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Ce document est le fruit d`un long travail approuvé par le jury de

1. Image x T TR 2 5s Figure 39 Sch ma pr sentant le d cours temporel d une acquisition d images fonctionnelles On peut noter l aide de cette figure que la premi re et la derni re image sont d cal es dans le temps d une valeur de TR gt La correction de mouvement recalage intra modalit L objectif de cette tape est de corriger les artefacts dus aux mouvements de la t te du sujet dans l IRM au cours de l acquisition fonctionnelle qui peut durer longtemps Le principe est de prendre dans chaque s rie une image de r f rence et de recaler les autres images par rapport cette image de r f rence S1 ces mouvements ne sont pas corrig s 1l peut en r sulter des faux positifs lors de l analyse statistique c est dire des voxels consid r s comme activ s alors qu ils ne le sont pas Ces voxels sont souvent qualifi s d artefacts en couronne du fait de leur situation en p riph rie de la t te Si de tels artefacts sont observ s a acquisition il est fortement probable que l examen soit inexploitable et donc recommencer Comme pour l tape pr c dente de slice timing il est n cessaire de choisir une image de r f rence parmi le volume c r bral Cette r f rence est g n ralement la coupe qui se situe au milieu du volume Deux tapes distinctes se d roulent pendant cette phase de correction de mouvement 67 1 La premi re consiste estimer pour chaque volume les 6 param tres de
2. FP1 Volume voxels 87 0 19 0 91 0 Talairach mm 21 0 67 0 12 0 Talairach MNT 21 21 68 59 16 60 Talairach mid 1 3 3 9 1 3 Talairach plate b A Gyrus frontalis superior GFs 5 26 mm FPz Volume voxels 109 0 21 0 90 0 Talairach mm 1 0 65 0 11 0 Talairach MINT 1 01 66 57 15 40 Talairach end 0 1 3 8 1 2 Talairach plate a 4 7 8 Gyrus frontalis medialis GF d 8 45 mm 121 FP2 Pp r D e a 2 Volume voxels 133 0 20 0 92 0 Talairach mm 25 0 66 0 13 0 Talairach MIND 25 25 67 51 17 63 Talairach end 1 5 3 8 1 4 Talairach plate b 4 7 Gyrus frontalis superior GFs 7 15 mm 122 F7 F3 Volume voxels 56 0 57 0 83 0 Talairach mm 52 0 29 0 4 0 Talairach MINT 52 53 29 74 5 88 Talairach end 3 1 1 7 0 4 Talairach plate c d C 8 Gyrus frontalis inferior GF1 3 45 mm Volume voxels 68 0 61 0 124 0 Talairach mm 40 0 25 0 45 0 Talairach MINT 40 40 23 67 50 29 Talairach gid 2 4 1 4 4 9 Talairach plate c C 3 4 Gyrus frontalis medius GFm 4 85 mm 123 Fz F4 Volume voxels 108 0 59 0 140 0 Talairach mm 0 0 27 0 61 0 Talairach MINI 0 00 24 97 67 81 Talairach grid 0 0 1 6 6 6 Talawach plate a C 2 Gyrus frontalis medialis GF d 8 19 mm Volume voxels 150 0 59 0 123 0 Talairach mm 42 0 27 0 44 0 Talairach MINT 42 42 25 78 49 31 Talairach end 2 5 1 64 8 Talairach plate c C 3 4 Gyrus
3. lectrodes Baumgartner et al 2000 King et al 2000 Rosenow et L ders 2001 Aujourd hui une partie de cette probl matique est r solue puisqu il existe plusieurs syst mes permettant l utilisation d un grand nombre d lectrodes et assurant une excellente qualit de signal Lantz et al 2003a b Michel et al 2004a Murray et al 2004a Praamstra et Oostenveld 2003 Suarez et al 2000 Tucker 1993 2 6 Influence de la conductivit des milieux de propagation sur la localisation de source Outre la probl matique li e au rep rage spatial des capteurs 1l existe d autres tapes de la localisation de source qui peuvent influencer la d finition topographique des g n rateurs intra c r braux C est le cas notamment de la mod lisation des milieux de propagation qui est une tape importante En effet les caract ristiques g om triques des tissus constitutifs de la t te et les valeurs de conductivit s c r brales peuvent engendr es des erreurs de localisation de source Rappelons qu il existe deux grands types de mod lisation du milieu c r bral les mod lisations sph riques simples ou multiples de type analytique les mod lisations r alistes de type num rique m thode par l ments fronti res BEM m thode par l ments finis FEM et m thode par diff rence finie FDM Au fur et mesure du temps les mod les ont volu de mani re reproduire de fa on de plus en plus precise la
4. Pour obtenir les coordonn es dans l espace anatomique de l individu Nasion Pre auriculaire droit et gauche chacun de ces rep res anatomiques est localis manuellement et introduit dans un fichier texte Ce fichier sera alors automatiquement lu par l algorithme qui transformera les coordonn es obtenues dans le rep re anatomique du sujet consid r A ce stade il est possible de v rifier la qualit de la d tection en visualisant les images IRM partir de l interface utilisateur Si des marqueurs ne sont pas d tect s faux n gatif ou en exc s faux positif 11 est possible de modifier manuellement les points rep r s retrait ou ajout 54 3 2 3 La labellisation automatique La troisi me tape de traitement de l algorithme automatique va consister projeter les coordonn es estim es dans l tape pr c dente sur un ellipso de Avant cette projection les 4 capteurs temporo basaux FT10 P10 FT9 P9 sont facilement identifi s et retires de la liste des capteurs d tect s Ce processus permet de simplifier la projection et par cons quent la labellisation Ensuite un ajustement g om trique de l ellipse est r alis afin de la faire correspondre avec le schema du syst me international 10 10 Cette tape va alors autoriser la labellisation automatique de chacun des points grace au tri des coordonn es spatiales x y Z L algorithme commence alors par chercher la couronne la plus externe du schema
5. The spatial localization of EEG electrodes in MRI volume presents lots of advantages for the source localization since one only needs adapted EEG sensors and MRI data in order to model the patient s head and to obtain the 3D coordinates of the sensors necessary for the co registration 1 e no additional material is needed to localize the sensors as compared to electromagnetic digitization The only necessary step is the detection and the spatial localization of the electrodes However this step is not binding if automatic algorithms are used Nevertheless it is necessary to point out that no studies have been conducted with a high number of markers maximum 33 electrodes The only limitation of direct MRI coregistration 1s the MR compatibility of the electrodes and wires and of course access to an MRI machine Discussion 1 Comparison between the ten twenty coordinates the MRI localization and the electromagnetic digitization coordinates Some studies have compared the accuracy of electromagnetic digitization and MRI localization Generally the ten twenty electrode coordinates are used as a gold standard to compare these two methods A spherical head model with thirty electrodes taped on its surface gives these results Angular coordinates 0 and located with MRI on different subjects number 10 show a variation about 17 7 4 8 for 0 azimuth and 18 8 5 5 for latitude between standard ten twenty electrode coordi
6. VESPIGNANI Directeur scientifique Pr Marc BRAUN Directeur scientifique Dr Louis MAILLARD Membre invit Mr Yvon VINCENT Membre invit MISE AU POINT ET DEFINITION DU POSITIONNEMENT DE NOUVEAUX CAPTEURS EEG COMPATIBLES ET REPERABLES EN IRM APPLICATION A LA LOCALISATION DE SOURCE Remerciements A M le Professeur Jean GOTMAN pour m avoir fait le tr s grand honneur de pr sider cette These et d avoir rapport ce travail Je vous remercie d avoir fait un si long d placement pour ce travail de Doctorat Veuillez trouver 1c1 le t moignage de ma haute consid ration et de mon profond respect A M le Professeur Patrick CHAUVEL pour avoir accept de rapporter mon travail et de participer mon jury C est un tr s grand honneur pour moi d tre jug par vous tant donne l excellence de votre travail Je profite aussi de cette occasion pour vous remercier de m accueillir en post doctorat dans votre unit de recherche Veuillez trouver ici le t moignage de ma haute consid ration et de mon profond respect A M le Professeur Bernard BIOULAC pour m avoir fait le tr s grand honneur de participer a mon jury Soyez assur de ma haute consid ration et de mon profond respect A M le Professeur Simon THORNTON pour avoir tr s gentiment accept de prendre part a mon jury Je vous remercie aussi de m avoir confi une partie de vos enseignements c est un tr s grand honneur pour moi d enseigner vos c t s Veu
7. Volume voxels 108 0 174 0 111 0 Talawach mm 0 0 88 0 32 0 Talairach MINT 0 00 92 35 30 18 Talairach grid 0 06 2 3 5 Talairach plate a H I 5 Cuneus Cu 8 66 mm PO4 Talairach mm 35 0 83 0 26 0 Talairach MINI 35 35 86 91 23 91 Talawach end 216028 Talairach plate b c H I 5 6 Gyrus occipitalis superior GOs 3 64 mm 251 POS Volume voxels 151 0 168 0 79 0 Talairach mm 43 0 82 0 0 0 Talairach MINT 43 43 84 64 4 33 Talairach mid 2 6 5 9 0 0 Talairach plate c H I 8 9 Gyrus occipitalis inferior GO1 3 52 mm 252 Ol Oz Volume voxels 62 0 179 0 86 0 Talairach mm 26 0 93 0 7 0 Talairach MINI 26 26 96 33 2 71 Talairach gad 1 6 6 5 0 8 Talairach plate b I 7 8 Gyrus occipitalis medius GOm 3 82 mm Volume voxels 108 0 183 0 87 0 Talairach mm 0 0 97 0 8 0 Talairach MINT 0 00 100 50 3 59 Talairach mid 0 0 6 7 0 9 Talairach plate a l 7 8 Cuneus Cu 8 16 mm 253 O2 Volume voxels 133 0 181 0 84 0 Talairach mm 25 0 95 0 5 0 Talairach MINT 25 25 98 30 0 43 Talairach end 1 56 6 0 5 Talairach plate b L8 Gyrus occipitalis medius GOm 1 04 mm 254 Titre Mise au point et d finition du positionnement de nouveaux capteurs EEG compatible et rep rable en IRM application a la localisation de source Resume La methode de localisation de source qui permet d identifier anatomiq
8. algorithme Chaque position anatomique non labellis e par le logiciel exemple au niveau de la fissure inter h misph rique c est dire les lectrodes portant un suffixe z a fait l objet d une identification visuelle par un neuroradiologue exp riment Pour cette tude nous avons choisi 16 sujets ne pr sentant aucune anomalie morphologique l IRM Apres avoir analys individuellement chaque individu nous avons moyenn l ensemble des coordonn es de Talairach obtenues dans cette population Cette tape est rendue possible par l utilisation d un r f rentiel standardise Talairach Pour chaque capteur nous avons donc calcul une position anatomique moyenne un cart type autour de cette position et la r partition en pourcentage des aires de Brodmann 81 La mise en uvre de Atlas a t r alis e en introduisant les coordonn es moyennes obtenues pour chacun des capteurs dans l outil informatique disponible en ligne sur le site International Neuroimaging Consortium INC http www neurovia umn edu Les objectifs d finis pour cette tude chez l Homme sont R f rencer et labelliser chaque structure neuroanatomique en regard d un capteur de surface en EEG Haute R solution Elaborer un atlas de ces structures neuroanatomiques chez une population de sujets sains n 16 Quantifier et caract riser la dispersion 6 autour d un point anatomique moyen 82 Chapitre IV R sultats 4 1 C
9. cerveau 203 FIG 3 204 FIG 4 Annexe 5 Automatic Localization and Labeling of EEG Sensors ALLES in MRI volume L KOESSLER A BENHADID L MAILLARD JP VIGNAL J FELBLINGER H VESPIGNANI M BRAUNS a INSERM ERI13 Nancy France b Nancy University Nancy Brabois France c Neurology department University Hospital Nancy France d Neuroradiology department University Hospital Nancy France Keywords Electroencephalography EEG Magnetic Resonance Imaging MRI Source localization EEG MRI Sensor ALLES Abstract Spatial localization of scalp EEG electrodes is a major step for dipole source localization and must be accurate reproducible and practical Several methods have been proposed in the last fifteen years The most widely used method is currently electromagnetic digitization Nevertheless this method is difficult to use in a clinical environment and has not been validated with a high number of electrodes In this paper we introduce a new automatic method for localizing and labeling EEG sensors using MRI First we design a new scalp EEG sensor Secondly we validate this new technique on a head phantom and then in a clinical environment with volunteers and patients For this we compare the reproducibility accuracy and performance of our method with electromagnetic digitization We demonstrate that our method provides better reproducibility with a significant difference p l
10. 17 3 1182 92 Boissonnat J D Teillaud M A hierarchical representation of objects The Delaunay tree In Proc 2nd Annu ACM Sympos Comput Geom 1986 260 268 154 Bonaventura CD Vaudano AE Carni M Pantano P Nucciarelli V Garreffa G Maraviglia B Prencipe M Bozzao L Manfredi M Giallonardo AT EEG f MRI study of ictal and interictal epileptic activity methodological issues and future perspectives in clinical practice Epilepsia 2006 47 5 52 8 Brinkmann B O Brien T Dresner A Lagerlund T Sharbrough W A Robb R Scalp recorded EEG localization in MRI volume data Brain Topography 1998 10 4 245 253 Buchner H Waberski TD Fuchs M Wischmann HA Beckmann R Rienacker A Origin of P16 median nerve SEP component identified by dipole source analysis subthalamic or within the thalamo cortical radiation Exp Brain Res 1995 104 3 511 8 Chatrian GE Lettich E Nelson PL Ten percent electrode system for topographic studies of spontaneaous and evoked EEG activity Am J EEG Technol 1985 25 83 92 Cooper R Winter AL Crow HJ Walter WG Comparison of subcortical cortical and scalp activity using chronically indwelling electrodes in man Electroencephalogr Clin Neurophysiol 1965 18 217 228 Creutzfeldt O Houchin J Neuronal basis of EEG waves In Remond A ed Handbook of electroencephalography and clinical neurophysiology Amsterdam Elsevier Scientific Publishing Co 1974 2C5 2CS4 Cuffin B N Effect
