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ournal de radiologie (2011) 92, 878—888

ISE AU POINT / Neurologie

nnovations en IRM fonctionnelle cérébrale :arquage de spins artériels et diffusion

nnovations in functional MR imaging of the brain: Arterial spin labeling andiffusion

H. Raoulta,∗,c,d,e, J.-Y. Gauvrit a,b,c,d,e, J. Petrc,d,e,E. Bannierb,c,d,e, E. Le Rumeura, C. Barillotb,c,d,e,J.-C. Ferréa,b,c,d,e

a Unité d’imagerie neurofaciale, département de radiologie et imagerie médicale, hôpitalPontchaillou, CHU de Rennes, 2, rue Henri-Le-Guilloux, 35033 Rennes cedex 9, Franceb Plateforme Neurinfo, hôpital Pontchaillou, CHU de Rennes, 2, rue Henri-Le-Guilloux,35033 Rennes cedex 9, Francec Inria, VisAGeS unité/projet, 35042 Rennes, Franced Inserm, U746, faculté de médecine CS 34317, 35043 Rennes cedex, Francee CNRS, UMR 6074, Irisa, université Rennes I, 35042 Rennes, France

MOTS CLÉSIRM fonctionnelle ;Arterial spinlabeling ;Diffusion

Résumé La méthode de référence en IRM fonctionnelle d’activation (IRMf) est la séquenceBOLD. Deux méthodes innovantes ont récemment émergé : l’IRM par marquage des spins arté-riels (arterial spin labeling [ASL]) et l’IRM de diffusion. Elles ont l’intérêt théorique de refléterl’activation neuronale plus directement que l’effet BOLD, d’où une précision accrue en loca-lisation spatiale et en résolution temporelle. L’ASL est une séquence de perfusion qui utiliseles protons artériels marqués magnétiquement comme traceur endogène. Malgré des difficul-tés méthodologiques, elle permet une quantification absolue du débit sanguin cérébral. L’ASLest moins sensible à la contamination veineuse et plus reproductible que l’effet BOLD. L’IRM

de diffusion étudie l’activation neuronale à l’échelle cellulaire et promet une précision spa-tiale inégalée. Ces deux méthodes ont pour principales limitations une mise en œuvre délicateet une détection de l’activation avec un faible rapport signal sur bruit. Ainsi, l’ASL reste à ce jour d’application confidentielle en routine clinique et l’IRM de diffusion est réservée audomaine de la recherche. La disponibilité grandissante des IRM 3T et des antennes multicanaux,

∗ Auteur correspondant.Adresse e-mail : helene.raoult@chu-rennes.fr (H. Raoult).

221-0363/$ — see front matter © 2011 Elsevier Masson SAS et Éditions françaises de radiologie. Tous droits réservés.oi:10.1016/j.jradio.2011.04.016

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associée au développement des stratégies de post-traitement, devrait toutefois permettred’optimiser la détection du signal d’activation. Il est ainsi probable que ces techniques d’IRMsoient prochainement proposées en routine clinique, en complément voire à la place de l’IRMBOLD.© 2011 Elsevier Masson SAS et Éditions françaises de radiologie. Tous droits réservés.

KEYWORDSFunctional MRI;Arterial spin labeling;Diffusion

Abstract The standard technique for brain activation functional MRI (fMRI) is the BOLDsequence. Two new techniques have emerged: arterial spin labeling (ASL) MRI and diffusionMRI. Both have the theoretical advantage of more accurately directly demonstrating neuronalactivation compared to BOLD imaging, resulting in improved spatial and temporal resolution.ASL is a perfusion sequence using labeled arterial protons as an endogenous perfusion agent.In spite of methodological difficulties, quantitative CBF measurements are possible. ASL is lesssusceptible to venous contamination than BOLD and more reproducible. Diffusion MRI evaluatesneuronal activation at the cellular level with the prospect of excellent spatial resolution. Themain limitations for both techniques are the technical difficulties in the acquisition and the lowSNR. AS such, ASL is not widely used clinically and diffusion remains in the field of research.However, the increasing availability of 3T MR systems coupled with multi-channel surface coilsand improved postprocessing techniques should improve the detection of the brain activationsignal. It is thus possible that these techniques could become clinically available either incomplement to or as a replacement for BOLD imaging.

and

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© 2011 Elsevier Masson SAS

Abréviations

ASL arterial spin labelingASLf ASL fonctionnelBOLD blood oxygenation level dependentCASL continuous ASLCMRO2 cerebral metabolic rate of oxygenDAS débit d’absorption spécifiqueDSC débit sanguin cérébralEPI echo planar imagingEPISTAR echo planar imaging and signal targeting with

alternative radiofrequencyEG écho de gradientES écho de spinFAIR flow alternating inversion recoveryIRMf imagerie par résonance magnétique fonctionnellePASL pulsed ASLPICORE Proximal inversion with control for off-resonance

effectsQUIPSS QUantitative Imaging of Perfusion using a single

SubtractionRF radiofréquenceRSB rapport signal sur bruitTEP tomographie par émission de positonsTI temps d’inversion

