. En effet, les circuits cérébraux utilisés dans le processus de pensée sont les même que ceux utilisés lors d’actions réelles. A l’heure actuelle, il existe une multitude d’applications dans le domaine cognitif [13]. Nous pouvons citer par exemple la localisation des aires du langage, la conscience, la mémoire, l’imagerie mentale, la préparation à l’action, la localisation du cortex moteur la perception des objets, le raisonnement, le cortex visuel et auditif, les structures neuronales d’identification des visages, la perception de mouvements biologiques, la cartographie de la réponse émotionnelle aux odeurs, les zones activées lors d’un processus d’exclusion sociale, les émotions qui interviennent dans les jugements moraux, les détecteurs de mensonges, etc. Dans cette partie, nous évoquerons succinctement le calcul mental ainsi que la perception d’images subliminales. Puis nous détaillerons une application sur l’apprentissage de la lecture.

2.1.1 Calcul mental Dès qu’un individu effectue un calcul mental ou pense à une quantité numérique, deux régions cérébrales distinctes s’activent.

Figure 10 : Vue du cerveau montrant les zones actives lors d’un calcul complexe. En vert, zones actives chez tous les individus. En rouge, zones actives uniquement chez un prodige.




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2.1.2 Perception d’images subliminales Lorsque l’on présente une image subliminale[14] à un sujet, ce dernier ne peut la percevoir consciemment. Cependant, les aires cérébrales participant au processus de lecture sont sollicitées un court instant, mais avec une intensité réduite. Grâce à cette activation lors de l’image subliminale, il sera possible au sujet de reconnaître ultérieurement le mot présenté de façon plus rapide, sans pour autant que l’on ait provoqué une activation cérébrale caractéristique d’un « effort conscient ». De façon évidente, des zones supplémentaires sont activées lors de la tâche de lecture consciente.

Figure 11 : Activation des différentes zones cérébrales lors d’une lecture consciente ou subliminale

2.1.3 Les bases neurobiologiques de la lecture: un cas particulier de l’acquisition de connaissances.

Plusieurs études [15] ont été réalisées afin de comprendre les mécanismes mis en jeu lors de l’apprentissage de la lecture. A terme, le but de ces études est d’optimiser les étapes d’instruction.

2.1.3.1 Etude sur le développement des mécanismes neuronaux mis en jeu lors de la lecture

Une étude a été réalisée à l’aide d’une IRMf afin de comprendre le développement des mécanismes neuronaux mis en jeu lors de la lecture. Pour cela, les chercheurs ont fait appel à 41 sujets en bonne santé et sachant lire, âgés de 6 à 22 ans. Leur capacité à lire a été évaluée à l’aide de tests cognitifs, et leur activité cérébrale a été étudiée à l’aide de l’IRMf. Afin de ne pas fausser les mesures, les tâches à effectuer lors de l’acquisition devaient être d’égale difficulté pour les jeunes lecteurs et pour les lecteurs avertis. Une « lecture implicite », leur a donc été proposée, à savoir la reconnaissance de caractéristiques visuelles à l’intérieur de mots (lettres de grande taille par exemple). Puisque le cerveau analyse automatiquement de façon visuelle les mots présentés, on obtient l’activation automatique et implicite des circuits de lecture, même chez les personnes qui ne savent pas lire. En outre, puisque l’exécution de la tâche ne demande pas de recourir à la lecture, les temps de réaction sont les même, quelque que soit l’âge. Pour isoler l’activité cérébrale spécifique à la lecture implicite, une tâche de contrôle a été utilisée.




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Cette étude a montré que certaines parties du lobe temporal gauche sont mises en jeu dès le début de l’apprentissage de la lecture. De plus, cette activité est en relation avec la capacité de la conscience phonologique des enfants. L’apprentissage de la lecture est associé avec l’augmentation de l’activité dans les parties de l’hémisphère gauche en rapport avec le traitement phonologique, et une diminution de l’activité dans les aires visuelles de l’hémisphère droit.

2.1.3.2 Etude de lecture précoce réalisée à l’aide d’une IRMf Une autre étude a été réalisée afin d’étudier les enfants qui apprennent à lire différemment de la normale. En dépit de graves difficultés de langage, concernant aussi bien l’expression que la réception, quelques rares enfants autistes possèdent des qualités avancées en ce qui concerne la lecture. Ces enfants peuvent apprendre à identifier des mots, sans qu’on leur ait expliqué comment faire, et ce dès l’âge de 18 mois. Cependant, leur niveau de compréhension du texte correspond à leur habilité verbale. De tels enfants sont des enfants hyperlexiques. Des recherches sur les bases neuronales de la lecture hyperlexique peuvent fournir des données sur l’impact de l’âge auquel on acquiert les circuits de lecture, et sur les mécanismes de l’apprentissage de compétences cognitives extraordinaires chez les autistes. Cette étude a été réalisée sur un enfant de 9 ans, hyperlexique, qui a commencé à lire avant de parler. Cet enfant a été comparé avec d’autres enfants de son âge afin de contrôler le niveau développemental, ainsi qu’à d’autres personnes sélectionnées pour leur bonne capacité de lecture. Les résultats ont montré que l’enfant hyperlexique active de façon supérieure à la normale la partie de l’hémisphère gauche correspondant au système phonologique de la lecture, et les aires visuelles de l’hémisphère droit sont toujours utilisées, alors que normalement, plus on maîtrise la lecture, moins on utilise ces aires visuelles.

