Neuroimagerie cognitive : principes et limites

Le psychologue ne peut se dispenser de comprendre les bases fondamentales des méthodes d'imagerie qu'il envisage d'utiliser. Après un bref rappel historique, soulignant les contributions conjointes de la physique fondamentale et des études du métabolisme cérébral, le cours s'est donc attaché à décrire les principes théoriques et pratiques de la méthode dominante actuellement, l'imagerie fonctionnelle par résonance magnétique (IRMf).

Sur le plan physique, la résonance magnétique nucléaire consiste en l'absorption par un noyau atomique pourvu d'un spin non-nul (fréquemment le proton), d'un rayonnement électromagnétique d'une fréquence particulière, en présence d'un champ magnétique. Le retour à l'équilibre des spins entraîne l'émission d'une onde électromagnétique mesurable à distance, dont les constantes de relaxation (T1, T2) caractérisent différents tissus. L'utilisation de gradients de champ magnétique permet de sélectionner une coupe, et de coder en fréquence et en phase l'origine spatiale des signaux à l'intérieur de cette coupe.
Ces principes sont à l'origine de l'IRM anatomique, exploitée depuis plusieurs décennies dans de nombreux hôpitaux. Mais comment rendre le signal de résonance magnétique sensible à l'activité cérébrale ? Ogawa et ses collaborateurs ont exploité le fait que la déoxy-hémoglobine est paramagnétique et perturbe le signal RMN (effet sur le T2 apparent ou T2*). Les travaux des groupes de Sherrington, Sokoloff, et Raichle avaient, depuis fort longtemps, montré que des modifications des paramètres hémodynamiques accompagnent l'entrée en activité du cortex. L'activité cérébrale peut donc être mesurée indirectement par ce que l'on appelle l'« effet BOLD » (Ogawa, Lee, Kay, & Tank, 1990), une chaîne causale complexe dont les mécanismes biophysiques et moléculaires restent imparfaitement compris, dans laquelle l'activité cérébrale entraîne :

une surconsommation d'oxygène, mais également une augmentation du débit sanguin ;
une augmentation du ratio oxy-/déoxy-hémoglobine ;
une diminution de la susceptibilité magnétique ;
une augmentation du paramètre T2* et donc du signal IRM.

Bien qu'aucune injection de produit de contraste ne soit nécessaire, les mesures d'IRMf sont effectuées dans des conditions contraintes. Le participant volontaire est immobilisé en position allongée à l'intérieur de l'aimant dont le diamètre est réduit. L'environnement de l'IRM est bruyant (> 90 dB), et nécessite une protection auditive. Le champ magnétique lui-même ne présente aucun danger connu, à condition qu'aucun objet métallique ne soit introduit dans le champ. Sa présence limite l'utilisation d'appareils électroniques utiles en psychologie (caméra, souris d'ordinateur, etc.). Toutefois, par le biais de dispositifs de stimulation sensorielle et de réponse adaptés (miroirs, écouteurs piézo-électriques, etc.), il est possible de réaliser la plupart des expériences classiques de psychologie dans l'aimant d'une machine d'IRM.

La création des images nécessite une bonne connaissance de la réponse hémodynamique mesurée par IRMf en réponse à un stimulus ponctuel. Cette réponse, variable selon les personnes et les régions cérébrales, présente certaines caractéristiques stables. Après une brève période de descente du signal (« early dip »), la réponse monte fortement pour atteindre un pic 4 à 6 secondes après la stimulation, puis elle redescend souvent en dessous de la ligne de base avant de retrouver son niveau initial en une vingtaine de secondes. Ainsi existe-t-il un délai considérable entre l'activité neuronale et la mesure IRM, qui impose une limite à la résolution temporelle de la méthode. Toutefois, un point essentiel, validé empiriquement dans le système visuel, est l'additivité des réponses BOLD (Boynton, Engel, Glover, & Heeger, 1996) : lorsque la stimulation est répétée, à des intervalles de temps dépassant quelques centaines de millisecondes, l'activation évoquée est la somme des contributions des activations associées à chaque stimulus. Il en va de même lorsque la durée du stimulus est prolongée. La réponse globale peut donc être prédite par une opération linéaire, la convolution des périodes de stimulation avec une réponse hémodynamique canonique.