11. 4 88 mm Volume voxels 83 0 109 0 149 0 Talairach mm 25 0 23 0 70 0 Talairach MIND 25 25 27 06 74 96 Talairach end 1 5 3 07 6 Talairach plate b E F 1 Gyrus precentralis GPrC 4 40 mm 236 Cz Volume voxels 109 0 108 0 157 0 Talairach mm 1 0 22 0 78 0 Talairach MINI 1 01 26 41 83 72 Talairach mid 0 1 2 9 8 4 Talairach plate a E F Gyrus precentralis GPrC 14 20 mm C2 Volume voxels 135 0 107 0 149 0 Talairach mm 27 0 21 0 70 0 Talairach MIND 27 27 25 00 75 07 Talairach gid 1 6 2 7 7 6 Talairach plate b E3 1 Gyrus precentralis GPrC 3 78 mm 231 C4 C6 SS se La Er A ey TS sii s os N AT CRC Tr Volume voxels 158 0 105 0 132 0 Talairach mm 50 0 19 0 53 0 Talairach MND 50 51 22 13 56 67 Talairach grid 3 0 2 5 57 Talairach plate c d E3 3 Gyrus postcentralis GPoC 4 17 mm ly o a i Be he DA A g it Oo Volume voxels 173 0 104 0 106 0 Talairach mm 65 0 18 0 27 0 Talairach MINT 65 66 19 86 28 43 Talairach end 3 9 2 3 2 9 Talairach plate d E3 5 6 Gyrus postcentralis GPoC 7 18 mm 238 T8 T4 Volume voxels 175 0 105 0 76 0 Talairach mm 670 190 3 0 Talairach MINI 67 68 19 48 4 67 Talairach gid 4 0 2 5 0 3 Talairach plate d E3 9 Gyrus temporalis medius GTm 10 85 mm 239 TP7 Volume voxels 44 0 131 0 75 0 Talairach mm 64
12. A l aide d un mod le de t te sph rique et d un mod le de dip le quivalent unique les localisations de source ont t calcul es pour diff rentes configurations d lectrodes Ces simulations ont montr que l influence du nombre des lectrodes sur la pr cision de la localisation de source n tait pas lin aire La pr cision augmente entre 25 et 100 lectrodes puis elle atteint ensuite un plateau Figure 17 w de sources dipolaires correctement identifi es 0 25 31 49 68 89 100 131 166 161 Nombre d lectrodes Figure 17 Effet du nombre d lectrodes sur les erreurs de localisation dipolaire avec differents algorithmes de r solution du probleme inverse Les 25 a 181 lectrodes ont t positionn es virtuellement de fa on uniforme sur un mod le sph rique de t te D apr s Lantz et al 2003 Il est int ressant de noter qu avec la solution inverse lin aire EPIFOCUS une localisation presque parfaite a t d j atteinte avec 68 lectrodes Dans le cas de d charges interictales chez 14 patients pr sentant une pilepsie partielle chez qui le foyer pileptog ne a t identifi sans quivoque un examen EEG a t enregistr avec 123 canaux puis sous chantillon a 63 et 31 lectrodes EPIFOCUS a t utilis en combinaison avec un mod le de t te r aliste provenant de l IRM propre chaque patient Dans cette tude la pr cision de la localisation a t calcul e part
13. Baltimore Etats Unis Figure 20 Ces balises IRM sont compos es d un hydrogel dop en sulfate de cuivre ce qui les rend paramagn tiques Les caract ristiques physiques de ce marqueur sont les suivantes diam tre 15mm et hauteur 3 1mm Figure 20 Marqueur anatomique multi modalitaire IZI Medical Products Corporation Baltimore Etats Unis Les deux types de marqueurs IRM ont t disposes pr cis ment sur une plaque de plexiglas munie d une feuille de papier millimetr e Figure 21 Figure 21 Configuration spatiale des marqueurs IRM disques rouges dont on conna t pr cis ment 10 mesures de distances et 5 valeurs d angles 48 L ensemble a ensuite t plac sur un fant me cubique La s quence IRM utilis e a t la m me pour les deux experiences Une analyse qualitative sera effectu e dans un premier temps avec une inspection visuelle des images IRM Dans un second temps une analyse quantitative sera faite avec l utilisation d un algorithme d velopp sous Matlab Mathworks version 6 5 qui consiste a le Seuiller les diff rentes coupes IRM de mani re s lectionner les marqueurs sur l image seuil qui est d pendant des conditions d acquisition des images et qui est un param tre utilisateur Une image binaire est alors produite Tous les niveaux de gris qui ont une valeur inf rieure au seuil sont mis 0 noir et les autres 1 blanc 2 D tecter les signaux dans les diff
14. Le rep rage des lectrodes EEG permet la r solution du probl me inverse qui consiste calculer la position d une source lectrique au sein d un volume conducteur gr ce aux courants lectrophysiologiques recueillis en surface La localisation spatiale des capteurs EEG est donc une tape indispensable pour localiser les g n rateurs intra c r braux responsables de patterns lectroneurophysiologiques anormaux comme c est le cas chez les patients pileptiques Le syst me de r f rence Polhemus ne permet pas un rep rage simple pr cis et rapide de la position tri dimensionnel des capteurs EEG directement dans l espace anatomique du patient En utilisant l imagerie par r sonance magn tique nous viterons toutes les incertitudes li es au recalage de deux modalit s IRM vs Polhemus mais aussi obtiendrons un rep rage fiable pr cis et automatique des differents points de recueil des signaux EEG 178 3 1 La probl matique m dicale L pilepsie est une affection chronique caract ris e par la r p tition de manifestations cliniques paroxystiques en rapport avec une d charge hypersynchrone d une population plus ou moins importante de neurones du cortex c r bral Ces manifestations cliniques sont tr s variables selon les populations neuronales mises en jeu au cours des crises On distingue deux types g n riques d pilepsies g n ralis es et partielles Les pilepsies g n ralis es 40 sont caract
15. MRI Il faut savoir que ce document scell et perfor au LASER ne constitue en aucun cas un droit de propri t mais peut nous permettre d exploiter l invention du point de vue industriel d s lors que nous poss dons une ant riorit par rapport d ventuels brevets d pos s post rieurement cette date 87 4 1 3 2 Brevet d invention francais Capteur de signaux lectrophysiologiques compatible et rep rable en IRM Brevet Fran ais n 0652056 Annexe 4 Faisant suite au d p t d une enveloppe Soleau nous avons d pos apr s 7 mois de mise au point et de d veloppement une demande de Brevet aupr s du cabinet de conseils en propri t industrielle Nuss Strasbourg France Durant cette p riode nous avons fait une tude de l existant Notre domaine d invention se situe dans la Classification Internationales des Brevets CIB A61B5 055 et A61B5 0476 Le premier code CIB concerne la d tection ou l enregistrement des signaux bio lectriques du corps ou de parties de celui ci Le second code concerne la d tection ou l enregistrement pour tablir un diagnostic au moyen d un champ magn tique faisant intervenir la R sonance Magn tique Nucl aire RMN Cet tat de la technique a montr l existence de 8 brevets dans le domaine de l enregistrement EEG et IRM Ces dispositifs sont g n ralement des syst mes d acquisition EEG compatibles en IRM ou des syst mes de rep rage IRM A ce jour au
16. aliser des tudes de localisation de source En effet Brinkmann et al ont estim dans leurs travaux qu une pr cision inf rieure 5mm tait n cessaire pour la localisation de source Nos r sultats sont donc en ad quation avec l quipe de Brinkmann puisqu ils ont montr sur fant me avec 21 capteurs une pr cision entre le rep rage IRM et la num risation lectromagn tique de 0 90 0 67 mm Par contre il faut noter que lorsqu on utilise un plus grand nombre de capteurs et que le fant me devient la t te d un individu on obtient des r sultats moins pr cis De m me 1l ne faut pas non plus n gliger les mouvements du scalp sur l os cr nien qui peuvent influencer la mesure la fois dans la phase de num risation lectromagn tique et de rep rage en IRM Ces mouvements de scalp doivent tre bien contr l s surtout pendant la phase de positionnement de la t te du patient dans l IRM car aucune contrainte physique ne doit tre impos e au cuir chevelu sangles inclinaison de la t te trop en avant ou en arri re cousins de contention 141 Notre tude de reproductibilit et de pr cision chez Homme est originale dans le sens ou les tudes pr c demment men es n ont utilis que tr s peu d lectrodes au maximum 21 ce qui n est videmment pas le reflet des conditions r elles d enregistrement en EEG HR De plus les tudes ant rieures ont t faites avec des capteurs non utilisables en clini
17. aliser le recalage de l information anatomique IRM avec information fonctionnelle EEG Cette tape de superposition des donn es n cessite le reperage spatial des capteurs EEG Trois m thodes principales de localisation spatiale des lectrodes EEG ont t d velopp es depuis une quinzaine d ann es La technique la plus ancienne est le rep rage manuel De Munck et al 1991 Le et al 1998 alors que la num risation lectromagn tique est la m thode la plus courante Gevins et al 1990 Wang et al 1994 Le et al 1998 Khosla et al 1999 Enfin d autres auteurs Lagerlund et al 1993 Yoo et al 1997 Brinkmann et al 1998 Sijbers et al 2000 ont utilis l imagerie par r sonance magn tique pour effectuer le rep rage spatial 25 Dans un premier temps nous ferons un tat de l art de ces diff rentes m thodes et dans un second temps nous verrons les r sultats obtenus avec ces diff rentes techniques en montrant quelles sont leurs pr cisions de rep rage 1 3 1 Les mesures manuelles Plusieurs m thodes de mesures manuelles ont t d crites dans la litt rature pour effectuer le rep rage spatial des lectrodes EEG positionn es sur le scalp des patients La premi re m thode a t d crite par De Munck et al en 1991 Cette m thode est appel e mesure directe car elle consiste mesurer la position de chaque lectrode l aide d un pied coulisse par rapport des rep
18. avoir accompagn et aide lors des vacations de recherche qui furent quelques fois fastidieuses et tardives A mes coll gues et amis du laboratoire ADI en ayant une pens e particuli re Romain qui a accept de participer mes tudes Freddy qui a initi l algorithme de d tection a Damien qui m a aide pour les aspects informatiques et Yannick pour l installation de SPM2 et Archimed A tous mes ami e s Christelle Florent mon grand fr re Olivier Ludo Alex Micka et Fred mon bin me qui ont tous tr s gentiment accept de participer mon protocole de recherche Sans vous je n aurais pas pu obtenir de tels r sultats Votre bonne humeur ces jours la m ont fait chaud au c ur Encore merci tous A mes stagiaires je pense notamment Sa d et Fran ois Merci pour votre aide pr cieuse qui a fait que mes travaux ont pu avancer ce rythme Ce fut un r el plaisir de travailler avec vous et J ai beaucoup appris votre contact Recevez ici ma reconnaissance A tous ceux qui ont particip de pr s ou de loin mon travail et qui peuplent ma pens e A mon p re Chapitre I Introduction 18 1 1 Neurophysiologie 19 1 1 1 Activit lectrique c r brale 1 1 2 Activit h modynamique c r brale 1 2 Localisation de source 21 1 2 1 La mod lisation dipolaire 1 2 2 La mod lisation des milieux de propagation 1 2 3 Probl mes direct et inverse 1 3 Le rep rage spatial des capteurs EEG 25
19. e autour de chaque point correspondant un capteur de surface La zone d intersection entre cette sphere et le maillage du cerveau est alors s lectionn e comme r gion d int r t L algorithme calcule alors le centre de gravit de chacune des r gions repr sentant une surface 3D du maillage Ce centre de gravit peut se situer soit l int rieur du maillage du cerveau soit l ext rieur exceptionnellement sur cette surface L algorithme calcule alors une droite passant par le centre de gravit obtenu et par le point repr sentant le capteur EEG de surface L intersection entre cette droite et la surface corticale est alors consid r e comme le point anatomique situ exactement sur le maillage du cerveau Figure 48 L algorithme crit alors dans un fichier chacune des coordonn es corticales obtenues dans le rep re anatomique de l individu consid r gt Surface corticale gt Maillage convexe gt Cuir chevelu Figure 48 Illustration de la m thode de recherche de la structure anatomique sous jacente un capteur de surface Une sph re de rayon R est centr e autour du point repr sentant le capteur de surface not S Le centre de gravit not G de la zone de recouvrement en rouge entre cette sph re et le maillage de cerveau est alors s lectionn L intersection de la droite reliant S et G avec la surface corticale repr sente le point anatomique c r bral not C 80 3 9 2 La
20. es Enfin il faut noter que l utilisation de notre capteur n cessite une acquisition IRM directement a l issue de l enregistrement EEG Pour palier cette difficult nous avons mis en place avec l quipe m dicale un bilan intercritique au cours duquel sont programm s l avance plusieurs examens dont l IRM et l EEG HR L algorithme ALLES Le deuxi me d veloppement concerne la programmation d un algorithme de d tection et de labellisation automatique des capteurs EEG en IRM Automatic Localization and Labelling of EEG Sensors ALLES Cette programmation a t faite en collaboration avec le Dr Benhadid du laboratoire IADI L algorithme a t d velopp sous Matlab version 6 5 Mathworks Trois grandes tapes caract risent l algorithme savoir gt La d tection qui permet le rep rage tridimensionnel des billes de gadolinium puis la localisation spatiale dans le r f rentiel anatomique de l individu gt La labellisation qui consiste attribuer un nom issu du syst me international 10 10 chacun des points d tect s dans le volume IRM gt La projection anatomique qui donne les coordonn es spatiales de structures c r brales les plus proches des capteurs de surface Chacune de ces tapes est identifi e par une fonction d di e dans l interface de l algorithme ce qui permet une utilisation du logiciel tr s intuitive Seule l tape de d tection est ouverte