2.1.3.3 Les différentes aires mises en jeu lors du développement de la lecture

Au vu de ces études, les rôles des principales aires du cerveau activées lors de la lecture peuvent être déduits : Le cortex temporal supérieur gauche : Une aire du cortex temporal supérieur gauche est activée pendant la lecture implicite, et ce aussi bien chez les enfants que chez les adultes. Ceci démontre que dès les premières étapes de l’apprentissage de la lecture, cette aire est suscitée, et continue à l’être chez tous les lecteurs, quelles que soient leurs capacités. De plus, l’activité de lecture chez les enfants dans cette région est en corrélation avec leurs capacités phonologiques. L’enfant hyperlexique a démontré une hyperactivité dans cette zone, même par rapport à des enfants plus âgés que lui et au même niveau de compréhension de la lecture. En outre, on remarque que l’activité du cortex temporal supérieur gauche diminue dans les cas de dyslexie, et augmente dans les cas de lecture précoce (hyperlexie). Ainsi, il peut être envisagé d’examiner cette zone du cerveau chez les enfants, afin de prédire les capacités des enfants, et ce dès le début de l’apprentissage de la lecture.




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Le gyrus frontal inférieur gauche : Au sein du gyrus frontal inférieur gauche, on peut distinguer deux aires : le gyrus dorsal et le gyrus ventral. Il semble que le gyrus dorsal intervient dans le processus responsable de l’assemblage d’unités phonologiques des codes phonétiques lors de l’apprentissage de la lecture. Au contraire, le gyrus ventral peut être utilisé dans le traitement sémantique des mots ou la récupération lexicale de la mémoire.

2.1.3.4 Bilan Les études concernant l’apprentissage de la lecture citées ci-dessus révèlent que certaines aires du cerveau, telles que le cortex temporal supérieur gauche, peuvent loger des unités de traitements statistiques qui déterminent les aptitudes de chacun à la lecture. D’autres aires, telles que le gyrus frontal inférieur gauche, semblent se développer avec l’acquisition de compétences, et sont probablement responsables des changements de performance au cours des activités de lecture. Si les systèmes de traitements favorisés par ces régions dynamiques ne correspondent pas à des domaines spécifiques (c’est-à-dire qu’ils sont utilisés dans de multiples tâches différentes), ceci produit un mécanisme par lequel l’apprentissage de la lecture agit sur les performances des tâches autres que celles de la lecture, telles que la répétition de pseudo-mots. Il n’y a aucune preuve de changements développementaux dans le secteur visuel de la forme des mots. Plus la connaissance de la plasticité neuronale et de ses manifestations durant les étapes d’apprentissage de la lecture augmente, plus il sera possible de développer de nouvelles stratégies éducatives et d’aider les enfants présentant des difficultés face à la lecture.

2.2 Applications en médecine Actuellement, il existe diverses applications en médecine. A l’avenir, elles seront de plus en plus développées. De plus, l’IRMf permet, grâce à son caractère non invasif, d’étudier le développement cérébral normal et pathologique chez les enfants, et de mieux comprendre la plasticité cérébrale et la réorganisation fonctionnelle du cerveau, même après des lésions étendues et irréversibles. Parmi les principales applications cliniques, il est possible d’effectuer une cartographie fonctionnelle pré-opératoire du cerveau afin de limiter les déficits neurologiques [16], de suivre la récupération cérébrale après un accident vasculaire ou un traumatisme crânien, d’étudier l’efficacité de médicaments neuro ou psychotropes, de localiser les foyers propres à l’épilepsie, d’évaluer les déficits cognitifs dans les pathologies liées au vieillissement, etc. Nous étudierons un cas concret de détection précoce d’Alzheimer.

2.2.1 Cartographie fonctionnelle pré-chirurgicale La cartographie fonctionnelle pré-chirurgicale consiste à localiser les aires fonctionnelles majeures, telles que la motricité, la vision, le langage, la mémoire, afin de les épargner lors d’une intervention chirurgicale suite à une tumeur cérébrale ou une épilepsie rebelle au traitement médical. De plus, l’étude du cortex sensorimoteur est suffisamment fiable et reproductible pour que l’IRMf soit actuellement proposée dans le cadre de bilans pré-chirurgicaux chez des patients enfants ou adultes présentant une lésion proche du gyrus central.




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Grâce à son caractère non invasif, l’IRMf pourrait remplacer de façon avantageuse les techniques invasives actuellement utilisées.