Introduction

L’IRMf permet de cartographier les modifications del’activité neuronale lors de la réalisation de tâches motricesou cognitives ou lors de stimulations sensitives ou senso-

rielles, d’où son appellation d’IRMf « d’activation ». Ellerepose sur la théorie du couplage neurovasculaire, décriteil y a plus d’un siècle [1], selon laquelle l’activité neuronale

dpp

Éditions françaises de radiologie. All rights reserved.

ntraîne une augmentation locorégionale de la consom-ation en oxygène et une augmentation encore plus

mportante du débit sanguin cérébral local, par vasodi-atation artériolaire. La méthode de référence en IRMf’activation est l’utilisation de l’effet BOLD, dont leontraste est basé sur l’hyperoxygénation capillaroveineuseans les aires activées. Cette hyperoxygénation locale aour corollaire une réduction relative du taux de déoxy-émoglobine dont les propriétés paramagnétiques sontesponsables d’une petite diminution relative du signal enondération T2* [2]. En pratique clinique, l’IRMf BOLD esttilisée pour la cartographie préneurochirurgicale des zonesloquentes, notamment de la motricité et du langage, enathologie tumorale [3] ou épileptique [4]. En recherchelinique, elle permet d’étudier les pathologies neuropsy-hiatriques telles les démences de type Alzheimer, pouvantermettre un diagnostic précoce [5], la maladie de Parkin-on, pouvant évaluer la réponse au traitement par l-Dopa6], ou bien encore les psychoses, pouvant en identifierertains facteurs de vulnérabilité [7]. En recherche plusondamentale, elle permet d’explorer les mécanismes dea plasticité cérébrale qui sont la base de l’apprentissaget de la maturation des fonctions cérébrales et qui déter-inent les possibilités de récupération fonctionnelle après

ne lésion [8].La séquence BOLD présente cependant plusieurs limites.

n effet, le signal BOLD est une mesure indirecte et multi-actorielle de l’activité neuronale. Il résulte de l’interactionomplexe des variations simultanées de la perfusion ete la consommation d’oxygène, dont les contributionselatives sont inconnues. Par ailleurs, la spécificité spa-iale de l’effet BOLD est compromise par sa sensibilitéu signal des veines macroscopiques [9]. Enfin, des cas

e faux négatifs de l’activation ont été observés danslusieurs domaines physiopathologiques avec l’IRMf BOLD,our exemples en neuro-oncologie [10,11] et en pathologie

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schémique [12,13], attribués à des modifications de la vaso-éactivité cérébrale. Afin de s’affranchir des ces limitations,eux autres méthodes ont émergé : l’IRMf par marquagees spins artériels ou ASLf et l’IRMf de diffusion. L’ASLst une séquence de perfusion cérébrale sans injection deroduit de contraste, utilisant comme traceur endogènees protons de l’eau du sang artériel marqués magnéti-uement [14]. Les variations de signal de l’ASLf reflètentniquement la composante vasculaire du couplage neurovas-ulaire. L’ASLf dispose de nombreux avantages théoriquesar rapport à l’effet BOLD. En effet, il permet d’accéderirectement à une quantification absolue du DSC [15], estoins sensible à la contamination veineuse [16,17] et béné-cie d’une meilleure reproductibilité [16,18—20]. Depuisuelques années, l’IRMf de diffusion se développe [21]. Sonrincipe est en théorie indépendant de la théorie du cou-lage neurovasculaire et elle présente l’intérêt théorique deefléter plus directement l’activité neuronale, avec notam-ent une précision accrue dans sa localisation spatiale.

’ASLf et l’IRMf de diffusion s’avèrent ainsi prometteuses àifférents égards mais, du fait de leur faible pouvoir détec-ion de l’activité neuronale, restent à ce jour d’applicationonfidentielle en routine clinique pour l’ASLf, et réservéeu domaine de la recherche fondamentale pour l’IRMf deiffusion.

Ce travail fait le point sur les aspects techniques, lespplications émergentes et les perspectives de l’ASLf et de’IRMf de diffusion.

rincipe des séquences d’arterial spinabeling fonctionnel

’ASLf cartographie les modifications de la perfusion céré-rale locale entre des phases de repos et des phases’activation neuronale. Elle utilise la séquence d’ASL [14].

rincipe général de l’arterial spin labelingASL)

’ASL, apparue en 1992 [15], est une technique différentielleu cours de laquelle deux types d’acquisitions des coupesont réalisées : une acquisition avec marquage magnétiquees protons artériels et une acquisition de contrôle (Fig. 1).e marquage magnétique des protons du sang artériel enmont du volume d’intérêt est effectué par une impulsion’inversion sélective spatialement. Les protons marquésigrent ensuite via le réseau artériel vers les tissus céré-raux à perfuser, où ils passent du compartiment vasculaireers le compartiment extravasculaire. À un temps TI (temps’inversion) après l’impulsion de marquage, l’acquisitiones coupes est réalisée avec une technique d’imagerieapide de type EPI. L’acquisition de contrôle est par défini-ion réalisée sans marquage, les protons artériels du volume’intérêt sont alors à l’équilibre, complètement relaxés. Laoustraction de l’acquisition de marquage et de l’acquisitione contrôle permet d’éliminer la magnétisation statique et