21. l ensemble des points d intersection entre cette sph re et les t tra dres adjacents au vertex sont relev s Par analyse en composante principale ACP une normale est calcul e partir de la surface d finie par ces points d intersection Cette normale est alors ajust e sur le vertex consid r Figure 26 53 a c d e Figure 26 Exemple illustrant la m thode de calcul de la normale en un point d intersection du maillage 3D Si on consid re une pyramide a on centre alors une sph re de rayon arbitraire sur le vertex b et on obtient un ensemble de 4 points d intersection formant ainsi une surface c La normale a cette surface est alors calcul e d puis transpos e sur le vertex consid r e Une distance de 8mm quivalente la distance entre le centre du marqueur et l lectrode EEG est alors soustraite dans la direction inverse des normales calcul es pr c demment Ainsi par cette projection orthogonale en tout point du maillage on obtient les coordonn es spatiales des capteurs EEG de surface Figure 27 Cuir chevelu gt Maillage convexe Figure 27 Exemple d une partie du cuir chevelu d un sujet o on peut distinguer le maillage convexe passant par le centre des marqueurs IRM points noirs Gr ce aux calculs des normales ces points fl ches rouges nous avons soustrait 8 mm dans la direction oppos e pour obtenir les coordonn es des capteurs EEG points bleus
22. ole Nous avons utilis pour les stimulations somesth siques le protocole de routine clinique savoir des intensit s de stimulation fix es l g rement au dessus du seuil moteur en moyenne 10 mA pour les membres sup rieurs et 14 mA pour les membres inf rieurs et une fr quence de 3 Hz Pour chaque enregistrement somesth sique nous avons contr l visuellement la pr sence de la r ponse motrice adduction du pouce ou flexion du gros orteil La dur e des stimulations a t fix e 0 1 ms Apr s avoir enregistr les signaux de potentiels voqu s ceux ci ont fait l objet d un moyennage Pour l analyse de ces signaux nous avons utilis la mod lisation dipolaire et MUSIC 75 Dans le cas des PES nos analyses ont porte sur l onde N20 pour les membres sup rieurs et Ponde P40 pour les membres inf rieurs Pour les PEV nous avons analys uniquement onde P100 Les pr fixes P et N d signent la polarit de l onde a savoir positive ou n gative le chiffre qui suit correspond lui a la latence d enregistrement de l onde en milliseconde D autre part l autre diff rence dans le protocole se situe au niveau de la num risation lectromagn tique puisque nous avons d lib r ment choisi de ne pas faire d tude de reproductibilite En effet nous avons enregistr suffisamment de donn es chez les sujets pileptiques soit 6 fois 64 mesures chez 10 patients soit un total de 3 840 mesures de dispersion sp
23. post central PPSE potentiel post synaptique excitateur PPSI potentiel post synaptique inhibiteur PreC pr central SEEG st r oelectroenc phalographie SPGR spoiled gradient echo SPM statistical parametric mapping TE temps d cho TEMP tomographie d mission mono photonique TEP tomographie par emission de positons TR temps de repetition TTL transistor transistor logic VGA video graphics array ZI zone irritative 17 Chapitre I Introduction La compr hension du fonctionnement c r bral est l un des domaines de recherche les plus vastes et les plus remarquables Actuellement encore de nombreux processus physiologiques et physiopathologiques sont m connus L pilepsie maladie neurologique tr s fr quente est un exemple de pathologie ou il reste encore beaucoup de progr s r aliser le domaine de la recherche pharmaceutique et m dicale Cette affection dont l incidence globale est de 17 3 10 hab an a 136 10 hab an Jallon et al 2003 Sander et al 1996 et dont la pr valence est de 6 8 o est caract ris e par un dysfonctionnement fonctionnel de cellules c r brales L enregistrement de l activit lectrique c r brale encore appel lectroenc phalographie EEG permet d enregistrer les modifications lectrophysiologiques li es cette pathologie L EEG technique d velopp e depuis 1929 pr sente le grand int r t d explorer en temps r el la dyn
24. propos s afin de mod liser le volume c r bral des patients ainsi que les g n rateurs intra c r braux responsables des crises d pilepsies ceci dans le but de d terminer la position anatomique de la zone pileptog ne partir des enregistrements EEG de surface et de l imagerie anatomique Le recalage de ces deux modalit s fonctionnelle avec EEG et morphologique avec l IRM permet ainsi de d finir de fa on non invasive et tr s pr cise la position de la zone op rer pour aboutir un traitement efficace de l pilepsie 3 2 La localisation de source dipolaire La localisation de source est g n ralement appliqu e en pileptologie l tude des EPIC Elle n cessite d une part la mod lisation des sources d activit EEG et d autre part des milieux de conduction dans lesquels se propagent les courants lectriques c r braux e Le mod le le plus simple pour une source c r brale est le dip le de courant En effet si l on consid re une synapse excitatrice au niveau des dendrites d un neurone pyramidal cortical l activation synaptique provoque alors au niveau de la membrane post synaptique une entr e massive d ions Na d polarisation qui peut tre assimil e une entr e de courant ou puits de potentiels et donc un d ficit en charges positives extra cellulaires Cette entr e massive d ions est contrebalanc e le long de la membrane Un neurone activ peut par cons quent tre assimi
25. res anatomiques Inion pr auriculaire droit et gauche Les mesures de distances obtenues permettent ainsi d obtenir les coordonn es cart siennes de chacune des lectrodes par rapport ce rep re anatomique couramment utilis pour la localisation de source Figure 6 d3 Tragus droit inion M x y Z Tragus gauche X Figure 6 M thode manuelle de rep rage spatial d un capteur de surface Le rep rage manuel de l lectrode M s effectue en consid rant les mesures de distances anatomiques 2b et c Figure adapt e de De Munck et al 1991 Les diff rentes distances d1 d2 et d3 mesur es r pondent au syst me d quations suivant di 4 x a y 7 x 2a 22h dd d d 4a OA 2 0 ac gt y d d 4b d3 x Ebr z z d x y b Les avantages de cette m thode sont qu elle ne n cessite que tr s peu de mat riels et donc elle est peu co teuse De plus elle permet d obtenir la position d lectrodes situ es en dehors du syst me international 10 20 Jasper 1958 Cependant la mesure directe de chaque lectrode est longue car 1l faut noter que pour rep rer une lectrode 3 mesures sont indispensables Si on veut r aliser des enregistrements EEG avec 64 lectrodes 1l faudra donc effectuer 192 mesures Ce grand nombre de mesures augmente fortement la probabilit de faire des erreurs notamment manuelles avec l utilisation du pied coulisse Cliniqu
26. tape consiste identifier clairement et de fa on reproductible les rep res anatomiques et notamment les deux pr auriculaires qui sont parfois difficiles visualiser e Kae et ns aw va L a a i DA Fy eid 1 a IV tan s A Pour j hi Ni f 4 i a SU Vis A EN is t F ad I in XA ie EL Le y NN oo UI ya IN La 3 de Re f A EI oe j x i poy 7 Ur ER Tin ay 1 M Ve 34 tava I Ne y ia W A A ca y AWN v AA Av x ba gt ae am sa a AAA ax i S NA Figure 34 Exemples de recalage anatomo fonctionnel en coupe sagittale L exemple de gauche montre un recalage incorrect d une erreur de rep rage des rep res anatomiques L exemple de droite montre un recalage correct avec une superposition exact des donn es 3 3 8 La mod lisation des g n rateurs c r braux Deux types de mod lisation de source ont t utilis s dans le cadre de notre tude La premi re consiste mod liser les g n rateurs par un dip le lectrique quivalent equivalent current dipole ou ECD Cette mod lisation repose sur le principe qu un neurone excit peut tre assimil un syst me bipolaire dont un p le est n gatif puits et l autre positif source Ce mod le est d crit plus pr cis ment dans le chapitre 1 2 1 Le logiciel de localisation de source offre trois possibilit s de mod lisation pour le dip le quivalent savoir
27. tude montre aussi la faisabilit d enregistrements d IRMf avec les capteurs que nous avons d velopp s De telles tudes ont d j t pr sent es dans la litt rature Grimm et al 1998 Thees et al 2003 L quipe de Grimm a obtenu une localisation post centrale des PES avec la localisation de source et l IRMf Cependant la diff rence de notre tude ils ont utilis la m me stimulation sensorielle Comme nous l avons voqu pr c demment il est possible que des variations spatiales soient engendr es dans notre tude cause de la stimulation diff rente entre les deux modalit s d imagerie Concernant cette fois la distance s parant la localisation dipolaire et le foyer d hyperactivation nous obtenons de meilleurs r sultats puisque l quipe de Grimm a obtenu des distances variant de 5 1 11 9 mm pour l tude des PES des membres sup rieurs 9 2 6 8 mm pour l quipe de Thees et al 2003 Ces distances sont encore plus importantes de l ordre de 15mm pour les PEV Singh et al 1996 L analyse du cortex sensoriel primaire en IRMf est donc un exemple qui montre la possibilit de r aliser de tels examens avec les capteurs que nous avons d velopp s De plus ce travail ouvre la voie a des enregistremens simultan es d EEG Haute R solution et d IRMf Parall lement ce travail examen d IRM fonctionnelle nous a permis d tudier les zones sensori motrices chez deux patients pr senta
28. tudes SBID e la r alisation d un examen pr alable sp cifique aux tudes SBID S rologies H patites HIV Protection des donn es Les donn es seront stock es dans la base ARCHIMED 10 4 Cahiers d observations Les cahiers d observations et bordereaux de recueil des donn es seront pr par s par Laurent KOESSLER Les donn es utiles l tude seront transcrites dans le cahier d observation papier ou informatique par les m decins investigateurs ou leur d legu e s Les cahiers d observations seront remplis de mani re ind l bile les corrections n cessaires devront tre motiv es et authentifi es et la premi re inscription devra rester lisible Ces cahiers seront remplis sous la responsabilit de l investigateur principal et des co investigateurs qui devront veiller l exactitude des donn es saisies L investigateur principal signera chaque cahier d observation pour attester de son accord avec les donn es y figurant 10 5 Amendements au protocole S1 des amendements au protocole c est dire qui en modifient le sens ou les objectifs ou qui modifient les contraintes subies ou les risques encourus par les participants s av rent n cessaires 1ls seront d abord soumis l avis du promoteur de l tude Apr s r ception de l accord du promoteur ces amendements seront ensuite soumis l avis du CCPPRB ayant examine le protocole initial avant leur mise en application 190 e De m me si des modifications o
29. 0 80 0 33mm and 0 85 0 33mm for intra observer distance error The composite digitization inter observer distance error was 4 21 1 85mm and 2 25 1 48mm for intra observer distance error We obtained a significant difference p lt 0 01 between MRI and digitizer reproducibility 212 Table 1 Inter observer A B C D E accuracy in measuring scalp EEG sensors on the surface of the phantom scalp with MRI and with the digitizer All numbers reported are in millimeters A represents the mean of the measurements made by observer A Digitizer Mean us Minimum Maximum Physical distances calculated MRI and digitizer distances are summarized in Table 2 The differences between these distances are presented in Table 3 The most important difference was noticed between the calipers and the digitizer This difference was about 2 88 4 10 mm whereas the difference between automatic MRI and the calipers was about 0 39 3 22 mm There were significant differences between the distances measured with digital calipers and the electromagnetic digitizer t 2 72 p 0 01 and between the distances measured with MRI and the electromagnetic digitizer t 2 33 p 0 03 No differences were seen between MRI manual and automatic and digital calipers t lt 0 5 Table 2 Distances measured with digital calipers and distances calculated with MRI manual and ALLES and digitizer coordinates Fifteen distances are represented along the anteri