Figure 12 : Dans l’ordre : aires du langage, des fonctions motrices et d la mémoire

2.2.2 Récupération des facultés perdues Une étude vise à suivre par IRMf les mécanismes de plasticité corticale chez des patients ayant subi un accident vasculaire cérébral afin de pouvoir en déduire leur récupération motrice.

2.2.3 Epilepsie L’IRMf est utilisée comme aide à la localisation des foyers épileptogènes, en cas d’épilepsie réfractaire. Il est possible de localiser ces foyers dans le cas de crises très fréquentes pour les épilepsies partielles sensitivo-motrices qui ne s’accompagnent pas de généralisation des crises, ni de mouvements de tête.

2.2.4 Détection précoce de l’Alzheimer La maladie d’Alzheimer[17] est une maladie neurodégénérative qui détruit les cellules cérébrales de façon lente et insidieuse. Elle se manifeste dans un premier temps par un trouble de la mémoire, caractérisé tout d’abord par la perte de la mémoire à court terme, alors que les faits anciens restent intacts au début. Progressivement, d’autres troubles cognitifs apparaissent : difficultés d’expression, troubles concernant les mouvements et les déplacements, difficultés de reconnaissance d’autrui. Les fonctions exécutives, telles que la décision et la planification sont également affectées. En France, plus de 3% des personnes âgées de plus de 65 ans sont touchés par l’Alzheimer. Avant que l’Alzheimer ne soit diagnostiqué, il est possible de constater un déclin de la mémoire. Cet affaiblissement de mémoire peut résulter d’une lente progression pathologique qui apparaît dans un premier temps dans certaines parties de l’hippocampe pour ce qui concerne la mémoire déclarative (c’est-à-dire la mémoire du savoir dire. Elle permet d’évoquer de façon consciente des souvenirs sous la forme de mots). L’extension aux dommages neuropathologiques apparaît avant le diagnostique clinique. C’est pourquoi la distinction entre les personnes qui vont et ne vont pas développer un Alzheimer est fondamentale pour le traitement de la maladie dès ses premiers stades. Malheureusement, chez l’homme, il est impossible de distinguer directement l’origine de la maladie, in vivo.




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Sur le plan génétique, la présence de l’allèle 4 du gène de l’apoliprotéine E (APOE4) (gène qui apparaît dans les mécanismes de réparation neuronale) peut augmenter le risque d’Alzheimer. Ce gène est présent dans 15% de la population. La présence de l’APOE4 sous la forme hétérozygote augmente par 2 le risque de maladie d’Alzheimer, et la présence de l’APOE4 sous la forme homozygote augmente par 11 ce risque. La présence de l’APOE4 n’est donc ni nécessaire, ni suffisante pour développer la pathologie. Une étude [18] a montré qu’une imagerie fonctionnelle du cerveau, combinée avec des mesures comportementales et d’indices génétiques (présence ou non de l’APOE4), peut être sensible aux changement de la fonction neuronale qui présagent le déclin de la mémoire et peut être l’Alzheimer. L’imagerie par résonance magnétique fonctionnelle (IRMf) a été utilisée sur des adultes sains (âgés de 47 à 82 ans) pour déterminer si l’activation neuronale obtenue pour la mémoire déclarative est liée à l’allèle APOE4, et si une telle activation prévoit le déclin postérieur de la mémoire. Avant de réaliser l’IRMf, une évaluation comportementale réalisée sur des personnes présentant ou non l’allèle APOE4 a prouvé que ces personnes présentent une capacité de mémoire dans la norme selon leur âge. Cependant, les porteurs de l’allèle ont un temps de mémoire plus lent que les non porteurs, ce qui peut suggérer un déclin précoce de la mémoire. A l’intérieur du scanner, une étude de mémoire déclarative a été réalisée. Cette étude a montré, pour les deux groupes de sujets, des changements neuropathologiques caractéristiques de l’Alzheimer. D’une manière primordiale, pour les porteurs de l’allèle APOE4, l’activation neuronale est plus intense lors de l’effort de mémoire. Pour des capacités de mémoire normale, l’allèle va influer sur l’activation neuronale en l’amplifiant. Ainsi, l’intensité de l’activation neuronale liée à la mémoire déclarative pourrait permettre de prédire un déclin de la mémoire. Afin de tester cette possibilité, la mémoire de certains sujets a été réévaluée deux ans plus tard. Les résultats des tests réalisés grâce à l’IRMf vont dans le même sens que ceux réalisés précédemment, mais ne coïncident pas pour autant à 100%. D’une manière générale, on peut observer des changements de l’activation fonctionnelle neuroanatomique avant même que le déclin de la mémoire ne se manifeste. De nouveaux tests ont été effectués concernant la mémoire épisodique (permet de se souvenir des événements, des noms, des dates et des lieux qui nous sont propres. Elle est très liée au contexte affectif). Comme pour la mémoire déclarative, on observe une plus grande activation de certaines zones du cerveau pour les personnes âgées mais saines que pour les personnes jeunes. Une équipe de recherche a réalisé des expériences aussi bien sur des personnes présentant potentiellement un risque génétique d’Alzheimer que sur les personnes ayant présenté un déclin de mémoire après les deux années. Au premier abord, il semble que toutes les personnes âgées présentent une plus grande activation cérébrale pour compenser la perte de neurones. Dans les premiers stades de la maladie, un plus gros effort cognitif semble donc pouvoir compenser la perte neuronale, et donc maintenir un niveau de mémoire normal. Tous ces résultats soulèvent un paradoxe : des études d’IRMf ont démontré que l’amplitude de l’activation cérébrale lors de l’apprentissage concernant la mémoire déclarative est directement liée à la qualité de la mémoire chez les jeunes adultes, alors qu’une augmentation de l’activité cérébrale pour la mémoire épisodique chez les porteurs de l’allèle APOE4 est significative d’une neuropathologie. Les régions activées pour ces deux types de mémoire lors de la formation de la mémoire et de la restitution de la mémoire se chevauchent. Pour