’obtenir une cartographie pondérée en perfusion [15]. Laifférence de signal entre acquisition marquée et acqui-ition de contrôle étant faible (< 2 %), il est nécessaire’accumuler les acquisitions : en général, un minimum de

dsds

H. Raoult et al.

0 paires marqué-contrôle est réalisé [22]. Il existe deuxrincipales stratégies d’ASL : le CASL et le PASL. Le CASL [15]tilise un marquage continu des protons artériels, la disper-ion temporelle et les effets de saturation du bolus sont alorsomparables à ceux d’un agent exogène. Le PASL [23] utilisen marquage pulsé des protons artériels, ce qui permet unarquage spatial mais aussi temporel des protons.

cquisitions dans l’arterial spin labelingonctionnel

es séquences d’ASLf proposées dans la littérature utilisente PASL ou le CASL, en connaissant leurs avantages et incon-énients respectifs. Les paramètres couramment utilisésomprennent des temps de répétition de 2 à 4 s et des épais-eurs de coupes de 3 à 8 mm. Le CASL utilise une longuempulsion RF, de 2 à 4 s, pour marquer de facon continuee sang qui traverse une petite bande de tissu (environcm). Il dispose de trois avantages par rapport au PASL : unolume couvert plus important [22], un RSB supérieur [24]t une moindre sensibilité au temps de transit artériel desrotons marqués. En revanche, le CASL présente deux incon-énients principaux liés à l’énergie délivrée par la durée de’impulsion (RF). Cette dernière est responsable, d’une part,’effets de transfert d’aimantation dans le volume d’intérêtmagé, à l’origine de potentielles erreurs de mesure lorse la soustraction avec tendance à la surestimation de laerfusion, d’autre part, d’un DAS élevé.

Au contraire, le PASL subit moins les effets de trans-ert d’aimantation que le CASL et permet ainsi en théoriene meilleure évaluation et quantification de la perfusion.l utilise une courte impulsion RF, de quelques millise-ondes, pour marquer un grand volume de sang artériel> 10 cm). Deux catégories de séquences PASL ont été déve-oppées : l’asymétrique (type EPISTAR) et la symétriquetype FAIR). Ces méthodes diffèrent principalement danse type d’impulsion appliquée lors du contrôle et qui per-et d’annuler les effets de transfert d’aimantation lorse la soustraction. L’EPISTAR [23] applique une impulsion’inversion à la partie supérieure du volume d’acquisition.e PICORE [25] en est une variante et remplace l’impulsion’inversion sélective par une impulsion de même fréquenceue l’impulsion de marquage, en l’absence de gradiente champ magnétique. Le FAIR [26] applique, lors de’acquisition contrôle, une impulsion d’inversion non sélec-ive. Deux autres avantages significatifs du PASL par rapportu CASL sont le DAS moindre, du fait des courtes impul-ions RF [27], et l’efficacité de marquage supérieur, du faite la proximité entre la coupe de marquage et le volume’intérêt. L’efficacité de marquage est ainsi proche de 100 %n PASL [28,29], de l’ordre de 80—95 % [22] en CASL. Enfin,e PASL est moins sensible aux artefacts de contaminatione l’effet BOLD que le CASL [30] du fait d’un signal sta-ique moindre. Cependant, le PASL s’avère plus sensibleue le CASL au temps de transit artériel. Pour s’en affran-hir, la méthode QUIPSS [29] et ses implémentations QUIPSSI et Q2TIPS [31] ont été développées. Leur principe est

’appliquer, à un temps TI1 après le marquage, une impul-ion de saturation qui définit la largeur temporelle du boluses protons marqués en éliminant toute contribution duang qui arrive dans les coupes avant TI1. L’acquisition est

Innovations en IRM fonctionnelle cérébrale 881

Figure 1. Principe de l’ASL : a : marquage des spins artériels par une impulsion d’inversion de 180◦ ; b : délai TI permettant aux spinsd’intarqu

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marqués de rejoindre le volume d’intérêt ; c : acquisition du volumesans marquage préalable des spins d’amont. La différence (image m

réalisée à un temps TI2 après cette saturation. Ces méthodesimplémentent le plus souvent un marquage de type PICORE[25,32—35] ou FAIR [36]. Par ailleurs, l’utilisation des cru-shers, large gradient bipolaire permettant d’« écraser » lesignal des protons artériels circulants [28], permet des’amender des artefacts intravasculaires. Ces artefacts sontliés à la présence de protons marqués dans les artères delarge calibre destinées à perfuser des tissus situés à dis-tance du volume d’intérêt et peuvent être à l’origine d’unesurestimation de la perfusion.