30. 210 54506 VANDOEUVRE CEDEX gt NANCY UNIVERSITE UNIVERSITE HENRI POINCARE NANCY1 Pr sidence de l UHP 24 30 rue Lionnois BP 60120 54003 Nancy Cedex gt CENTRE HOSPITALIER ET UNIVERSITAIRE de NANCY Direction de la Recherche et de l Innovation 29 Av de Lattres de Tassigny 54035 NANCY Cedex 88 Les inventeurs suivants nomm s pour ce brevet d invention sont Mr Laurent Koessler soci t TEA amp Nancy Universit s Dr Louis Maillard Centre Hospitalier et Universitaire amp Nancy Universite Pr Marc Braun Centre Hospitalier et Universitaire amp Nancy Universite Pr Herv Vespignani Centre Hospitalier et Universitaire amp Nancy Universit A la suite de ce d p t notre demande a fait l objet d un rapport de recherche pr liminaire au cours duquel un expert Dr Aronsson Stockholm Suede a appr ci la brevetabilit de notre invention Ce rapport stipule que gt Notre dispositif est bien une nouveaut gt Notre dispositif pr sente une possibilit d applications industrielles gt Notre dispositif ne fait pas tat d une activit inventive Ce dernier point est motive par la pr sence de trois documents 2 brevets et une publication jug s particuli rement pertinents en combinaison Le premier brevet intitul EEG electrode and EEG electrode locator assembly d pos par Manoli et al concerne un syst me de positionnement et d acquisition EEG par l interm diaire d un
31. 261 Gyrus Pre central I Te ass 24 513 Gyrus Frontal Moyen F 6 Tea 27 03 664 Gyrus Frontal Sup rieur 6 Te no ro 728 Scissure interh misph rique 6 Tree 261 32 660 Gyrus Frontal Sup rieur 6 rca ars ae 497 Gyrus Frontal Moyen F 6 rcs 605 49 255 Gyrus Pre central 6 Gyrus Temporal Inf rieur T3 7 a Crn 5 e os 219 774 Seissure interh misph rique 4 CS T7 CS C3 C1 Cz C2 C4 C6 T8 119 Tonsille c r belleux P7 Gyrus Temporal Inf rieur T3 l P5 P3 PI P2 Tonsille c r belleux E i i i ia Gyrus Occipital Moyen Gyrus Occipital Moyen Tableau 13 Coordonn es moyennes dans l espace de Talairach gyri et aires de Brodmann AB des capteurs EEG de surface selon le systeme international 10 10 A partir de ces coordonn es et localisations nous avons construit un atlas anatomique gr ce l outil informatique de l International Neuroimaging Consortium INC Seuls les localisations anatomiques des capteurs issus du syst me international 10 20 sont repr sent es Les autres localisations sont visibles en Annexe 6 Les lectrodes FT9 FT10 P9 et P10 ont t retir es de cet atlas tant donn leur position anatomique trop basse qui engendre des localisations aberrantes La localisation anatomique est donn e par un point rouge affiche a la fois sur une IRM moyenne et sur les planches anatomiques de Talairach 120
32. 6 22 75 21 13 38 6 44 6 123 44 40 37 5 43 12 5 6 6 21 62 5 22 25 20 6 5 42 6 4 37 5 6 37 5 123 25 123 123 81 5 6 12 5 40 6 123 25 40 25 4 12 5 6 12 5 43 12 5 42 12 5 4 50 123 25 6 25 CPS CPI CP2 40 62 5 22 37 5 TPS 21 62 5 22 12 5 20 12 5 37 12 5 134 37 44 19 38 39 18 39 31 7 25 40 25 19 19 19 56 37 19 20 12 5 39 12 5 19 62 5 18 31 39 6 5 2 9 19 75 5 7 6 39 6 18 12 5 19 56 18 25 7 19 19 69 39 12 5 18 12 5 7 6 19 69 18 31 18 81 19 19 18 62 5 17 31 19 6 5 18 81 19 19 Tableau 14 Variations de localisations anatomiques de chacun des capteurs par rapport aux aires de Brodmann 135 Chapitre V Discussion L objectif principal de notre travail tait de d velopper une nouvelle m thode de rep rage spatial des capteurs EEG gr ce l imagerie par r sonance magn tique La r f rence que nous avons choisie pour valuer notre m thode tait la num risation lectromagn tique du fait de son utilisation r pandue dans le cadre des tudes de localisation de source Le capteur EEG IRM Le premier d veloppement a consist mettre au point un nouveau capteur des signaux lectroneurophysiologiques compatible et rep rable en IRM Pour se faire nous avo
33. 65 0 0 0 Talairach MINI 56 57 67 09 3 43 Talairach mid 3 3 5 1 0 0 Talairach plate d G H 8 9 Gyrus temporalis inferior GTi 5 20 mm Volume voxels 67 0 154 0 122 0 Talairach mm 41 0 68 0 43 0 Talairach MINT 41 41 72 23 43 21 Talairach mid 2 4 5 2 4 6 Talairach plate c G H 4 Lobulus parietalis inferior LPi 7 72 mm 129 Pz Volume voxels 109 0 156 0 136 0 Talairach mm 1 0 70 0 57 0 Talairach MINT 1 01 74 96 58 34 Talairach sund 0 15 3 6 2 Talairach plate a H 2 3 Precuneus PCu 10 54 mm P4 Volume voxels 162 0 151 0 99 0 Talairach mm 54 0 65 0 20 0 Talawach MINI 54 55 68 04 18 33 Talairach gid 3 25 1 2 2 Talawach plate c d G H 6 7 Gyrus occipitalis medius GOm 5 96 mm 130 P8 T6 Volume voxels 164 0 150 0 79 0 Talairach mm 56 0 64 0 0 0 Talairach MINI 56 57 66 06 3 38 Talairach gid 3 3 5 1 0 0 Talairach plate d G H 8 9 Gyrus temporalis inferior GT 5 30 mm 131 Ol Oz Volume voxels 62 0 179 0 86 0 Talairach mm 26 0 93 0 7 0 Talairach MINI 26 26 96 33 2 71 Talairach gad 1 6 6 5 0 8 Talairach plate b I 7 8 Gyrus occipitalis medius GOm 3 82 mm Volume voxels 108 0 183 0 87 0 Talairach mm 0 0 97 0 8 0 Talairach MINT 0 00 100 50 3 59 Talairach gid 0 0 6 7 0 9 Talairach plate a l 7 8 Cuneus Cu 8 16 mm 132 O2 Volume voxels 133 0 181 0
34. DEA sur les lectrodes EEG que nous utiliserons lors de ces tests A l issu de ces tests exp rimentaux ces capteurs EEG ont montr un total amagn tisme pas d interaction avec le champ BO de l aimant pas de perturbations du champ magn tique BO ni aucun effet sur la commutation des gradients et une absence d artefacts sur les images IRM enregistr es avec n importe quels types de s quences IRM TI SPGR 12 EPI Echo de Spin 1 2 Caract ristiques principales de la population de l tude Deux populations feront l objet de cette tude 1 Patients pr sentant une pilepsie partielle pharmaco r sistante faisant l objet d un bilan pre chirurgical Les patients inclus dans cette tude devront pr senter des v nements paroxystiques intercritiques EPIC de type pointes polypointes pointes ondes ou polypointes ondes enregistr s en EEG haute r solution chantillonnage spatial et temporel lev s 2 Sujets volontaires sains Les patients et sujets sains volontaires seront recrut s par le neurologue responsable de l tude au service de Neurologie CHU Nancy h pital central 176 1 3 Plan exp rimental 64 capteurs EEG IRM seront coll s sur le cuir chevelu du sujet par des techniciennes du service de neurologie selon les conventions du syst me internationale 10 10 Nous utiliserons pour cette tude des capteurs EEG d connnectables amagn tiques soci t MEI France munis d un marqueur
35. En effet on observe bien sur la courbe estim e en gris fonc une diminution relative du signal pendant les phases de repos 0 25 50 75 100 125 150 175 200 225 250 275 300 325 et une augmentation relative pendant les phases de stimulation 25 50 75 100 125 150 175 200 225 250 275 300 70 3 5 Etude sur fantome IRM Pour valider notre nouvelle m thode de rep rage des capteurs en IRM nous avons dispos 64 prototypes de nos nouveaux capteurs EEG IRM sur un fant me de t te Ce fant me IRM est rempli d une solution saline et pr sente un diametre de 190 mm General Electric Milwaukee Etats Unis L ensemble des capteurs a t dispos selon le syst me international 10 10 Jasper et al 1958 Oostenveld et al 2001 avec comme r f rence anatomique trois capteurs suppl mentaires positionn s a la place du nasion et des deux pre auriculaires Figure 43 a b Figure 43 Vue de dessus a et de face b du fant me de t te IRM avec les 64 prototypes de capteurs EEG IRM Sur ces images les marqueurs IRM n ont pas encore t positionn s au niveau des prototypes Trois m thodes de rep rage ont t utilis es dans le cadre de ce protocole a La num risation lectromagn tique Fastrack b Le rep rage manuel des capteurs EEG sur les images IRM Cette m thode repose sur l utilisation du logiciel de localisation de source ASA voir chapitre 3 3 5 2 c Notre m thode de rep rage automatiq
36. GOF Ces tests ne nous permettront pas de dire si l une ou l autre des m thodes est plus pr cise mais ils permettront de comparer notre m thode avec celle couramment utilis e dans les centres de recherche 3 6 2 Etude chez des sujets sains volontaires Dix sujets sains volontaires ont t inclus dans notre tude 8 Hommes 2 Femmes moyenne d ge 28 9 ans Ils ont suivi le m me protocole que les sujets pileptiques la diff rence de deux points D une part l enregistrement EEG HR a t compl t par l enregistrement de potentiels voqu s visuels et somesth siques En effet de fa on enregistrer des signaux lectroneurophysiologiques exploitables en localisation de source nous avons souhait tudier les g n rateurs intra c r braux de signaux physiologiques lies la vision et la proprioception Pour cela nous avons dans un premier temps stimul visuellement les sujets un oeil apr s l autre l aide d un chiquier alternant a la fr quence d 1 Hz soit une inversion toutes les 500 ms le point de fixation se trouvant au centre Les sujets ont t plac s 1 metre de l cran avec un angle visuel de 1 2 minute d arc La dur e de stimulation a t fix e Imin40s Deux stimulations successives ont t fa tes pour chaque ceil Puis dans un second temps nous avons stimul d une part les nerfs m dians au poignet et d autre part les nerfs tibiaux en arri re de la mall
37. IRM soci t BrainLab Allemagne couramment utilis en neuroradiologie Le rep rage des capteurs EEG s effectuera gr ce au syst me de num risation lectromagn tique Polhemus Fastrack Dans un premier temps deux rep rages successifs seront r alis s par le m me op rateur variation intra op rateur puis dans un second temps deux op rateurs diff rents feront leur tour deux rep rages spatiaux variation inter op rateur De mani re comparer la m thode de num risation magn tique au rep rage spatial l IRM nous effectuerons un relev de 15 mesures de distances au pied coulisse num rique Les distances inter lectrodes mesur es seront les suivantes T8 C6 T8 C4 T8 C2 T8 CZ T8 TPS T8 P8 T8 PO8 T8 O2 T8 OZ CZ CPZ CZ PZ CZ POZ CZ OZ AFZ OZ T8 T7 0e000008 PSeeeeoooe 00000060 Jo 2909 Ceo o V a oeoooeogx FA w Ras gee we Projection plane de la t te avec toutes les positions standard des electrodes Un enregistrement EEG haute r solution sera alors r alis avec des p riodes de repos les yeux ferm s et une p riode de stimulations visuelle et une p riode de stimulation somesth sique a l aide des syst mes de stimulation utilis s pour les potentiels voqu s de routine clinique L analyse des potentiels voqu s visuels et somesth siques et des paroxysmes intercritiques permettra de r aliser des tu
38. Spatial localization of EEG electrodes Koessler L Maillard L Benhadid A Vignal J P Braun M Vespignani H Neurophysiologie Clinique Clinical Neurophysiology 2007 37 97 192 1 3 1 Les mesures manuelles 1 3 2 La num risation lectromagn tique 1 3 3 La num risation ultrasonore 1 3 4 La photogramm trie 1 3 5 Le rep rage spatial gr ce l IRM 1 4 Pr cisions des diff rentes modalit s de rep rage spatial 32 1 4 1 Comparaison entre les m thodes manuelles et la num risation lectromagn tique 1 4 2 Comparaison entre les coordonn es du syst me 10 20 de la m thode IRM et de la num risation lectromagn tique 1 4 3 Comparaison entre la m thode de rep rage utilisant IRM et la num risation lectromagn tique 1 4 4 Comparaison entre la num risation lectromagn tique et la photogramm trie 1 5 Synth se 34 Chapitre II Positionnement du probleme 35 2 1 Environnement IRM 35 2 1 1 Le champ magn tique statique Bo 2 1 2 Le champ magn tique des ondes radiofr quences B1 2 2 Ferromagn tisme des mat riaux en IRM 57 2 3 D tection et rep rage spatial en IRM 37 2 4 Influence du rep rage spatial des capteurs sur la localisation de source 39 2 5 Influence du nombre de capteurs sur la localisation de source 40 2 6 Influence de la conductivit des milieux de propagation 42 sur la localisation de source 2 7 Synthese 43 Chapitre III Mat riels et M thodes 45 3 1 Le capteur EEG IRM 45 3 1 1 La compatibi
39. Talairach MINT 59 60 28 70 29 83 Talairach end 3 5 1 7 2 8 Talairach plate d C 5 6 Gyrus frontalis medius GFm 8 12 mm 228 F8 Volume voxels 162 0 58 0 83 0 Talairach mm 54 0 28 0 4 0 Talairach MINI 54 55 28 71 5 83 Talairach end 3 2 1 6 0 4 Talairach plate c d C 8 Gyrus frontalis inferior GF1 4 60 mm 229 FI7 Volume voxels 49 0 62 0 77 0 Talairach mm 59 0 4 0 2 0 Talairach MINT 59 60 4 22 2 15 Talairach mid 3 5 0 2 0 2 Talairach plate d D E 8 9 Gyrus temporalis superior GTs 5 37 mm FCS Talairach mm 59 0 3 0 26 0 Talairach MIND 59 60 1 86 28 45 Talairach gid 3 5 0 2 2 8 Talairach plate d D E 5 6 Gyrus precentralis GPrC 6 05 mm 230 FC3 FCI Volume voxels 63 0 84 0 131 0 Talairach mm 45 0 2 0 52 0 Talairach MINT 45 45 0 40 56 69 Talairach grid 2 7 0 1 5 6 Talairach plate c D E 3 Gyrus frontalis medius GFm 5 96 mm Volume voxels 83 0 86 0 146 0 Talairach mm 25 0 0 0 67 0 Talairach MINI 25 25 3 18 72 91 Talairach gid 1 5 0 0 7 2 Talairach plate b D E 1 2 Gyrus frontalis superior GFs 5 16 mm 231 FCz FC2 Volume voxels 109 0 85 0 152 0 Talairach mm 1 0 1 0 730 Talairach MINT 1 01 2 43 79 50 Talairach grid 0 1 0 17 9 Talairach plate a D E 1 Gyrus frontalis superior GFs 11 16 mm Volume voxels 134 0 83 0 145 0 Talairach mm 26
40. chutes Foyer pari to occipital D PO8 P8 O2 clonies palp brales d viation GER DA F 43 Pari tale G oculaire posture tonique MS droit Foyer temporo pari tal G SP TI 427 7 tardif GRU DI M 48 ed ue Fl chissement et d viation de la Foyer temporal D ou foyers P t te abduction du MS gauche occipito temporal et frontal D Illusions visuelles automatismes GUY SA F 23 Temporo occipitale G oro alimentaires posture tonique Foyer temporo occipital G Phe i LL du MS gauche i Illusions auditives manifestations ie toniques des MS crispation Im l g ta JAC NA F 43 Temporo pari tale G le cond du MS Opercule temporo pari tal G F7 FT7 T7 gauche TP8 P8 POS PER NO Temporo pari tale D pa eu poy pie dee Mion ariet Foyer occipito temporal D CP6 P6 TP8 P8 du langage rupture de contact D viation globes oculaires C6 CP6 T8 TP8 Temporo occipitale D gauche posture tonique MS et Foyer temporo occipital D h miface gauche MS Membre sup rieur MI Membre inf rieur Tableau 1 Contexte clinique pour chaque patient pr sentant une pilepsie partielle post rieure 79 3 9 Projection neuroanatomique des capteurs EEG en IRM Etant donn la possibilit de visualiser la position de nos capteurs sur les images IRM nous avons implement une nouvelle fonction dans l algorithme pour localiser le point cortical le plus proche des lectrodes de surface Cette approche anatomique ne se substitue pas a