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résoudre ce paradoxe, il serait possible de déterminer si, comme on l’a vu chez les jeunes adultes, l’amplitude d’activation cérébrale lors de l’étape de mémorisation est liée à la qualité de mémoire chez les adultes plus âgés non atteints d’Alzheimer. Si ce n’est pas le cas, alors peut-être que la relation entre l’activation neuronale pendant la formation de la mémoire déclarative et une bonne restitution de la mémoire n’est plus la même entre une personne jeune et une personne plus âgée. En effet, il est possible qu’une personne jeune ayant une bonne mémoire présente une grande activation neuronale, puis que cette activation diminue lorsque l’individu est dans la force de l’âge, pour enfin remonter dans les dernières étapes de la vie. Actuellement, l’IRM permet de déterminer trois ans à l’avance des différences entre des patients sains et ceux qui vont développer un Alzheimer. Cette technique permet donc d’identifier des changements neuropathologiques qui présagent des pertes de mémoire. Combinée avec des indices fonctionnels, l’IRM pourrait permettre de différencier les personnes qui développeront ou non la maladie d’Alzheimer. Mais cette hypothèse est toujours en cours de validation. En effet, afin de prédire de façon certaine un Alzheimer, il est nécessaire de réaliser des études sur du long terme, car un Alzheimer ne peut être diagnostiqué que par autopsie. Bien qu’il reste de grands défis, les techniques d’imagerie du cerveau sont prometteuses, montrant la capacité d’une approche complète qui combine l’IRMf avec les marqueurs génétiques et comportementaux. L’IRMf est sensible aux changements neuronaux qui précèdent un déclin de mémoire. Bien que cette découverte seule ne soit suffisante ni pour prédire un déclin de mémoire, ni pour détecter la maladie d’Alzheimer, ces données pourraient s’avérer être très utiles afin de détecter de façon préclinique un Alzheimer.




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Conclusion L’imagerie par résonance magnétique fonctionnelle est une technique d’imagerie médicale très enrichissante, bien qu’elle ne possède pas de « passé professionnel » : elle en est encore au stade de l’expérimentation. Une fois mieux maîtrisée, cette technique permettra de faire des progrès considérables dans le domaine des sciences cognitives :

• Amélioration des connaissances longtemps restées trop floues sur le fonctionnement du cerveau,

• Réduction des risques lors d’opérations chirurgicales dans le cerveau, • Meilleure compréhension de troubles et maladies tels que l’épilepsie, Alzheimer etc.

Les connaissances des informations contenues dans le cerveau sont en effet les plus obscures dans le milieu médical, tout comme les informations contenues dans notre ADN. D’où la certitude d’un avenir très prometteur pour l’IRMf.




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ANNEXES




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Annexe 1 : Temps de relaxation T1 et T2 selon les différents tissus

1T (ms) 2T (ms) Eau 3000 1500

Muscle 800 45 Graisse 200 75

Foie 500 45 Substance blanche (cerveau) 750 90

Substance grise (cerveau) 850 100

Figure A-13: Temps de relaxation selon les différents tissus




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Annexe 2 : Exemple de dispositif IRM

Figure A-14 : IRM Phillips du CHU de Poitiers (France)