Le PASL profite largement des IRM haut champ et desstratégies d’imagerie parallèle [37], avec une améliora-tion du RSB [38] et de la résolution temporelle. Le CASLest, en revanche, limité par les problèmes de DAS et detransfert d’aimantation. La méthode de marquage pseudo-continu (pseudo-CASL) [15] permet de réduire le DAS sansdégrader le RSB. Elle utilise pour le marquage un traind’ondes RF courtes et sélectives (< 1 ms) répétées pendant1,5 s. Elle bénéficie ainsi des avantages du PASL avec unemoindre sensibilité au temps de transit et aux effets de

transfert d’aimantation, tout en conservant un bon RSBgrâce à un marquage plus long. Cette méthode est par-ticulièrement intéressante par sa simplicité de mise enplace, d’analyse, son volume de couverture et sa sélectivité

Tege

érêt ; d : une deuxième acquisition du volume d’intérêt est réaliséeée-image contrôle) est pondérée en perfusion.

asculaire [39,40]. La facilité de mise en œuvre du PASL ennt fait la technique la plus utilisée en pratique clinique22].

alidation et intérêts de l’arterial spinabeling fonctionnel en comparaison aveca tomographie par émission de positons à’oxygène 15

lusieurs études ont été menées afin de valider l’ASLf enomparaison avec la tomographie par TEP. Tout comme laEP, qui utilise comme radiotraceur exogène l’oxygène 15,

’ASLf est une imagerie fonctionnelle de perfusion permet-ant de quantifier le DSC. L’ASLf a montré une concordancelevée avec la TEP en termes de mesure du DSC et de loca-isation de l’activation durant une stimulation visuelle [41],n soulignant une corrélation entre l’intensité de la stimula-ion et l’augmentation du DSC en ASLf, non observée en TEP.

outefois, l’ASLf présente des avantages incontestables. Ellest totalement non invasive, puisque le traceur est endo-ène alors que la TEP utilise un traceur radioactif irradiant,t elle dispose d’une résolution temporelle supérieure, avec

882

Figure 2. Principe des séquences ASLf et IRMf par effet BOLD.DSC : débit sanguin cérébral en millimètre par 100 grammes parminute. Ce paramètre de la perfusion tissulaire est modulé parle couplage neurovasculaire via les modulations du tonus artério-laire. C’est un paramètre quantitatif directement accessible parl’ASLf. Cerebral metabolic rate of oxygen (CMRO2) : correspondà la quantité d’oxygène consommée, en micromole par grammepar minute ; VSC : volume sanguin cérébral, dont les variationsont principalement lieu au niveau des veinules et des veines ;[gl

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a possibilité d’acquisitions répétées puisque le traceurndogène, que sont les protons marqués, a une décrois-ance de son T1 environ 100 fois plus rapide que celle de’oxygène 15 [42]. Ce double avantage d’innocuité et deésolution temporelle permet de répéter plusieurs fois laéquence pour suivre dynamiquement les variations de per-usion engendrées par un stimulus. De plus, l’ASLf bénéficie’une plus grande disponibilité à moindre coût.

ntérêts de l’arterial spin labelingonctionnel en comparaison avec’imagerie par résonance magnétiqueonctionnelle blood oxygenation levelependent

lors que le signal BOLD est multifactoriel, résultant de’interaction complexe des variations simultanées de la per-usion cérébrale et de la consommation d’oxygène, l’ASLfeflète directement la composante vasculaire du couplageeurovasculaire, donnant ainsi accès à un paramètre deuantification absolue, le DSC (Fig. 2). Ances et al. [32]nt montré que les variations d’amplitude du signal BOLD’étaient pas un reflet quantitatif de l’activité neuronale,lors que le DSC mesuré en ASLf reflétait plus exactementes modifications de l’activité neuronale.

Plusieurs études récentes ont également montré que’ASLf bénéficiait d’une meilleure reproductibilité interin-ividuelle [16,19,20] et intra-individuelle [18] que l’effetOLD. La stabilité temporelle de l’ASLf a aussi été montrée

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H. Raoult et al.

ors de paradigmes basses fréquences. Lorsque la duréees périodes de stimulation ou de repos est supérieure àne minute, l’ASLf est en effet significativement plus sen-ible que l’effet BOLD pour détecter les modifications de’activation [16,20,43].

Outre ses avantages d’accès à la quantification et de sta-ilité temporelle, plusieurs études ont également montréue l’ASLf permettait une meilleure localisation spatialee l’activité neuronale [17,44,45] et était moins sensiblela contamination veineuse [16,17,19] que l’effet BOLD. Enffet, l’ASLf mesure le signal émanant des petites artérioles,es capillaires et du tissu. Si les deux modalités concordentour la localisation de l’activité neuronale [19,30], l’effetOLD a tendance à s’étendre plus près des structures vei-euses [19]. Une étude d’activation motrice montrait quee signal ASLf était plus important en aire motrice primaireu’en aire motrice supplémentaire [46] alors que le signalOLD était comparable dans les deux aires. En rechercheondamentale, une étude réalisée sur le petit animal à 9,4T44] a montré que le signal ASLf se situait au centre du cortext était plus élevé et mieux délimité que la réponse BOLD,aquelle était déplacée vers la surface du cortex en raisone sa sensibilité aux veines piales. L’ASLf devrait égalementtre plus précis que l’effet BOLD en termes de résolutionemporelle, avec une cinétique de signal plus synchrone de’activation neuronale. Certaines études ont ainsi montré,n contexte de stimulation visuelle [30] ou motrice [46],ue la réponse ASLf était plus précoce que celle de l’effetOLD.