41. clinique du fait du temps consid rable lie la m thodologie de traitement des donn es et du fait de toutes les difficult s techniques inh rentes cet examen rep rage spatial des capteurs pose des lectrodes Afin de participer la mise en routine clinique de P EEG Haute R solution nous avons d cid de porter notre int r t sur la phase de rep rage spatial des capteurs EEG de surface En effet cette tape indispensable pour la localisation des g n rateurs intra cer braux presente de nombreux inconv nients techniques et m thodologiques que nous nous proposons de r soudre 18 Ce travail de Doctorat consistera donc a mettre en place une nouvelle m thode automatis e de rep rage spatial des capteurs EEG de surface grace a l imagerie par r sonance magn tique 1 1 Neurophysiologie 1 1 1 Activit lectrique c r brale Il existe au niveau c r bral deux grands types de cellules les neurones et les cellules gliales Les cellules gliales bien que dix fois plus nombreuses que les neurones dont le chiffre est estim 100 milliards plus ou moins quelques millions ne pr sentent pas le m me int r t que les neurones En effet les neurones contribuent tr s fortement aux circuits lectroneurophysiologiques qui sous tendent les fonctions c r brales C est pourquoi les principales cellules l origine des signaux EEG sont les neurones situ s au niveau du cortex c r bral Bishop 1949 Ces cellules
42. consistent en l inversion fr quence 1Hz d un chiquier sur un cran d ordinateur Les stimulations somesth siques seront obtenues par stimulation du nerf m dian droit et gauche Des courants lectriques carr s monophasiques d une dur e de 100 500 us seront d livr s voltage ou intensit constante en g n ral inf rieur 15 mA en utilisant des lectrodes de surface Les fr quences de stimulation seront comprises entre 1 et 5Hz L intensit du stimulus lectrique sera gale ou sup rieure au seuil de r ponse motrice et en dessous du seuil douloureux Le protocole de stimulation est celui utilis en routine clinique au sein du service de Neurologie et qui suit les recommandations de la F d ration internationale de neurophysiologie clinique 8 DEROULEMENT DE L ETUDE ET LOGISTIQUE 8 1 Pr s lection des sujets L inclusion dans le protocole se fera par le neurologue investigateur apr s avoir v rifi les crit res d inclusion 8 2 Inclusion d finitive L inclusion d finitive se fera en fonction de la disponibilit de IRM Une seule p riode horaire est pr vue dans la semaine le mercredi del6h30 20h30 8 3 Suivi des volontaires apr s inclusion Aucun 8 4 Calendrier Flow chart La p riode de recrutement se fera sur 6 mois D s les premiers enregistrements les travaux pourront d buter pour le traitement et l analyse 184 8 5 Gestion des effets ind sirables En cas d effets
43. d a 4a d2 f x y bY 22 gt y d d 4b d3 4 HFb z z d x y b The second method consists in the measurement of inter electrode distances These measurements are realized using calipers This technique assumes that the EEG electrodes are positioned in a defined configuration called the ten twenty or ten ten international system 2 5 11 Five imaginary planes are defined and several distances between each electrode are measured in order to estimate the Cartesian coordinates of the electrodes Fig 2 and 3 adapted from Chatrain et al 1985 C2 placed al 40 of C4 Cz arc from Cz C4 placed at 50 of nn TS CE are LS Si mil Plane defined by Ts Cz and T7 Fig 2 Five imaginary planes defined by Fig 3 Estimation of 10 10 standard 1 F7 Fz F8 2 T7 F7 FPz F8 T8 3 T7 electrode position based on 10 10 standard Cz T8 4 T7 P7 Oz P8 T8 5 P7 Pz P8 logic applied to the fitted ellipsoids The number of measurements is considerably reduced with this method For example to locate sixty four electrodes it is necessary to perform fourteen measurements of inter electrode distances and nine additional distances between the reference electrodes like T7 FPz and T8 and fiducial landmarks nasion left and right pre auricular points 10 The advantages of these two manual methods are that they do not need specific materials and consequently are of low cost With this direct method it is possible to
44. d formations rigides 3 en translation et 3 en rotation Les valeurs estim es de d placement sont alors stock es sous forme de matrices dans des fichiers mat Des graphiques de r alignement sont alors g n r s par SPM2 Figure 40 Dans le cadre de nos tudes pour que la s rie fonctionnelle soit consid r e comme interpr table il faut que les valeurs estim es soient inf rieures la taille de nos voxels 3 mm en translation et ou les valeurs estim es soient inf rieures a 2 en rotation translation image Figure 40 Graphiques de r alignement obtenus avec SPM2 Le graphique du dessus repr sente les valeurs estim es de translation de la t te du patient alors que celui du dessous concerne les valeurs estim es de rotation Concernant cet exemple le mouvement du patient est tr s faible La s quence fonctionnelle peut donc tre id alement analys e 11 La seconde consiste prendre en compte les matrices calcul es pr c demment et a calculer par interpolation spatiale les nouvelles images corrig es gt Le recalage inter modalit Cette tape va permettre de fusionner les informations anatomiques et fonctionnelles Les s quences d IRMf porteuses du signal d activation c r brale ont une tr s faible r solution spatiale c est pourquoi cette tape s av re n cessaire Dans des conditions id ales c est dire sans mouvement du patient entre les s quences anatomiques et fonctionne
45. d 2 8 p x r sin 6 cos Q ysr sin 8 sing z rcos8 Coordonn es cart siennes corrig es marqueurs yz Avec x y Z et r 0 respectivement les coordonn es cart siennes et sph riques du marqueur de rayon d localis manuellement en IRM x Y Z les coordonn es cart siennes corrig es c est dire les coordonn es cart siennes du capteur EEG de surface 59 3 3 6 La mod lisation des milieux de propagation de l activit lectrique Les courants lectroneurophysiologiques issus des g n rateurs c r braux se propagent jusqu la surface du scalp en p n trant plusieurs tissus constitutifs de la t te Chacun de ces tissus poss de une conductivit lectrique particuli re qu il faut mod liser pour localiser pr cis ment les g n rateurs intra c r braux Cette mod lisation est bas e sur la m thode des l ments fronti res boundary element method H m l inen et Sarvas 1989 qui d crit les interfaces entre milieux de conductivit s distinctes par triangulation en utilisant de 1700 2000 n uds par mod le La premi re tape consiste segmenter les images IRM c est dire d limiter les contours des diff rents tissus constitutifs de la t te Figure 33 Cette segmentation repose sur la s lection de pixels compris entre des seuils de niveaux de gris haut et bas De cette fa on ce processus s effectue sur le volume IRM selon l intensit des pixels Cette tape
46. de localisation de source ASA software ANT Enschede Hollande Le premier curseur a t positionn sur le d but de la phase ascendante du paroxysme depolarisation le second curseur sur le maximum d amplitude de l v nement et enfin le dernier sur la fin de la phase descendante repolarisation Le premier et le dernier curseur d finissant ainsi la fen tre temporelle d analyse du signal Deuxi mement nous nous sommes int ress s aux potentiels voqu s visuels et somesthesiques Pour augmenter le rapport signal sur bruit de ces v nements nous avons moyenne l ensemble des stimulations 1000 pour les PES et 100 pour les PEV avec le logiciel System plus Micromed France 20ms avant et 180 ms apr s chaque trigger ont t conserv es pour l analyse du signal Deux triggers d but et fin ont ensuite t positionn s sur ces v nements dans le logiciel de source Pour les PEV nous nous sommes int ress s Ponde positive P100 Pour les PES des membres inf rieurs nous avons analyse l onde n gative N20 et pour les membres sup rieurs l onde P40 3 3 4 L enregistrement IRM haute d finition Les enregistrements IRM ont t faits sur une IRM General Electric Medical Systems GEMS Signa 1 5 Tesla avec l antenne t te 8 canaux Nous avons utilis une s quence volumique en coupes frontales de l arri re vers l avant Figure 30 Cette s quence a les caract ristiques suivantes 3D TI Echo
47. de traitement d images a t r alis e de mani re semi automatique avec le logiciel de localisation de source ASA Les seuils choisis ont t les suivants e Scalp seuil bas entre 10 et 25 seuil haut gal 255 e Cortex et Os seuil bas entre 15 et 25 seuil haut gal 120 Figure 33 D limitation par seuillage des diff rents tissus constitutifs du milieu de propagation des courants lectroneurophysiologiques en jaune le scalp en vert la bo te cr nienne en rose le cerveau La d limitation des contours de chacun des tissus s accompagne de traitements de morphologie math matique tels que l ouverture la fermeture la dilation ou l rosion Ces processus de traitement d images permettent la d finition des enveloppes constitutives de la t te La difficult majeure de la mod lisation de la t te r side dans l laboration du mod le de la bo te cr nienne En effet du fait de sa faible paisseur et de sa constitution h t rog ne 1l est difficile de d limiter les contours stricts de la bo te cr nienne a IRM Par cons quent nous avons choisi de mod liser ce tissu en dilatant plusieurs fois en moyenne 4 le mod le du cerveau Une fois la mod lisation des milieux obtenus le logiciel attribue alors ces diff rents milieux des valeurs de conductivit lectrique standard Geddes et al 1967 gales 0 33 S m pour le cortex et le scalp et 0 0042 S m pour la bo te cr nienne Dans le
48. droit 90 Gyrus temporal moyen droit 95 Les r sultats obtenus sont identiques avec le mod le MUSIC 117 4 8 Projection neuroanatomique des capteurs EEG en IRM Deux types de r sultats ont t obtenus a partir de cette tude Le premier concerne la localisation neuroanatomique des capteurs comprenant les coordonn es moyennes dans l espace de Talairach le nom des gyri c r braux et les aires de Brodmann associ es Le second r sultat montre la variabilit des coordonn es moyennes et les aires de Brodmann obtenues partir de l tude de notre population comprenant 16 sujets ne pr sentant pas d anomalies morphologiques c r brales 4 8 1 Localisation anatomique Le tableau 13 pr sente pour chacun des capteurs du syst me international 10 10 ses coordonn es moyennes dans l espace de Talairach son gyrus et son aire de Brodmann AB associ s Les r sultats pr sent s sont class s de fa on ant ro post rieure et de gauche a droite selon la figure 94 Figure 94 Illustration montrant le mode de classement des capteurs pour la localisation anatomique 118 Gyri AB i i i 47 Gyrus Frontal Moyen F2 10 Rs 39 7 253 447 Gyrus Frontal Moyen F2 8 Pwr 21 28 549 Gyrus Frontal Sup rieur FI 6 g 00 268 606 Gyrus Frontal Sup rieur FI 6 E 36e 282 556 Gyrus Frontal Sup rieur FI 6 uwg ais 275 B8 Gyrus Frontal Moyen F 8 Te son 30
49. du syst me Polhemus vers le logiciel de localisation de source et la suppression du recalage de la position des lectrodes issues de Polhemus sur le mod le r aliste de t te issu de l imagerie par r sonance magn tique Perspectives pour la communaut scientifique pour la clinique pour la sant publique Nous souhaitons par cette nouvelle m thode permettre une meilleure d finition topographique de la zone pileptog ne de mani re am liorer le diagnostic pr chirurgical des pilepsies pharmaco r sistantes L IRM et l EEG tant deux tapes indispensables au bilan pr chirurgical notre m thode pourra ainsi montrer la faisabilit d une tude de localisation de source simple pr cise et rapide sans aucun dispositif ou tape de traitement additionnels 181 4 OBJECTIFS ET HYPOTHESES TESTEES 4 1 Objectif principal L objectif principal est de montrer la faisabilit de la m thode du rep rage spatial de nouveaux capteurs EEG grace a IRM et de valider cette m thode par comparaison avec un systeme de r ference 4 2 Critere de jugement principal Nous souhaitons montrer l int r t du rep rage spatial gr ce a l IRM en prouvant que cette localisation est pr cise reproductible et rapide en mesurant et en comparant la position des lectrodes et des distances inter lectrodes obtenues par Polhemus et par rep rage IRM par rapport des mesures physiques de r f rence 4 3 Hypoth ses test es