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Annexe 3 : Activité neuronale et potentiel d’action Origine de l’activité cérébrale : L’unité de base à l’origine de l’activité cérébrale est le neurone. Le neurone est une cellule, dite excitable, capable de transférer de l’information de nature électrochimique à d’autres neurones. En imagerie médicale, l’activité cérébrale peut être appréhendée, soit directement en mesurant l’activité électromagnétique générée par le fonctionnement des neurones, soit indirectement en mesurant la consommation de glucose ou d’oxygène ou encore la perfusion sanguine destinées à alimenter ces neurones en énergie. Les tissus cérébraux sont principalement constitués de deux types de cellules, les neurones et les cellules gliales. Ces dernières sont beaucoup plus nombreuses et ont un rôle de soutien et de protection. Le tout baigne dans un liquide nourricier, le Liquide Céphalo-rachidien (LCR). Les échanges entre les neurones et le sang se font nécessairement par l’intermédiaire de ces cellules gliales, de ce fait ces échanges sont assez restrictifs : on parle de barrière hémato-encéphalique. Alors que le gaz carbonique, l’oxygène et l’eau traversent librement cette barrière, d’autres substances, dont le glucose, nécessitent un recours à des mécanismes de transport particuliers. La substance grise est caractérisée par une disposition organisée des corps cellulaires des neurones, sous forme de noyaux au niveau des structures internes, et sous forme d’une couche couvrant toute la périphérie du cerveau, le cortex. Le cortex est une structure hautement repliée dont la surface couvre environ 1600 cm2. Les crêtes de ces circonvolutions sont appelées des gyri, et les creux des sillons. Ils constituent des repères anatomiques fondamentaux pour le clinicien, notamment les sillons qui coïncident parfois avec de véritables frontières entre différentes zones fonctionnelles. La substance blanche représente les fibres neuronales assurant les connexions nerveuses à longue distance (entre deux gyri, entre le cortex et les structures internes, entre les deux hémisphères). Lors du développement fœtal du cerveau, les corps cellulaires des neurones migrent de la couche germinative périventriculaire vers le cortex.

Figure A-15 : Représentation schématique d’un neurone (dendrites, corps cellulaire, axone)




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Le neurone est composé d’un corps cellulaire, ou soma, où se trouve le noyau de la cellule, de dendrites et d’un axone. Les dendrites constituent les entrées du neurone, ou voies afférentes, par lesquelles lui parvient l’information en provenance des autres neurones. L’axone constitue la sortie de neurone, ou voie efférente, et permet au neurone de transmettre de l’information à un ou plusieurs autres neurones, pouvant être situés à longue distance. Ce sont principalement les axones des neurones qui constituent la substance blanche. Les neurones sont des cellules dites excitables, car au repos ils présentent une différence de potentiel négative entre les milieux intra- et extra- cellulaires de −70 mV. Cette polarisation est maintenue par le transport actif des ions Na+ et K+ de part et d’autre de la membrane cellulaire via des canaux ioniques spécifiques. Lorsque cet équilibre est rompu et que cette différence de potentiel dépasse un seuil d’environ −50 mV, une modification temporaire du comportement des canaux ioniques va permettre la génération d’un potentiel d’action (PA) et ainsi la transmission de l’influx nerveux. En fait, le PA est une onde électrique correspondant à une dépolarisation suivie d’une repolarisation de la membrane cellulaire qui se propage de proche en proche le long de l’axone. La transmission d’information d’un neurone à un autre se fait au niveau des synapses, zones particulières situées sur les dendrites ou au bout de l’axone et où les membranes des deux neurones connectés sont particulièrement proches. La transmission électrochimique de l’information se décompose en trois étapes : 1. Arrivée d’un PA au niveau de la membrane présynaptique. 2. Libération de neurotransmetteurs dans la fente synaptique. Ces neurotransmetteurs vont aller se fixer sur des récepteurs qui leur sont spécifiques sur la membrane postsynaptique. 3. La stimulation de ces récepteurs entraîne des modifications du comportement des canaux ioniques, permettant de modifier localement la polarisation de la membrane postsynaptique. S’il s’ensuit une dépolarisation de la membrane, on parle de Potentiel PostSynaptique Excitateur (PPSE). Par contre, dans le cas d’une hyperpolarisation de la membrane, on parle de Potentiel PostSynaptique Inhibiteur (PPSI). La sommation spatiale et temporelle des PPSE et des PPSI au niveau de toutes les dendrites va permettre la génération d’un PA, si la polarisation moyenne dépasse −50mV pendant une durée suffisante. Ces phénomènes sont à l’origine des signaux électromagnétiques qu’il est possible d’explorer par les techniques d’électrophysiologie. Pour pouvoir être activés, les neurones ont besoin d’énergie. En effet, on estime que l’activité des canaux ioniques membranaires et la génération des activités électriques sont responsables de 80 % des dépenses énergétiques cérébrales au repos. Or, le cerveau est le seul organe ne possédant pratiquement aucun système de stockage d’énergie. Au niveau cellulaire, l’énergie est obtenue lors de la dégradation des molécules d’Adénosine TriPhosphate (ATP). Ces molécules, stockées en quantité insuffisante dans la cellule, nécessitent d’être synthétisées. Les mécanismes de synthèse de l’ATP impliquent une consommation de glucose et d’oxygène : c’est le cycle de Krebs. Le glucose et l’oxygène sont amenés par le sang au niveau des neurones après avoir passé la barrière hémato-encéphalique. Le réseau vasculaire se divise progressivement jusqu’à former un réseau dense de capillaires qui irriguent tous les éléments corticaux et les structures internes. Ainsi, la consommation de glucose au niveau des neurones, de même que la consommation d’oxygène sur le versant artériel ou veineux, sont autant de pistes permettant d’explorer indirectement le fonctionnement des neurones. De plus, divers processus physiologiques de régulation permettent d’adapter le débit sanguin en fonction des besoins énergétiques des neurones. En effet, ce sont, entre autres médiateurs, des