Bien qu’elle puisse être une méthode alternative auOLD, l’ASLf peut également permettre d’accéder, lors dea même acquisition, au signal BOLD et au DSC. Il est alorsossible de quantifier le CMRO2, correspondant à la quantité’oxygène consommée par le parenchyme cérébral lors de’activité neuronale (en �mol/g/min). Cette quantificationécessite cependant de connaître le niveau d’oxygénationeineuse du sang et impose donc de réaliser une calibra-ion du signal BOLD avec du CO2 [47,48] ou de l’O2 [49].râce à la quantification conjointe du CMRO2 et du DSC,l’IRMf calibrée » permet de déterminer les relations entrees deux paramètres et de prendre en compte les variationshysiologiques interindividuelles de la perfusion cérébraleasale.

pplications de l’arterial spin labelingonctionnel

es paradigmes cliniques classiques, notamment utilisésans les études visant à valider l’ASLf en comparaison aveca TEP ou l’effet BOLD, ont permis d’explorer les fonctionsisuelles, motrices et du langage [16,18—20,32,35,41,50].’ASLf a ainsi montré des activations attendues en aireotrices primaire et supplémentaire [19,20,51] (Fig. 3 et 4)

t en régions occipitales [18,41]. L’ASLf a aussi montrées activations en aires motrices secondaires ipsilaté-ales au mouvement [52] (Fig. 5). L’ASLf semble plus

ertinent que l’effet BOLD dans l’identification de l’airee Broca [50] car il éviterait les fausses activations enégion temporo-polaire. L’ASLf pourrait ainsi participer auepérage préchirurgical des aires éloquentes, lorsque les

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Figure 3. Cartographie d’activation individuelle obtenue en ASL fonctionnel à 3T avec paradigme moteur. Cartographie d’activationmotrice ASLf : a : coupes axiale ; b : sagittale ; c : coronale. Le paradigme est un mouvement de la main dominante chez un droitier. Une

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activation est détectée en aire sensorimotrice primaire (ASM) contret ipsilatérale et en aire prémotrice (APM) controlatérale.

repères anatomiques sont envahis par la lésion ou quandla lésion est susceptible de refouler la région fonction-nelle.

La stabilité temporelle associée à l’information quantita-tive fournie par l’ASLf fait de cette séquence la techniqued’IRMf de choix pour les études de suivi longitudinal [16]et pour les études de paradigme basse-fréquence. L’accèsà la mesure du DSC, paramètre quantitatif en théorieindépendant de l’appareillage, fait aussi de l’ASLf uneséquence intéressante pour les études multicentriques.Chez le sujet sain, l’ASLf a permis d’explorer les mécanismesd’apprentissage et de mémorisation [53], de régulations dustress [54] ou bien encore de réponse à la douleur [55].L’ASLf a ainsi identifié, lors du processus d’apprentissaged’une tâche motrice [53], une élévation corrélée du DSCdans le striatum et l’hippocampe, corroborant l’hypothèsed’une interaction entre ces systèmes de mémorisation.L’ASLf a aussi montré que le stress psychologique [54]générait une élévation du DSC dans le cortex préfrontal ven-

tral droit, corrélée au taux de cortisol salivaire, suggérantl’implication du réseau émotionnel à connotation négative.Chez des patients présentant un déclin cognitif modéré [56],l’ASLf a identifié, lors d’un processus de mémorisation, des

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rale au mouvement, en aire motrice supplémentaire (AMS) contro-

ypoperfusions régionales concordantes avec celles anté-ieurement observées en TEP.

Les caractéristiques de sensibilité de l’ASLf en fontne séquence complémentaire de l’effet BOLD. En effet,’effet BOLD souffre de certaines limites dans la locali-ation de l’activité neuronale en situation pathologique.insi, en neuro-oncologie, l’IRMf BOLD a montré une possibleltération du signal d’activation en région péritumorale,articulièrement dans le cas de tumeurs gliales de hautrade [11]. En comparaison avec la stimulation corticale per-pératoire sur une série de 18 tumeurs frontopariétales [10],’effet BOLD manquait une partie de la région d’activationotrice primaire dans 17 % des cas, en rapport avec une

nfiltration tumorale ou un œdème péri-lésionnel dans ceségions. Ces faux-négatifs étaient attribués à une réductione la réponse vasculaire [10,11], présumée due à un défaute vasodilatation. L’hypothèse d’une dysfonction de la bar-ière hémato-encéphalique a également été évoquée [11].e même, dans le cas de cavernomes [57], l’effet BOLD

urestimait la distance entre la lésion et l’aire éloquenteu fait des effets de susceptibilité magnétique induits pares dépôts d’hémosidérine. Dans le cas de malformationsrtérioveineuses, l’effet BOLD pouvait être limité dans la

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Figure 4. Cartographie d’activation obtenue en ASL fonction-nel à 3T avec paradigme moteur : comparaison avec l’IRMfBOLD chez trois sujets. Cartographie motrice d’activation ASLf(p < 0,001 non corrigé) en comparaison avec la cartographie IRMfBOLD (p < 0,05 corrigé), réalisée chez trois sujets. Les volumes acti-vés observés en ASLf et en IRMf BOLD co-localisent fortement auniveau de l’aire sensorimotrice primaire (ASM) et de l’aire motricesupplémentaire (AMS). L’activation détectée en ASLf apparaît loca-lisée au niveau du ruban cortical du sillon central, à hauteur du«i

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bouton de la main ». L’activation détectée en BOLD est plus large,ncluant des régions de substance blanche au-delà du cortex.