50. en compte car la mesure de conductivit in vivo chez Homme n a pas t encore suffisamment tudi e Goncalves et al 2000 et 2003 A partir des ann es 1980 des mod les dits r alistes ont vu le jour grace aux d veloppements informatiques Meijs et al 1988 H m l inen amp Sarvas 1989 En effet partir d examens d imagerie anatomique il est possible d extraire les contours g om triques des diff rents tissus constituant la t te et de les mod liser de mani re individuelle Cette segmentation li e des op rations de morphologie math matique ouverture fermeture dilation rosion offre la possibilit de personnaliser le mod le en tenant compte des caract ristiques g om triques de la t te du sujet consid r Trois approches ont t d crites pour d finir le mod le r aliste la mod lisation par l ments fronti res Bondary Element Method BEM Mers 1987 H m l inen amp Sarvas 1989 la mod lisation par differences finies Finite Difference Method ou FDM Hedou 1997 la mod lisation par l ments finis Finite Element Method ou FEM Yan 1991 La mod lisation par l ments fronti res consiste d crire grace a un maillage de surface les fronti res entre les ensembles de conductivit consid r s comme homog nes par exemple la fronti re entre le cerveau et l os la fronti re entre l os et le scalp et la fronti re entre le scalp et l air On affecte ensuite chaque
51. es au pied coulisse num rique avec les distances calcul es partir des coordonn es issues du rep rage IRM manuel et ALLES et de la num risation lectromagn tique Il existe une diff rence entre le pied coulisse num rique et la num risation lectromagn tique de 3 31 3 61 mm une diff rence de 1 00 1 20 mm entre l IRM et le pied coulisse et enfin une diff rence de 2 54 1 85 mm entre la m thode ALLES et le pied coulisse La diff rence observ e entre la m thode de num risation lectromagn tique et le pied coulisse num rique est statistiquement significative p 0 001 A l inverse il n existe pas de diff rences statistiques entre les distances mesur es au pied coulisse et celles calcul es a partir du rep rage en IRM manuel et ALLES 0 65 lt p lt 0 90 Le rep rage ALLES n a donc pas d montr sa sup riorit par rapport la m thode de num risation lectromagn tique Ses autres avantages reproductibilit automatisation performance de d tection compensent largement cet aspect Les erreurs de pr cision engendr es par la num risation lectromagn tique peuvent tre dues l environnement lectromagn tique dans lequel se sont faites les tudes Les probl mes li s l environnement sont non n gligeables voir sp cifications techniques en annexe 7 dans le sens o 1l est tr s difficile de trouver un endroit neutre du point de vue lectromagn tique dans un laborat
52. es des lectrodes obtenues avec diff rentes modalit s IRM et Polhemus avec les coordonn es obtenues th oriquement par le syst me internationale 10 20 Un mod le sph rique de t te et une trentaine de capteurs ont permis d obtenir les r sultats suivants les coordonn es sph riques des lectrodes rep r es gr ce l imagerie par r sonance magn tique chez diff rents sujets nbre 10 varient de 17 7 4 8 pour 0 azimut et de 18 8 5 5 pour latitude par rapport aux coordonn es sph riques du syst me international 10 20 Lagerlund T et al 1993 les coordonn es sph riques des lectrodes rep r es grace la num risation lectromagn tique chez 10 sujets sains varient de 4 1 3 6 pour 0 et de 4 5 3 7 pour par rapport aux coordonn es sph riques du syst me international 10 20 Khosla D et al 1999 Les variations observ es peuvent tre engendr es en partie par le mod le de t te sph rique qui n est pas conforme avec la g om trie exacte d une t te Il existe uniquement une bonne corr lation avec ce mod le pour les lectrodes situ es au niveau frontal et temporal 32 1 43 Comparaison entre la m thode de rep rage utilisant PIRM et la num risation lectromagn tique Cette tude a t effectu e l aide de 21 lectrodes sur un mod le r aliste de t te Pour comparer ces deux m thodes l quipe de Brinkmann et al en 1998 a estim la distance moyenne
53. et inspection visuelle des trac s EEG enregistr s pendant les phases intercritiques et critiques Etant donn le nombre important d hypoth ses formul es selon le type d pilepsie nous avons souhait pr senter 1c1 les travaux effectu s sur les epilepsies post rieures C est en effet sur cette population gu a t r alis e le plus grand nombre d EEG HR Ce choix s explique par la complexit de ces cas qui requi rent une analyse tr s pr cise de leurs anomalies intercritiques en vue de la chirurgie A la diff rence des pilepsies temporales par exemple les pilepsies post rieures n cessitent g n ralement des enregistrements de profondeur SEEG pour d limiter pr cis ment le foyer pileptog ne et d finir la cartographie fonctionnelle des structures c r brales avoisinantes Dans notre cas huit patients ont t tudi s en localisation de source avec enregistrement EEG HR enregistrement IRM haute d finition et rep rage spatial des capteurs ALLES Le tableau ci apr s r sume le contexte clinique pour chacun de ces huit patients 78 ms Semiologie Hypotheses Frequence Capteurs Identification Genre Age Epilepsie 05 re 4 preur des crises electrocliniques des EPIC concernes Automatismes gestuels DOL TO M 27 le m chonnements Manifestations Origine sus sylvienne ret PO4 POS P8 toniques des MS flexions operculaire D extensions des MI ENG NA Temporo occipitale D Hallucinations visuelles et
54. frontalis medius GFm 7 59 mm 124 F8 Volume voxels 162 0 58 0 83 0 Talairach mm 54 0 28 0 4 0 Talairach MINI 54 55 28 71 5 83 Talairach end 3 2 1 6 0 4 Talanach plate c d C 8 Gyrus frontalis inferior GF1 4 60 mm 125 T7 13 C3 Volume voxels 42 0 104 0 76 0 Talairach mm 66 0 18 0 3 0 Talairach MINI 66 67 18 45 4 62 Talairach end 3 9 2 3 0 3 Talairach plate d E3 9 Gyrus temporalis medius GTm 9 44 mm Volume voxels 59 0 107 0 133 0 Talairach mm 49 0 21 0 54 0 Talairach MIND 49 49 24 24 57 66 Talairach mid 2 9 2 7 5 8 Talairach plate c d E3 2 3 Gyrus postcentralis GPoC 4 88 mm 126 Cz C4 Gr i gt t pe SA Volume voxels 109 0 108 0 157 0 Talairach mm 1 0 22 0 78 0 Talairach MINI 1 01 26 41 83 72 Talairach mid 0 1 2 9 8 4 Talairach plate a E F Gyrus precentralis GPrC 14 20 mm Volume voxels 158 0 105 0 132 0 Talairach mm 50 0 19 0 53 0 Talairach MNI 50 51 22 13 56 67 Talairach grid 3 0 2 5 5 7 Talairach plate c d E3 3 Gyrus postcentralis GPoC 4 17 mm 127 T8 T4 Volume voxels 175 0 105 0 76 0 Talairach mm 670 190 3 0 Talairach MINT 67 68 19 48 4 67 Talairach gid 4 0 2 5 0 3 Talairach plate d E3 9 Gyrus temporalis medius GTm 10 85 mm 128 P7 T5 P3 Volume voxels 52 0 151 0 79 0 Talairach mm 56 0
55. gadolinium Magnevist Berlex Laboratories Inc Wayne Etats Unis fix es sur les lectrodes EEG Figure 13 Il faut pr ciser que les capteurs EEG utilis s sont compatibles l IRM Astro Med Grass Telefactor Etats Unis La taille de ces capsules est de 15 a 20 mm de hauteur pour 12 mm de diam tre Figure 13 Marqueur IRM et lectrode EEG de surface Ce dispositif est constitu a capsule en acrylique b bouchon en caoutchouc permettant le remplissage de la capsule avec un produit de contraste c zone de contact pour l ajustement de l lectrode d vue de cote d une lectrode cupule EEG Figure adapt e de Yoo et al 1997 D autres quipes ont utilis d autres substances paramagn tiques telles que la vaseline ou la vitamine A et E Lagerlund et al 1993 Brinkmann et al 1998 Khosla et al 1999 Sijbers et al 2000 Il faut noter que l utilisation de marqueurs IRM pour localiser la position des lectrodes EEG n a jamais t utilis e avec un grand nombre d lectrodes g n ralement inf rieure a une dizaine Une fois l ensemble des marqueurs positionn s une s quence IRM 3D T1 est g n ralement r alis e Les signaux mis par les marqueurs externes permettent un rep rage ais et ne perturbent pas la qualit de la segmentation des images IRM qui est r alis e ult rieurement pour la mod lisation de la t te du patient Yoo et al 1997 La localisation des marqueurs est ensui
56. la m thode de localisation des g n rateurs intra c rebraux mais apporte une connaissance qui peut aider les neurophysiologistes dans l interpr tation visuelle des signaux de surface De plus cette tude peut s av rer utile dans les tudes de stimulation magn tique trans cranienne les enregitrements de spectroscopie proche infra rouge NIRS ou encore les co enregistrements EEG IRMf Plusieurs types de travaux ont d j t d crits dans la litt rature concernant d une part des m thodes de projection des lectrodes de surface sur la surface corticale Jack et al 1990 Okamoto et al 2005 et d autre part qui d crivent l anatomie sous jacente des lectrodes du systeme 10 20 Okamoto et al 2004 Jurcak et al 2005 Dans le cadre de notre tude nous avons pense qu il serait int ressant d tendre ces connaissances a un mod le comportant beaucoup plus de capteurs en l occurrence 64 3 9 1 L algorithme Pour r aliser ce projet un nouveau module a t int gr dans l algorithme de d tection et de labellisation automatique A partir du maillage 3D du cerveau obtenu apr s segmentation des images IRM nous avons d velopp en collaboration avec le Dr Adnane Benhadid un outil permettant de trouver le point anatomique le plus proche de l lectrode de surface Pour se faire apr s avoir introduit le maillage du cerveau dans l algorithme et avoir d tect les capteurs une sph re de rayon R est centr
57. la variabilit du positionnement manuel des capteurs sur le cuir chevelu Il faut rappeler que tous les collages ont t faits manuellement ce qui est une op ration d licate La deuxi me raison est que certains capteurs sont situ s a la fronti re de plusieurs aires de Brodmann C est le cas par exemple de la r gion rolandique basse o se c toient les aires 123 6 et 40 Nous retrouvons d ailleurs ces trois localisations pour les lectrodes C4 et CS Figure 98 149 Figure 98 Carte cytoarchitectonique des aires corticales de Brodmann D apres Neurosciences Bear M Connors B Paradiso M Ed Pradel 2001 Le cercle noir indique une des zones ou coexistent de fa on tr s proche plusieurs aires La variabilit moyenne observ e dans notre population est de 4 6 mm en x de 7 1 mm en y et de 7 8 mm en z ce qui montre que la dispersion est faible et que le collage des capteurs selon la m thode du syst me international 10 10 par extension du syst me 10 20 est personnalis e l anatomie des sujets que nous avons tudi s Il serait interessant de r aliser la m me tude avec des bonnets EEG dont les tailles sont standardis es Il est fort probable que les corr lations neuroanatomiques soient moins importantes m me si les bonnets sont extensibles Enfin il est important de pr ciser que les structures anatomiques sous jacentes chaque lectrode ne sont pas les seules participer l activit lectrique enregi
58. labellisation neuroanatomique Une fois les points anatomiques rep r s dans l espace anatomique du sujet nasion pr auriculaires nous avons transform les coordonn es de ces points dans l espace de Talairach Talairach et Tournoux 1988 de fa on normaliser les r sultats de notre tude Pour se faire nous avons plac manuellement gr ce au logiciel ASA plusieurs rep res anatomiques sur les images savoir Figure 49 AC commissure blanche ant rieure PC commissure blanche post rieure IHP point inter h misph rique AP amp PP structure c r brale la plus en avant et la plus en arri re SP amp IP structure c r brale la plus haut et la plus basse LP amp RP structure c r brale la plus gauche et la plus droite Gr ce la d finition de ces huit points le logiciel ASA va alors transformer l origine et le rep re g om trique Cette op ration permet donc de transformer les coordonn es fiduciales des points anatomiques vers les coordonn es de Talairach Figure 49 Repr sentation tridimensionnelle logiciel ASA de l espace de Talairach d fini chez un sujet en IRM Les coordonn es de Talairach obtenues sont ensuite introduites dans le logiciel Talairach Daemon version 2 0 http ric uthscsa edu resources Fox M Uecker A Ce logiciel automatis permet d obtenir le nom des structures anatomiques et les aires de Brodmann en rapport avec les coordonn es issues de l
59. milieu une conductivit Ce mod le permet la prise en compte des formes non sph riques du cerveau et des variations locales importantes de g om trie des massifs osseux Les mod lisations par diff rences finies ou par l ments finis utilisent un maillage 3D o chaque noeud peut tre affect d une conductivit particuli re Cette approche permet la description la plus r aliste de toutes les propri t s g om triques et de conductivit s de la t te Il a t d montr que ces mod les apportent un surcro t de pr cision non n gligeable particuli rement pour l EEG de surface 1 2 3 Probl mes direct et inverse La localisation anatomique des g n rateurs de l activit lectrique recueillie en surface n cessite comme nous venons de le voir la mod lisation des g n rateurs et des milieux de propagation Le probl me direct consiste caract riser les potentiels lectriques recueillis en surface qui ont t engendr s par une configuration de sources connues dans un mod le de propagation donne Wilson et Bayley ont d montr partir des travaux d Helmholtz 1853 que dans un milieu sph rique de conductivit homog ne le probl me direct pr sente une solution unique Wilson et Bayley 1950 Le probl me inverse se d finit par opposition au probl me direct de la mani re suivante tant donn les activit s lectriques recueillies en surface d un volume conducteur quelles sont les caract ristiques des sourc