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métabolites sécrétés lors de l’activation des neurones qui entraînent une vasodilatation des capillaires et par là même une augmentation du débit sanguin cérébral régional. Ainsi, l’étude de la perfusion sanguine par mesure de débit ou de volume sanguin cérébral régional permet d’appréhender l’activité cérébrale. Potentiel d’action (PA) : La stimulation en un point de la membrane d'un élément excitable, entraînant une dépolarisation membranaire suffisante (valeur seuil), provoque l'apparition d'un potentiel d'action. Ce PA est une inversion brutale et transitoire du potentiel de membrane, qui obéit à la loi du tout ou rien et se propage sans atténuation, de manière autonome, tout au long de la membrane de l'élément excité.

Figure A-16 : Potentiel d’action

1. Lorsqu'un axone se dépolarise, il apparaît, pour une certaine valeur du potentiel de membrane appelée "valeur seuil", une brusque (environ 1 msec) et ample inversion de la polarisation membranaire puisque l'électrode intracellulaire passe d'une valeur négative de - 50 mV à une valeur positive de + 40 mV, soit une variation de 90 mV (pic).

2. La phase de descente du potentiel d'action est également très rapide (1 à 2 msec), le potentiel de membrane revenant alors vers son niveau initial.

3. Puis, à la fin de la phase de descente, le potentiel de membrane atteint une valeur plus négative que le niveau de son potentiel de repos (l'axone s'hyperpolarise).

4. Le retour à la valeur de potentiel initial se fait relativement plus lentement (quelques msec).

Ce potentiel d'action est un phénomène électrique qui présente deux caractéristiques fondamentales :

• A partir de la valeur seuil de dépolarisation, toute augmentation ultérieure de l'amplitude de la stimulation n'apporte aucun changement dans la réponse observée : le PA obéit à la loi du tout ou rien. Si le seuil de dépolarisation n'est pas atteint, il n'apparaît pas. Si le seuil est atteint, la réponse est maximale d'emblée.

• Emis en un point de l'axone, il se propage sans atténuation tout au long de la fibre.




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La valeur du potentiel de membrane atteinte lors du pic du PA tend vers celle du potentiel d'équilibre du Na+ (ENa = + 60 mV). De plus, les premières expériences ont pu montrer que, si l'on place un axone dans un milieu où la concentration en Na+ est faible, on observe une nette diminution de l'amplitude maximale du PA. On pouvait donc penser que le rapport des concentrations intra et extracellulaire de Na+ joue un rôle important dans la genèse du PA. On connaît maintenant les mécanismes membranaires à l'origine du PA.

Les mécanismes membranaires à l’origine du potentiel d’action :

Figure A-17 : Potentiel d’action membranaire

1. La phase ascendante du potentiel d'action est due à l'ouverture de canaux Na+ sensibles au voltage. Au repos, la probabilité (p0) pour que ces canaux soient ouverts est très faible et la plupart sont fermés. Pour une certaine valeur du potentiel de membrane (Vm = - 40 mV - valeur seuil), la dépolarisation membranaire provoque une ouverture rapide des canaux Na+- Vm dépendants, ce qui entraîne une entrée brutale de Na+ dans la cellule. Ce courant sodique (constitué d’ions sodium) entrant augmente la dépolarisation membranaire, qui elle-même provoque une nouvelle entrée d'ions Na+ etc. Ce processus régénératif induit la phase ascendante du PA. Mais, le pic du PA n'atteint pas exactement le potentiel d'équilibre des ions Na+ (ENa = + 60 mV) car, très vite, les processus mis en jeu lors de la phase descendante du PA entrent en jeu.

2. Deux facteurs limitent la durée du PA : (a) la dépolarisation finit par inactiver graduellement les canaux Na+ (les canaux se referment bien que la membrane reste dépolarisée : ils s'inactivent) ce qui induit, avec un certain délai, (b) l'ouverture de canaux K+ Vm dépendants (> + 20 mV : p0 d'ouverture maximale). Ce délai d'ouverture leur vaut le nom de canaux K+ de la "rectification retardée".

3. Dans la plupart des cellules nerveuses, le PA est suivi d'une phase d'hyperpolarisation transitoire ou post-hyperpolarisation. Cette hyperpolarisation apparaît car, contrairement aux canaux Na+, les canaux K+ ne s'inactivent pas (du moins dans cette échelle de temps) et ce courant sortant potassique hyperpolarise légèrement la membrane.