étection de l’activation dans l’aire motrice [9] et dans laatéralisation des aires du langage [58] de proximité. Laous-estimation du signal BOLD à proximité du nidus étaitlors attribuée aux interférences avec les anomalies mar-uées de flux dans les MAV, à l’origine de modifications duSC, du métabolisme de l’oxygène [59] et de la vasoréacti-

ité. Dans une large série de 237 patients opérées de lésionspileptogènes de nature multiples, Wellmaer et al. [60] ontonfirmé des discordances entre le signal BOLD et le test

igure 5. Cartographie d’activation individuelle obtenue en ASLf3T avec paradigme moteur, à deux niveaux de coupe axiale. Le

aradigme est une tâche de flexion-extension des doigts de la mainroite chez un droitier. Un seuil statistique de p < 0,001 non-corrigéermet de visualiser des activations en aires motrices secondairesontrolatérales, mais également ipsilatérales au mouvement.

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H. Raoult et al.

ada pour la latéralisation du langage, particulièrementn cas de cavernomes, de gliomes ou d’atrophie sévère.nfin, l’effet BOLD a également été pris en défaut dans laétection de l’activité neuronale en situation de pathologieérébrovasculaire et d’ischémie cérébrale [12,13], en raisone sa sensibilité particulière aux altérations chroniques de laicrovascularisation, lesquelles modifient la vasoréactivité

érébrale.Ainsi, l’association d’une séquence ASLf à la séquence

OLD pourrait, grâce ses caractéristiques de sensibilitéifférentes, participer à la sécurisation du geste neurochi-urgical en aidant à déterminer plus précisément les airesloquentes proches des lésions tumorales ou vasculaires9].

In fine, l’ASLf pourrait ainsi voir ses applications élargiescelles de l’IRMf par effet BOLD. En effet, si les conclu-

ions issues des études d’ASLf sont actuellement de validitéimitée par la petite taille des séries, la disponibilité grandis-ante des IRM 3T devrait permettre de multiplier les étudesliniques et d’élargir les applications de l’ASLf du domainee la recherche fondamentale à celui de la routine clinique9].

imites de l’arterial spin labelingonctionnel

’ASL présente l’inconvénient majeur d’un faible RSB intrin-èque avec une différence de signal très faible (< 2 %) entremages marquées et images contrôle [61]. Or, le corol-aire d’un faible RSB est une réduction de la sensibilitée détection de l’activité neuronale et, de fait, de laeproductibilité et de la fiabilité de l’ASLf [62]. L’ASLfequiert ainsi de nombreuses répétitions du paradigme pourommer et moyenner le signal, d’où une longue durée’acquisition.

Une autre cause de réduction de la sensibilité de détec-ion de l’activation en ASLf est la contamination du signalerfusionnel par le signal BOLD [16,25,30]. Cette contami-ation est le fait de la modification du signal BOLD pendant’acquisition alternée des images marquées et contrôle, d’oùne soustraction ne permettant pas l’annulation complèteu signal BOLD [30].

Une autre limite notable de l’ASLf est le volume couvertxploré, en général moins important qu’avec la séquenceOLD, en raison des contraintes imposées par le temps deransit du marquage et par la relaxation longitudinale duang marqué.

Enfin, la quantification du DSC en ASLf est délicate. Enffet, la variabilité de certains paramètres physiologiques’est pas prise en compte dans la méthode de calcul duSC. Pour exemple, la perméabilité capillaire est réduite enondition d’accélération du flux sanguin et, si le temps deelaxation T1 du sang est sensiblement égal à celui de la sub-tance grise, il est différent de celui de la substance blanche22] dans laquelle le DSC a tendance à être surestimé. Uneuantification précise nécessite d’utiliser la cartographie du

1 et de corriger les effets de volume partiel [63]. Enfin,

a quantification suppose l’intégrité de la barrière hémato-ncéphalique, ce qui n’est pas toujours le cas en conditionathologique.

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Innovations en IRM fonctionnelle cérébrale