60. morphologie de la t te de l individu Les premiers travaux sur le sujet ont quantifi les variations des champs enregistr s sur le scalp lorsque les param tres intrins ques du mod le de milieu varient Vaughan 1974 Nunez 1981 Stok 1987 Badier 1991 Les plus anciennes tudes concernent le mod le sph rique multicouche utilis pour l EEG Ses param tres sont le nombre de sph res utilis es le rayon de chacune des sph res et leurs conductivit s Ces tudes ont montr que si les variations des param tres caract risant la couche osseuse provoquent les changements les plus importants en surface Vaughan 1974 Nunez 1981 il est n cessaire de consid rer l ensemble LCR crane scalp dans sa globalit En effet des variations g om triques ou des variations de conductivit dans l une des couches affecte la distorsion des champs lectriques dans les autres Cuffin 1986 Badier 1991 Par exemple l association de la haute conductivit du LCR avec la conductivit tr s faible de l os renforce le confinement des champs lectriques dans la boite cr nienne Badier 1991 Les variations de l paisseur des couches ont plus d importance que les variations de conductivit Les mod lisations r alistes de la t te ont galement fait l objet d tudes bien que leurs caract ristiques soient plus difficiles cerner que celles d un simple mod le sph rique La pr cision d un mod le r aliste est d termin e en grande partie par la quali
61. ne dans le tunnel IRM Toutes d formations du champ auront comme effet de d grader la qualit des images IRM obtenues Le champ magn tique BO peut pr senter des risques dans le cas ou des objets ferromagn tiques sont introduits dans la salle IRM En effet d s que la force d attraction qui est proportionnelle a l intensit du champ magn tique statique devient plus grande que la force de frottement et le poids de l objet alors celui ci va se d placer en direction du tunnel de l aimant Cet effet est appel l effet projectile Celui ci pr sente un risque tr s important du fait de la forte intensit du champ magn tique utilis en IRM A titre d exemple 1g de Fer subit une force d attraction de 4 Newton pour un changement de champ magn tique de 18 Tesla a 20 2 2 2 Le champ magn tique des ondes radiofr quences B1 L IRM utilise des metteurs et des r cepteurs radiofr quences pour provoquer la r sonance et la relaxation des moments magn tiques du proton La salle IRM doit imp rativement tre prot g e des ondes radiofr quences ext rieures c est pourquoi on utilise une cage de Faraday pour isoler la machine de l environnement ext rieure Les art facts lies une perturbation d ondes radiofr quences sont facilement identifiables sur les images puisqu ils correspondent la pr sence de lignes horizontales ou verticales perpendiculaires la direction de l encodage en fr quence Les ri
62. notre tude fournit des renseignements nettement plus pr cis au sein m me d une cat gorie de capteurs En effet gr ce a notre tude nous pouvons dire qu en moyenne les capteurs F1 Fz F2 se projettent au niveau du gyrus frontal sup rieur alors que les capteurs plus lat raux F5 F3 F4 F6 se projettent au niveau du gyrus frontal moyen De m me nous pouvons pr ciser la localisation des capteurs de la r gion centrale C puisqu en moyenne les capteurs CI et C2 se projettent sur le gyrus pr central alors que les lectrodes amp CS C3 C4 et C6 se projettent sur le gyrus post central Cette tude nous permet d am liorer la connaissance des structures anatomiques sous jacentes aux lectrodes du syst me 10 10 en passant d une pr cision sub lobaire une pr cision de l ordre du gyrus pour l tape d analyse visuelle du trac qui pr c de la localisation de source Il ne faut cependant pas oublier que la projection d une activit lectrique sur une lectrode de surface d pend de la distance entre le g n rateur et le capteur mais aussi de l orientation de la source La connaissance des structures anatomiques correspondantes aux capteurs EEG de surface peut pr senter un int r t dans les enregistrements de spectroscopie infra rouge NIRS et de stimulation transcranienne puisque l identification des signaux est tr s d pendante de l anatomie c r brale Enfin d autres applicat
63. o chaque tape de traitement est associ e une fonction du logiciel Les r sultats obtenus montrent d excellentes performances qui seront encore am lior es avec l arriv e d un nouveau prototype de capteur L originalit de cet outil r side dans l automatisation compl te de chacune des tapes ce qui supprime les erreurs humaines de localisation De plus la majorit des algorithmes d crits dans la litt rature ne sont pas capables d tiqueter les positions rep r es en rapport avec le syst me international 10 10 et ne combinent pas la projection anatomique qui permet de faire les corr lations anatomo fonctionnelles lors de la lecture de l EEG de surface Plusieurs tudes ont ensuite permis de valider notre m thode de d tection et de labellisation automatique des capteurs de surface ALLES en comparaison avec la num risation lectromagn tique qui reste actuellement le dispositif le plus utilis La premi re tude a concern l valuation de la reproductibilit de la pr cision et des performances de l algorithme sur un fant me puis chez l Homme Nos r sultats montrent une pr cision identique voir sup rieure sur le fant me et surtout une reproductibilit tr s sup rieure de la m thode ALLES Ces r sultats sont en parfaite concordance vis vis des recommandations faites par l quipe de Brinkmann et al qui pr conisait une pr cision inf rieure ou gale a 5mm De plus il faut souligner
64. o projecteur Interface Optique Analogique Figure 37 Schema synoptique global r sumant l installation technique que nous avons mise en place au CHU de Nancy Un vid o projecteur place l ext rieur de la salle IRM est positionn pendant l examen juste devant la fen tre de la porte d acc s Le patient se trouve donc dans l axe optique de l cran de la fen tre et du vid o projecteur ce qui permet une bonne visualisation des stimulations et vite ainsi d int grer le syst me de projection dans l environnement IRM Il existe n anmoins des solutions pour placer celui ci dans la salle IRM exemple Centre d IRMf CHU La Timone Marseille Une des solutions consiste a enfermer le dispositif dans une cage de Faraday pourvue d un syst me de focalisation guide d ondes pour l envoi des paradigmes Les cables du dispositif doivent eux aussi tre blind s dans une gaine reliant cette mini cage la cage de Faraday de la salle IRM Ce syst me reste n anmoins plus complexe mettre en uvre surtout dans la conception de la mini cage de Faraday Pour optimiser l affichage des paradigmes dans la salle IRM nous avons dispos un cran IRM compatible en mat riaux composite Euroscreen Bjurab Suede sur un cadre en Aluminium que nous avons usin Cet cran de 114 152 cm permet une bonne visualisation des stimuli visuels pr sent s m me dans un environnement lumineux Il est possible de r gler
65. ont t retir es avant cette tape car elles sont facilement identifiables du fait de leurs faibles altitudes en z et de leu nombre restreint n 4 4 2 4 La Labellisation La derni re tape de traitement consiste labelliser les points d tect s partir de la projection plane obtenue Cette labellisation est permise gr ce l utilisation de la configuration spatiale du syst me 10 10 La figure 60 ci dessous montre un exemple de labellisation automatique des capteurs chez un sujet donn 120 T7 100 s FCz Fpz P5 P2 CP2 PO7 pg F8 AF8 E 2 FC2 02 i F 1 I I J I I 60 L li I L I I I 1 l I I 100 50 0 50 100 100 80 60 40 20 0 20 40 60 80 100 Figure 60 Reconstruction spatiale des 64 capteurs d tect s et labellis s automatiquement gr ce notre algorithme A gauche se trouve une vue de dessus et droite une vue lat rale On peut noter sur ces figures le bon alignement des capteurs coll s sur le scalp de ce sujet Les coordonn es spatiales des capteurs EEG selon le rep re anatomique du patient sont alors crites et stock es dans un fichier utilisable directement par le logiciel de localisation de Source 4 2 S La projection corticale Voici un exemple de r sultats obtenus dans le cadre de notre tude de la localisation anatomique des capteurs EEG en IRM voir chapitre 3 7 Figure 61 Le maillage du cortex est obtenu apres segmentation des images IRM dans le logic
66. phalographiques positionn s sur le cuir chevelu par l interm diaire d un dispositif de num risation lectromagn tique puis de mani re diff r e une acquisition d imagerie par r sonance magn tique anatomique ou IRM On proc de ensuite une mod lisation du volume de propagation des courants lectroneurophysiologiques volume conducteur puis un recalage de l lectroenc phalogramme par exploitation des coordonn es des capteurs dans le volume mod lis et enfin on met en uvre une m thode math matique de mod lisation dipolaire 196 10 15 20 25 30 35 Le positionnement pr alable des lectrodes sur le cuir chevelu du sujet s effectue selon une nomenclature internationale d finie appel e syst me 10 20 ou par extension syst me 10 10 Pour d finir le plus pr cis ment possible la zone pileptog ne 1l est n cessaire d augmenter l chantillonnage spatial c est dire le nombre de capteurs la surface du cuir chevelu ou scalp savoir 64 voire 128 et d enregistrer le signal avec une fr quence d chantillonnage lev par exemple de 1024 Hz Le recalage de l activit lectrique c r brale dans l espace anatomique du patient tel que d fini par l imagerie par r sonance magn tique n cessite un rep rage spatial des lectrodes lectroenc phalographiques par num risation lectromagn tique ou par des m thodes de mesures manuelles Toutefois ces proc d s de rep rage spatial
67. photogramm trie La photogrammetrie est d velopp e par la soci t Electrical Geodesics Inc Eugene USA La m thode de rep rage spatial consiste positionner le sujet avec un bonnet EEG Geodesic Sensor Net au centre d un d me sur lequel sont positionn s 11 appareils de photographie num rique Figure 11 Apr s v rification du bon positionnement du sujet dans le d me une photographie num rique est prise simultan ment par les 11 appareils Figure 11 Positionnement des 11 appareils de photographie num rique sur le d me du syst me de photogramm trie Chaque appareil prendra un clich num rique de la t te du sujet munie de ces capteurs selon un angle pr d termin 29 Le rep rage spatial grace au syst me de photogramme etrie n cessite que chacun des capteurs soit visible par au moins deux appareils num riques L op rateur doit ensuite rep rer manuellement les capteurs sur les images enregistr es afin que le logiciel puisse analyser la position et le label par comparaison avec l arrangement spatial des capteurs sur le bonnet utilis Par triangulation le logiciel est alors capable de reconstruire un mod le 3D de la disposition des capteurs sur la t te du sujet Figure 12 adapt e de Russel et al 2005 Cam ra 2 Cam ra 1 Cam ra 3 Localisation spatiale des capteurs Rayons projet s selon le selon le plan de la camera 1 champ de vue de la cam ra 3 capteur 7 6 A p Figur
68. point de vue de la pr cision Conelsties das mesures de divtances chtenues avec be pled A Corr lmion des mevires de distances obtenues avec be pled Corr lation des mesures de distances obtenues avec ba nair aigi EC Ee ee bete Parsons agnis P ALLES et avec La num risation lectremagn tique tr coulisse namerique PAC et ALLES COG 20 00 4006 66 00 8000 100 00 12000 146 00 160 00 3 25 ag 5a 86 109 129 149 186 PAC FAC Figure 62 Courbes de corr lation entre les distances mesur es au pied coulisse PAC et celles calcul es avec la num risation lectromagn tique et la m thode ALLES Les distances mesur es en millim tres sont toutes repr sent es en abscisse et en ordonn e selon la m thode choisie En haut a droite de chaque graphe se trouve l quation de celle ci et son coefficient de r gression lin aire R type type ty type i 2 i 1 1 2 7 22 3 22 2 66 1 95 223 143 342 215 14 415 28 263 2 38 187 133 202 168 15 24 17 3 28 2 58 L68 131 251 226 16 177 14 297 1 97 1 69 2 23 Tableau 8 Pr cisions obtenues en moyenne par chacune des techniques de rep rage que nous avons test es a savoir la num risation lectromagn tique Fastrack et la m thode ALLES en comparaison avec les mesures faites au pied a couli
69. ponse la stimulation du m dian gauche Localisation dipolaire de l onde N20 obtenue apr s stimulation du m dian gauche Localisation MUSIC de l onde N20 obtenue apr s stimulation du m dian gauche Signaux EEG P40 N50 P60 en r ponse la stimulation du tibial droit Cartographie c r brale en r ponse a la stimulation du tibial droit Localisation dipolaire de l onde P40 obtenue apr s stimulation du tibial droit Localisation MUSIC de l onde P40 obtenue apr s stimulation du tibial droit 14 Figure 83 Figure 84 Figure 85 Figure 86 Figure 87 Figure 88 Figure 89 Figure 90 Figure 91 Figure 92 Figure 93 Figure 94 Figure 95 Figure 96 Figure 97 Figure 98 Figure 99 99 Figures Signaux EEG P40 N50 P60 en r ponse a la stimulation du tibial gauche Cartographie c r brale en r ponse a la stimulation du tibial gauche Localisation dipolaire de l onde P40 obtenue apr s stimulation du tibial gauche Localisation MUSIC de l onde P40 obtenue apr s stimulation du tibial gauche Localisation anatomique des g n rateurs du nerf m dian droit avec la localisation de source en haut et l IRMf en bas chez le sujet 1 Localisation anatomique des g n rateurs du nerf m dian gauche avec la localisation de source en haut et PIRMf en bas chez le sujet 1 Localisation anatomique des g n rateurs du nerf m dian droit avec la localisat