4. Le nombre de canaux K+ ouverts diminue progressivement et le potentiel de membrane revient à son niveau initial.




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In vivo, la valeur seuil de la dépolarisation initiale qui déclenche la survenue d'un PA peut être atteinte de deux façons :

• Au niveau des synapses excitatrices, les neuromédiateurs libérés par les terminaisons présynaptiques, qui se lient sur des récepteurs spécifiques postsynaptiques (les récepteurs-canaux) induisent des dépolarisations locales (PPSE) dans les éléments postsynaptiques. Au niveau des neurones, les PPSE se propagent jusqu'au segment initial, zone particulière où naissent les PA.

• Au niveau des récepteurs sensoriels, un stimulus extérieur provoque une variation de potentiel local appelée "potentiel de récepteur", qui, s'il est une dépolarisation d'amplitude suffisante, déclenche la survenue de PA.

Cette dépolarisation initiale est nécessaire à l'ouverture des canaux Na+ Vm dépendants, ouverture qui induit un processus régénératif (phase ascendante du PA). Ces mécanismes expliquent que la survenue d'un PA réponde à la loi du tout ou rien.

Les ions Na+ entrant dans le cytoplasme vont chasser les cations intracytoplasmiques les plus abondants (en l'occurrence les ions K+ : 2 charges de même signe se repoussent), qui vont conduire le courant à l'intérieur de l'axone, entraînant, à distance du point où est né le PA, une dépolarisation membranaire locale. Si, à ce niveau, les canaux Na+ Vm dépendants sont en concentration suffisante et que la dépolarisation locale est assez forte, il y aura émission d'un autre PA ("conduction régénérative"). Lorsque l'influx nerveux se propage, il ne peut revenir en arrière du fait de l'inactivation des canaux Na+. Tout ceci explique que le PA se propage sans atténuation tout au long de la fibre. Plus la fibre nerveuse aura un diamètre important, moins la dépolarisation locale sera atténuée (constante d'espace). La propagation de la dépolarisation locale dépend donc du diamètre de l'axone.




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Annexe 4 : Normalisation et Cartographie de Talairach-Tournoux

Figure A-18 : Cartographie de Talairach-Tournoux

Marqueurs permettant la transformation :

Figure A-19 : Marqueurs de transformations




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On peut réduire à un dénominateur commun les cerveaux qui n'ont pas la même dimension. La ligne de base CA-CP (CA : commissure antérieure ; CP : commissure postérieure) obtenue, on peut programmer des coupes parallèles ou perpendiculaires.

Le caractère essentiel de l'Atlas est d'obtenir (grâce au Coplanar) une simultanéité des plans sagittal, frontal, axial, sur le même cerveau : ces trois plans se correspondent dans un système proportionnel.

- le plan sagittal médian est parallèle à la face interne du cerveau

- le plan axial est parallèle au plan CA-CP. La ligne CA-CP de chaque hémisphère cérébral unit le sommet de la commissure antérieure au bord supérieur de la commissure postérieure de l'aqueduc de Sylvius dans le troisième ventricule. Cette ligne préfigure en gros le sillon de Monro séparant sur la face interne de cette cavité, le thalamus en haut de l'hypothalamus en bas.

- le plan vertico-frontal ou VCA, perpendiculaire à CA-CP est tangent au dos de la commissure antérieure (on peut annexer à ce plan, le plan VCP parallèle à VCA passant par le devant de la commissure postérieure).

Exemples d’atlas Talairach-Tournoux sous différentes configurations :

Figure A-20 : Atlas Talairach-Tournoux sous différentes configurations




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Annexe 5 : Lissage – Filtrage gaussien Les filtres Gaussiens sont des filtres linéaires dont les valeurs des coefficients sont déterminées selon une fonction Gaussienne de la forme :

( ) ( )( )2

22

2),( σμμ −+−

=ji

ejiF

Les filtres Gaussiens présentent plusieurs avantages par rapport aux filtres pondérés classiques : 1. symétrie relativement à la rotation : le filtrage est le même dans toutes les directions, ce qui ne privilégie pas certaines directions par rapport aux autres, 2. fonction à un seul lobe : le pixel filtré est combinaison linéaire de ses plus proches voisins, ce qui modifie peu les caractéristiques locales (contour) de l’image, 3. la transformée de Fourier d’une Gaussienne a un seul lobe : l’image filtrée n’est pas altérée par la contribution de fréquences parasites, 4. la largeur, et donc le degré de lissage, d’un filtre Gaussien est fonction du seul paramètreσ . Une forte valeur de σ implique un filtrage plus important, 5. les filtres Gaussiens sont séparables : un filtre 2D est équivalent à la convolution de deux filtres 1D. Une bonne approximation d’une Gaussienne est donnée (jusqu’à l’ordre 10) par la relation (triangle de Pascal) :

( ) nn xnn

xn

xnn

x ⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛++⎟⎟

⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛+⎟⎟

⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛+⎟⎟

⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛=+ 2

2101

La formule de la fonction Gaussienne peut être aussi utilisée, en prenant soin de normaliser les coefficients.