Perspectives de l’arterial spin labelingfonctionnel

La principale perspective d’amélioration de l’ASLf résidedans le développement des techniques d’acquisition, àsavoir les IRM à haut champ, les antennes multicanaux et lesnouvelles séquences ASL. En effet, à 3 T, le RSB, le contrastesubstance grise/substance blanche et la résolution spatialesont majorés [24,38]. De plus, le T1 du sang est allongé[38], d’où une augmentation de la durée du marquage quipermet, associée au meilleur RSB, d’améliorer le contrasteperfusionnel. L’étude de Yongbi et al. [51] a ainsi montréqu’à 3 T, l’ASLf objectivait une plus vaste activation enrégion motrice qu’à 1,5T et démasquait l’activation del’aire motrice supplémentaire. En outre, à 3 T, l’associationsynergique avec les antennes multicanaux [37] permetd’optimiser le RSB, d’autant plus que le nombre d’élémentsd’antenne est élevé, et de réduire les distorsions géomé-triques grâce aux stratégies d’imagerie parallèle [64]. Legain en résolution temporelle permet une acquisition pluscourte et une réduction des artefacts de susceptibilité [24].Ainsi l’ASLf compte certainement parmi les techniquesd’IRM qui profiteront le plus des très hauts champs magné-tique, supérieurs à 3T [24,38,45], en notant que l’efficacitédu marquage CASL pourrait toutefois être limitée par lescontraintes de dépôt d’énergie. Quelques études déjàréalisées à très haut champ magnétique, soit à 7T chezl’homme [45] et 9,4T chez le chat [44], ont ainsi objectivéque l’ASLf offrait alors un meilleur contraste et une plusgrande précision dans la détection de l’activité neuronaleque l’effet BOLD, palliant plusieurs de ses inconvénientsdéjà énoncés en termes de sensibilité et de spécificité. Desséquences d’ASL récemment implémentées devraient opti-miser l’ASLf. Pour exemple, le pseudo-CASL qui combine lesavantages du PASL et du CASL, ou bien encore l’acquisitionsingle shot 3D GRASE, technique d’imagerie rapide quiaméliore le RSB et la précision de la quantification du DSC[65]. Ces deux stratégies ont récemment été combinées etproposées en ASLf [53].

Une autre voie d’amélioration des séquences d’ASLfréside dans la qualité de la procédure de post-traitement.En effet, la rigueur de sa réalisation est fondamentale pouroptimiser la sensibilité de détection de l’activation et la fia-bilité des résultats et de leur interprétation. Récemment,certains outils de post-traitement ont ainsi été spécifique-ment développés pour l’ASLf. Des méthodes de soustractiondes images contrôle et marquées telles la « surround sub-traction » ou la « sinc subtraction » [16,30] peuvent limiterla contamination par le signal BOLD. D’autre part, desméthodes de débruitage des effets de volumes partiels [66]permettent de pallier la faible résolution spatiale de laséquence en tenant compte des fractions de substance griseet de substance blanche contenues dans chaque voxel. Lesmodifications locales du DSC peuvent alors être quantifiéesavec précision.

L’imagerie par résonance magnétique

fonctionnelle de diffusion

L’utilisation des séquences de diffusion a été proposée pourmettre en évidence l’activité neuronale [21]. L’IRMf de

ceLf

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iffusion présente l’intérêt essentiel théorique de détecter’activité neuronale plus directement que l’ASLf ou l’effetOLD, ce avec une acquisition assurant la couverture de laotalité de l’encéphale.

rincipe de la séquence

e substrat physiopathologique de l’IRMf de diffusion neepose pas sur la théorie du couplage neurovasculaire. Enffet, l’hypothèse avancée est que, lors de l’activité neu-onale, les cellules gonflent (swelling) transitoirement etugmentent ainsi leur surface membranaire, ce qui restreinta diffusion des molécules d’eau localement dans les espacesnterstitiels [67]. La modélisation du signal de diffusiononctionnel [21] suggère que cette restriction transitoiree diffusion observée au site de l’activation neuronale neerait pas une restriction du coefficient apparent de dif-usion (liée à l’augmentation des tortuosités de l’espacextracellulaire). En effet, elle serait essentiellement le fait’une augmentation relative fugace de la phase de l’eaudiffusion lente, phase étroitement associée aux mem-

ranes cellulaires par rapport celle à diffusion rapide [68].’IRMf de diffusion utilise l’acquisition ES EPI avec un facteure pondération b élevé, entre 1600—2400s par millimètrearré, pour assurer une forte sensibilité au signal diffu-ionnel d’activation tout en maintenant un bon RSB, maisussi pour limiter la contamination par le signal vasculaireû à la réponse hémodynamique [21,69,70]. L’applicationes gradients dans les trois directions permet de réduire laontamination par l’effet BOLD [21,69—71]. Les paramètres’acquisition comprennent un temps répétition voisin de 1 st une épaisseur de coupe de 3 à 5 mm.

ntérêts

’IRMf de diffusion aurait ainsi le potentiel de révéler lesodifications subtiles de la structure cellulaire et des pro-riétés physiques intrinsèques des molécules d’eau pendant’activation neuronale. Or ces modifications sont plus étroi-ement liées aux mécanismes de l’activation neuronale quees approches basées sur le couplage neurovasculaire, deype TEP, IRMf par effet BOLD et l’ASLf [67]. L’IRMf de dif-usion pourrait ainsi bénéficier de résolutions spatiale etemporelle améliorées.