Cette propriété d'additivité est à la base de la méthode de régression multiple qui est employée pour analyser les données d'IRMf. Chaque élément de volume du cerveau, ou voxel, est soumis à une vaste régression linéaire à partir de prédicteurs crées par convolution de l'activité neuronale attendue et de la fonction hémodynamique canonique. Les contributions indépendantes de différents profils de réponse peuvent donc être testées statistiquement, et conduire à l'identification de régions distinctes du cerveau. Pour visualiser le résultat, on créera des « cartes de paramètres statistiques » (statistical parameter maps ou SPM), représentant en fausses couleurs le niveau d'activité ou la valeur des paramètres statistiques de la régression en chaque point du cerveau où la statistique est significative au seuil choisi.

De nombreux travaux se sont attachés à examiner quels paramètres de l'activité cérébrale sont manifestés dans la réponse BOLD. Nikos Logothetis a réalisé un travail de pionnier dans ce domaine, en réalisant l'exploit technologique de mesurer simultanément l'activité neuronale locale (décharges neuronales et potentiels de champ local [LFP pour local field potential]) et le signal BOLD en IRM fonctionnelle (Logothetis, 2002 ; Logothetis, Pauls, Augath, Trinath, & Oeltermann, 2001). En réponse à une stimulation visuelle de durée variable, il montre que les décharges neuronales sont brèves tandis que le potentiel de champ local montre un maintien durable. Le signal BOLD suit étroitement ce dernier décours temporel. Ainsi, le signal BOLD serait le reflet de l'intégration postsynaptique locale, au coût métabolique élevé, plutôt que des décharges neuronales elles-mêmes. Des exemples montrent que, dans des situations de forte inhibition, il peut même y avoir élévation du signal BOLD avec diminution des décharges neuronales. Ainsi, l'IRMf signalerait les entrées et les calculs locaux d'un réseau, mais pas nécessairement l'émission d'une réponse en direction des autres régions.

Ce message doit toutefois être nuancé car on s'accorde à penser que, dans la majorité des situations normales, le couplage entre les trois signaux (LFP, décharges neuronales et signaux BOLD) est très étroit. Cette corrélation est démontrée par Logothetis lui-même dans une étude de l'effet du contraste visuel. Une autre étude très récente, menée chez l'homme, a corrélé les enregistrements neuronaux unitaires intracrâniens réalisés chez deux patients épileptiques, avec les activations cérébrales observées en IRMf chez des volontaires sains, à qui on présentait le même stimulus complexe (un film). Une forte corrélation était observée entre les décharges neuronales, le potentiel de champ local entre 40 Hz et 130 Hz, et le signal BOLD (Mukamel et al., 2005).
Dans le sens inverse, une étude a été menée pour explorer, chez le singe macaque, les décharges neuronales dans une région identifiée par l'IRMf pour sa réponse sélective aux visages par rapport aux autres catégories d'objets (Tsao, Freiwald, Tootell, & Livingstone, 2006). Dans cette région, qui pourrait être l'homologue de la région humaine fusiforme sensible aux visages (FFA pour fusiform face area), plus de 90 % des neurones répondent sélectivement aux visages. Ainsi observe-t-on à nouveau une excellente congruence entre les propriétés inférées par l'imagerie non-invasive, et celles identifiées par l'électrophysiologie.

En résumé, le psychologue cognitif qui utilise l'imagerie doit garder à l'esprit que le signal qu'il recueille est indirect et pourrait ne pas refléter fidèlement les propriétés de l'activité neuronale. Les méthodes d'imagerie sont toutefois en constante évolution, et le cours a brièvement abordé ce que pourrait nous réserver l'avenir. La résolution spatiale est en amélioration constante. Certaines études chez l'animal, faisant notamment appel à la réponse IRM précoce ou « early dip », ou à des agents de contraste tels que le MION (micro-particules d'oxyde de fer), parviennent à identifier des structures colonnaires telles que les colonnes de dominance oculaire ou de sensibilité à l'orientation dans l'aire V1. Une nouvelle méthode est également apparue (Le Bihan, Urayama, Aso, Hanakawa, & Fukuyama, 2006). Elle mesure, par l'IRM de diffusion, le gonflement des cellules nerveuses qui accompagne leur entrée en activité. Le signal mesuré par cette méthode serait de nature différente du signal BOLD, mieux localisé et surtout plus rapide de 3 ou 4 secondes. L'avenir dira si cette nouvelle méthode prometteuse permet de suivre, avec un couplage plus étroit, l'évolution temporelle de l'activité cérébrale.