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Annexe 6 : Exemple de soustraction « image d’activité » - « image de repos »

Figure A-21 : Détection de zone active par soustraction




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Annexe 7 : Analyse statistique

Les effets observés sur une variable (Voxel) mesurée sont une combinaison linéaire des facteurs d’influence.

Hypothèses

K facteurs d’influence sur la variable

Mesure de la variable

Mesure du signal BOLD

IRMf

Valeurs de variable

Y

Images fonctionnelles

Estimation statistique

Effets des K facteurs

Validation

K 1 , …, K n

• Facteur sujet • Facteur stimulus • Facteur temps • Facteur performance • Facteurs physiologiques • …

Modèle : Y εαα +++= nnKK ...11

nαα ...,,1

• Effet sujet • Effet condition • Effet temps • Effet performance • Effets physiologiques • …

Erreur résiduelle




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Annexe 8 : Formulaire pour examen IRMf

(http://nifm.ujf-grenoble.fr/~dojatm/cours/Tour.pdf)

Figure A-22 : Questionnaire avant un examen IRM ou IRMF




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Annexe 9 : Localisation des lobes du cerveau

Figure A-23 : Lobes du cerveau [19]




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Annexe 10 : Localisations de différentes aires fonctionnelles du cerveau

Figure A-24 : Aires fonctionnelles du cerveau [20]




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Annexe 11 : Aires de Brodmann Les connaissances actuelles sur l’organisation fonctionnelle cérébrale s’appuient très largement sur la description et la numérotation des aires de Brodmann, définies par leurs caractéristiques cytoarchitectoniques. Cela signifie que les aires correspondent à l’organisation structurale apparente du cortex du cerveau (nombre de couches, épaisseurs des couches, arborisation dendritique etc). Ainsi, chaque région du cortex ayant la organisation cellulaire a un numéro allant de 1 à 47.

Figure A-25 : Aires corticales de la face latérale et de la face médiale

d’un hémisphère gauche (d’après Brodmann) [21]

N° Aire Caractères histologiques Caractères fonctionnels

1, 2, 3 Cortex sensitif primaire Gyrus postcentral Sensibilité

4 Cortex moteur primaire Gyrus précentral Motricité

5 Aire associative pariétale postérieure Gyrus pariétal supérieur Stéréognosie

6 Aire prémotrice et

motrice supplémentaire

Gyrus précentral et cortex adjacent rostral

Programmation des mouvements

7 Aire associative pariétale postérieure Gyrus pariétal supérieur Visuomotricité, perception

8 Champ oculomoteur frontal

Gyrus frontal supérieur et moyen, face interne Saccades

9 -12 Cortex associatif préfrontal

Gyrus frontal supérieur et moyen, face interne

Aires cognitives, programmation du

mouvement

13 - 16 Aires Végétatives Cortex insulaire

17 Aire visuelle primaire Scissure calcarine Vision




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18 Aire visuelle secondaire Autour de l'aire 17 -

19 Aire visuelle tertiaire Autour de l'aire 18 -

20 Aire visuelle inférotemporale Gyrus temporal inférieur Reconnaissance des

formes

21 Aire visuelle inférotemporale Gyrus temporal moyen Reconnaissance des

formes

22 Aire auditive associative Gyrus temporal supérieur Audition

23-27 Cortex associatif limbique

Cortex subcalleux, cingulaire, retrosplénial,

parahippocampique Emotion, mémoire

28 Cortex olfactif , cortex associatif limbique Gyrus parahippocampique Olfaction, émotions

29-33 Cortex associatif limbique

Gyrus cingulaire et rétrosplénial Emotions

34-36 Cortex olfactif, cortex associatif limbique Gyrus parahippocampique Odeurs, émotions

37

Cortex associatif pariéto temporo

occipital, aire visuelle temporale moyenne

Gyrus temporal moyen et inférieur (jonction T-O)

Perception, vision, lecture, langage

38 Cortex olfactif, cortex associatif limbique Pole temporal Odeurs, émotions

39 Cortex associatif T P O Carrefour temporo-pariéto occipital (gyrus angulaire)


40 Cortex associatif T P O

Carrefour temporo-pariéto occipital (gyrus supramarginal)


41-42 Cortex auditif primaire

Gyrus de Heschl et temporal supérieur Audition

43 Cortex olfactif Cortex insulaire, opercule fronto-pariétal Goût

44 Aire de Broca, cortex prémoteur latéral

Gyrus frontal inférieur (opercule frontal)

Langage, plannification du mouvement

45 Cortex associatif préfrontal Gyrus frontal inférieur

46 Cortex associatif préfrontal Gyrus frontal moyen

47 gyrus frontal inférieur Gyrus frontal inférieur




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l’imagerie par résonance magnétique fonctionnelle …sudriaesme.free.fr/arthur 3ème...

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