Plusieurs études réalisées chez l’homme à 3T [21,69] ontéjà montré que la variation du signal en IRMf de diffu-ion était un marqueur de l’activité neuronale plus précocet plus direct que la réponse hémodynamique détecté par’effet BOLD. Si l’intérêt de l’IRMf de diffusion en termes deésolution temporelle a été documenté, les études visant àémontrer la supériorité de la séquence en termes de réso-ution spatiale sont plus rares. L’étude de Truong et al. [71]

ainsi démontré chez l’homme, à 4 T, une spécificité spa-iale améliorée de l’IRMf de diffusion en comparaison avec’effet BOLD, résultats concordants avec une étude réali-ée chez le chat à 9,4T [70]. Les variations fonctionnellesu signal de diffusion prédominaient en effet significati-ement dans les couches moyennes du cortex, alors que

elles du signal BOLD prédominaient à la surface du cortext diminuaient graduellement vers le cortex plus profond.e signal diffusionel augmentait d’un facteur 5 entre la sur-ace du cortex et son maximum enregistré à une profondeur

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orticale d’environ 1 mm, tandis que le signal BOLD dimi-uait de 14 % sur cette même distance. L’IRMf de diffusionemblait ainsi s’affranchir de la contamination par le signalasculaire issue des veines piales et apparaissait plus sen-ible à la microvascularisation en lien étroit avec le site’activation neuronale.

imites

a théorie de la restriction de diffusion liée à l’expansiones surfaces membranaires cellulaires en région activéeemeure toutefois à confirmer car les mécanismes quia sous-tendent sont encore incomplètement élucidés. Enffet, la nature physique de la phase d’eau à diffusion lente,es relations entre ses variations de volume et les modifica-ions de la taille des cellules et les mécanismes biochimiquesxpliquant le gonflement cellulaire restent à clarifier [67].ar ailleurs, l’étude de Miller et al. [72] suggère que, mêmen utilisant des facteurs b élevés, une contribution de laéponse hémodynamique au signal observé ne peut pas êtrecartée, probablement largement due au signal BOLD rési-uel des capillaires et veinules.

L’IRMf de diffusion présente aussi les inconvénients d’unSB faible et d’une résolution temporelle limitée. La faibleugmentation du signal de diffusion lors de l’activationeuronale, de 1 % [69] à 1,7 % [21] à 3 T, contraint à unost-traitement avec un lissage spatial intense [69] et est deait susceptible d’entraîner des imprécisions de localisationu l’activation. La résolution temporelle est limitée par laécessité d’acquisitions multiples avec différents facteurs, protocoles qui permettent l’étude de l’évolution dyna-ique du contraste diffusionel d’activation [21,70—72].es séquences single-shot en EG [44,71] ont récemmentté proposées pour améliorer la résolution temporelle,ais pourraient alors avoir l’inconvénient d’une sensibilité

ccrue aux effets de susceptibilité magnétique induits par’effet BOLD à proximité des gros vaisseaux. En associant unG et deux ES, la résolution temporelle était améliorée, deême que la précision et, à durée d’acquisition égale, la

ensibilité de détection de l’activation [73].

pplications et perspectives

’IRMf de diffusion est à ce jour réservée à la recherche,hez l’homme [21,69,72] ou chez l’animal [70], avec essen-iellement des stimulus visuels. Elle offre l’opportunité’étudier, à l’échelle cellulaire, les processus élémentairesui sous-tendent l’activation corticale. Certains auteursnt ainsi envisagé l’existence de mécanismes « non synap-iques » [67] et la théorie du recrutement de populationseuronales différentes en fonction de la durée du stimu-us, qui pourrait être par exemple lié à un phénomène’habituation [69]. L’IRMf de diffusion est donc un outil inno-ant permettant d’explorer les mécanismes de l’activationeuronale, mais les difficultés inhérentes à sa mise enuvre ne permettent pas d’envisager son application en

outine clinique à ce jour. La sensibilité de détection de’activation pourra être améliorée par les hauts champs

agnétiques permettant l’augmentation du RSB et du

ignal parenchymateux ainsi que la réduction des varia-ions de signal intravasculaire [70]. L’association synergiqueux stratégies d’imagerie parallèle permettra d’optimiser

H. Raoult et al.

e compromis entre résolution spatiale et temporelle et’application de forts gradients permettrait d’accéder àes facteurs b encore plus élevés. Il faut toutefois noterue les hauts champs ont pour corollaire des effets deusceptibilité magnétique plus marqués susceptibles deasquer le signal diffusionel [70]. C’est donc aussi large-ent de l’optimisation des paramètres d’acquisition [71] de

a séquence d’IRMf de diffusion que peut être attendue unemélioration des cartes d’activation.

onclusion

’ASLf et l’IRMf de diffusion sont des techniques innovantese détection de l’activation neuronale. Elles ont le potentiel’offrir de meilleures résolutions temporelle et spatiale que’IRMf par effet BOLD, en détectant le signal d’activation aulus près des neurones impliqués. L’ASLf a déjà largementté étudiée en recherche fondamentale et sa faisabilité enoutine clinique a été démontrée. L’IRMf de diffusion est deéveloppement plus récent et si les subtilités de sa misen œuvre limitent son application, elle promet une pré-ision spatiale inégalée dans la détection de l’activationeuronale. La disponibilité grandissante des IRM 3T et desntennes multicanaux associée au développement des stra-égies de post-traitement devrait permettre d’optimiser laétection du signal d’activation. Il est ainsi probable quees techniques d’IRMf puissent être proposées dans les pro-ocoles de routine dans les années à venir, en complément,oire en place de l’IRMf par effet BOLD.

éclaration d’intérêts

es auteurs déclarent ne pas avoir de conflits d’intérêts enelation avec cet article.

emerciements

e travail a été réalisé avec le soutien de la bourse deecherche 2009 attribuée par la Société francaise de radio-ogie.

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