70. pr sence de dispositifs instrumentaux le champ magn tique statique Bo le champ magn tique des ondes radiofr quences B1 35 2 1 1 Le champ magn tique statique Bo Les champs magn tiques statiques et les ondes radiofr quences constituent les bases physiques de l imagerie par r sonance magn tique Actuellement les machines IRM utilis es en routine clinique pr sentent un champ de 1 5 Tesla Ce champ est tr s important par comparaison avec celui du champ magn tique terrestre qui est de 2 10 Tesla Ce champ magn tique statique interagit avec les moments magn tiques et plus particuli rement le moment magn tique du proton dans le cadre de l IRM m dical L atome d hydrog ne est celui actuellement le plus utilis car 1l constitue plus de 2 3 des atomes de l organisme On peut assimiler ces protons a des vecteurs magn tiques qui tournent autour de leurs axes de sym trie spin avec un angle donn Le champ magn tique statique Bo permet l alignement des moments magn tiques dans la direction parall le spin up ou oppos e spin down ce champ magn tique Selon cette position le niveau nerg tique des protons sera different et donc le passage d un niveau l autre sera diff rent en fonction de l interaction de ceux ci avec les ondes radiofr quences Il faut noter que pour obtenir une qualit d images optimale il faut imp rativement que ce champ magn tique statique soit homog
71. r sultats sont le fruit de nombreux essais en termes de conception de fabrication et de validation La premi re validation qui est survenue tr s t t au cours de ce projet est la r daction d une enveloppe Soleau La seconde plus complexe concerne le d p t de brevet 4 1 3 1 Enveloppe Soleau Une enveloppe Soleau a t d pos e le 15 11 05 aupr s de l Institut National de la Propri t Industrielle INPI sous le num ro 244707 Ce d p t nous a permis d obtenir une date d ant riorit pour valider la mise en uvre de notre nouveau capteur En effet grace celui ci nous avons en notre possession la preuve de la date laquelle le mod le a t cr La dur e de conservation de l enveloppe Soleau par l INPI est fix e 5 ans et peut tre prorog e une fois Les d posants de notre cr ation sont Le Laboratoire IADL INSERM ERII3 Nancy Universite Le Centre Hospitalier et Universitaire de Nancy Service de Neurologie La Soci t FMA 3 rue du bois ch ne le loup 54506 Vandoeuvre l s Nancy Plusieurs personnes associ es ce projet ont t d sign es comme inventeurs de ce capteur Mr Laurent Koessler Mr Freddy Odille Pr Jacques Felblinger Pr Marc Braun et Pr Herv Vespignani Par analogie avec la compatibilit et la d tection en IRM de notre capteur EEG nous lui avons donn le nom de capteur EMERGI dans lequel on retrouve les acronymes anglo saxons EEG et
72. rentes coupes IRM qui ont une surface correspondante celle des marqueurs entre 20 et 100mm 3 Rep rer les centres de gravit des signaux s lectionn s pr c demment et afficher leurs coordonn es cart siennes Cet algorithme permettra ainsi de savoir si les signaux mis par les marqueurs peuvent tre facilement rep rables et ainsi choisir lequel des deux marqueurs externes convient le mieux pour notre application De plus tant donn que nous connaissons pr cis ment les distances inter marqueurs nous valuerons quelles sont les erreurs de rep rage en mode planim trique L ensemble de cette m thode nous aidera ainsi d terminer quel est le signal le mieux appropri pour effectuer un rep rage spatial signal homog ne bien focalis intensit importante 3 1 3 Le prototype Prenant en compte les contraintes nonc es dans le chapitre 2 concernant l environnement IRM nous avons d velopp un nouveau capteur de signaux EEG compatible et rep rable en IRM Ce d veloppement technologique a fait l objet d une troite collaboration avec la soci t TEA Technologie Ergonomie et Applications Vandoeuvre l s Nancy France Ce prototype est constitu de trois l ments dont voici le descriptif a Une cupule EEG d un diam tre de 10mm perc e en son centre pour permettre l introduction d un gel de conduction Cette lectrode est en Ag AgCl m tal totalement amagn tique et qui offre une excell
73. res de protection revendications Ce travail tr s instructif nous a permis de nous situer par rapport l tat de l art et d avoir une r flexion constructive autour du d veloppement industriel du capteur Cette valorisation vient donc la fois prot ger intellectuellement notre capteur et valider industriellement le produit L troite collaboration entre le laboratoire et l industrie a permis la conceptualisation scientifique du projet et sa validation industrielle Cette double approche a permis d associer les savoirs faires de l entreprise et du laboratoire de recherche pour d velopper notre capteur en m lant les exigences de fabrication et d estimation des co ts l objectif clinique que nous devions atteindre De tels capteurs n avaient jamais t brevet s auparavant m me si quelques d veloppements ont t d crits dans la litt rature Lagerlund et al 1993 Brinkmann et al 1998 Khosla et al 1999 Sijbers et al 2000 Ces auteurs ont utilis des substances paramagn tiques telles que la vitamine A ou E de la vaseline ou du gadolinium La diff rence majeure avec ces travaux est que notre capteur peut tre utilise en grand nombre sur le cuir chevelu de part son aspect ergonomique et sa petite taille Les dispositifs d crits dans la litt rature ne permettent pas une utilisation clinique performante et encore moins la possibilit de faire de l enregistrement EEG Haute R solution sur de longues dur
74. ris es par des crises qui concernent en g n ral d s le d part l ensemble du cortex c r bral alors que les pilepsies partielles 60 sont caract ris es par des crises qui restent focalis es une ou plusieurs r gions reli es entre elles par des liens renforc s zone ou r seau pileptog ne La zone pileptog ne contient des populations plus ou moins importantes de neurones du cortex qui pr sentent une hyperexcitabilit et une hypersynchronie anormales L hyperexcitabilite est d finie comme la tendance d un neurone g n rer des d charges r p t es en r ponse une stimulation ne provoquant habituellement qu un seul potentiel d action et l hypersynchronie d finie comme la propri t d un groupe de neurones g n rer de fa on synchrone des trains de potentiels L activit lectrique anormale de ces neurones se traduit par deux types d activit s pathologiques enregistrables gr ce l lectroenc phalographie EEG e des anomalies critiques pendant les crises qui se traduisent par une activit rapide de bas voltage ou des d charges hypersynchrones d l ments rythmiques e des v nements paroxystiques intercritiques EPIC de type pointes pointes ondes ou polypointes ondes Dans 30 des cas les pilepsies partielles sont r sistantes un traitement m dicamenteux et seul un traitement chirurgical par ex r se de la zone pileptog ne peut tre envisag condition qu
75. sur les images d IRM fonctionnelle li e la pr sence de nos capteurs voir pages suivantes Le tableau ci dessous pr sente les r sultats obtenus en terme de localisation spatiale x y Z dans l espace de Talairach et de localisation anatomique chez 4 sujet sains volontaires IN Localisation de source IRMf Dr ITS Oe D SE ima mm awsma m Tibial Droit 10 27 Lonne Parie entia 7 30 67 Lobule ParaC gauche PreC gauche Tableau 12 Localisations spatiales et anatomiques des g n rateurs de PES en IRMf et avec la localisation de source PreC gyrus pre central PostC gyrus post central ParaC paracentral F2 gyrus frontal moyen Les variations spatiales moyennes observ es entre les deux m thodes sont de 6 0 mm en x 6 1 mm en y et 5 7 mm en z Les figures 87 93 montrent les localisations anatomiques obtenues avec la localisation de source et l IRM fonctionnelle 113 Main droite Figure 87 Localisation anatomique des g n rateurs du nerf m dian droit avec la localisation de source en haut et l IRMf en bas chez le sujet 1 Main gauche Figure 88 Localisation anatomique des g n rateurs du nerf m dian gauche avec la localisation de source en haut et l IRM en bas chez le sujet 1 Main droite Figure 89 Localisation anatomique des g n rateurs du nerf m dian droit avec la localisation de source en haut et PIRMf en bas chez le sujet 2 Main
76. t place sur la t te des quatre sujets puis ils ont t photographi s l aide du syst me GPS Geodesic Photogrammetry System Les lectrodes sont ensuite class es selon 3 cat gories D tectees si elles sont visibles par au moins deux appareils de photographie num rique et que leurs coordonn es carte siennes sont comprises dans un rayon de 1 5 cm par rapport aux coordonn es standard modalis es Non d tect es si elles sont d tect es par un seul appareil de photographie num rique et que leurs coordonn es cart siennes sont comprises dans un rayon de 10 cm par rapport aux coordonn es standard modalis es Non class es lorsque les lectrodes n entrent dans aucune des deux classes d crites pr c demment Les r sultats obtenus ont t les suivants d apr s Russel et al 2004 8 28 i En moyenne la photogramm trie d tecte et labellise correctement d embl e 74 6 des lectrodes de surface L utilisateur doit ensuite intervenir pour rep rer et identifier le rester des capteurs 33 1 5 Synth se Suite notre tude bibliographique deux constats majeurs nous ont frapp Le premier concerne les difficult s technologiques et m thodologiques actuelles li es au rep rage spatial des capteurs EEG En effet les dispositifs mis sur le march ce jour sont complexes et parfois non adapt s une utilisation en routine clinique Ceci constitue un frein technologique pour l utilisate
77. voit que cette distance est gale a V voxels D e 74 1 5 49 voxels 66 Le centre de l image anatomique doit donc tre remonte de 49 voxels en z et plac en x 128 y 128 z 62 49 111 voxels En plus de ce d calage spatial il est n cessaire d ajuster la taille des voxels de l image anatomique Pour se faire il est n cessaire de calculer les rapports en x y et z des tailles de pixels des s quences anatomiques et fonctionnelles Les param tres de changement d origine et de taille de voxels sont ensuite introduits dans l interface du logiciel SPM2 gt La correction du d calage temporel entre les coupes Slice timing Lors d une acquisition fonctionnelle les diff rentes coupes d un m me volume c r bral ne sont pas acquises simultan ment mais successivement soit de fa on s quentiel ou entrelac pendant une dur e gale au temps de r p tition TR Figure 39 SPM2 permet de corriger ce d calage temporel qui est n faste pour les analyses statistiques ult rieures Apr s cette tape on pourra alors consid rer que toutes les coupes d un m me volume ont t acquises en m me temps Pour chacune de nos tudes nous avons choisi comme image de r f rence la coupe situ e au milieu du volume La correction propos e par SPM2 consiste corriger par interpolation temporelle l instant d acquisition car le logiciel ne consid re qu un seul mod le statistique pour toutes les coupes Image 1
78. 0 FP2 Fe wa Th a 2 Volume voxels 133 0 20 0 92 0 Talairach mm 25 0 66 0 13 0 Talairach MINI 25 25 67 51 17 63 Talairach mid 1 5 3 8 1 4 Talairach plate b 4 7 Gyrus frontalis superior GFs 7 15 mm 221 AF7 Volume voxels 66 0 33 0 90 0 Talairach mm 42 0 53 0 11 0 Talairach MIND 42 42 54 18 14 77 Talairach grid 2 5 3 1 1 2 Talairach plate c A B 7 8 Gyrus frontalis medius GFm 4 49 mm AF3 Volume voxels 75 0 38 0 112 0 Talairach mm 33 0 48 0 33 0 Talairach MNI 33 33 47 98 38 45 Talairach grid 2 0 2 8 3 6 Talairach plate b c A B 5 Gyrus frontalis medius GFm 4 03 mm 222 AF AE4 Volume voxels 110 0 32 0 118 0 Talairach mm 2 0 54 0 39 0 Talairach MIND 2 02 53 89 45 29 Talairach grid 0 1 3 1 42 Talairach plate a A B 4 5 Gyrus frontalis medialis GF d 7 95 mm Volume voxels 143 0 36 0 110 0 Talairach mm 35 0 50 0 31 0 Talairach MINT 35 35 50 14 36 38 Talairach mid 2 1 2 9 3 4 Talairach plate b c A B 5 Gyrus frontalis medius GFm 5 61 mm 223 AF8 Volume voxels 152 0 33 0 89 0 Talairach mm 44 0 53 0 10 0 Talairach MINT 44 44 54 23 13 68 Talairach end 2 6 3 1 1 1 Talairach plate c A B 7 8 Gyrus frontalis medius GFm 6 34 mm 224 F7 F5 ge Volume voxels 56 0 57 0 83 0 Talairach mm 52 0 29 0 4 0 Talairach M
79. 0 45 0 4 0 Talairach MINI 64 65 46 28 7 37 Talairach mid 3 8 4 1 0 4 Talairach plate d F G 9 Gyrus temporalis medius GTm 5 99 mm CPS ee es ee Volume voxels 46 0 132 0 102 0 Talairach mm 62 0 46 0 23 0 Talairach MINI 62 63 48 57 22 60 Talairach end 3 7 4 1 2 5 Talairach plate d F G 6 Sulcus lateralis cerebri SI 1 02 mm 240 CP3 Volume voxels 61 0 134 0 129 0 Talairach mm 47 0 48 0 50 0 Talairach MNI 47 47 51 92 51 88 Talairach mid 2 8 4 2 5 4 Talairach plate c d F G 3 Lobulus parietalis inferior LPi 7 47 mm CPI Volume voxels 84 0 135 0 145 0 Talairach mm 24 0 49 0 66 0 Talairach MINT 24 24 53 71 69 24 Talairach end 1 44 3 7 1 Talairach plate b G 1 2 Lobulus parietalis superior LPs 6 75 mm 241 CB CP2 Volume voxels 109 0 134 0 152 0 Talairach mm 1 0 48 0 73 0 Talairach MINT 1 01 53 01 76 91 Talairach end 0 14 27 9 Talairach plate a F G 1 Gyrus postcentralis GPoC 11 62 mm Volume voxels 134 0 133 0 145 0 Talairach mm 26 0 47 0 66 0 Talairach MIND 26 26 51 65 69 34 Talairach end 1 64 2 7 1 Talairach plate b F G 1 2 Lobulus parietalis superior LPs 6 53 mm 242 CB4 38 le am a LRP a ee Coes Volume voxels 157 0 132 0 130 0 Talairach mm 49 0 46 0 51 0 Talairach MINT 49 49 49 90 53 07 Talairach grid 2934155 Talairach plate c d
80. 0 3 0 66 0 Talawach MINT 26 26 0 04 71 98 Talairach grid 1 6 0 2 7 1 Talairach plate b D E 1 2 Gyrus frontalis superior GFs 7 42 mm 232 FC4 FC6 Volume voxels 168 0 81 0 105 0 Volume voxels 155 0 81 0 129 0 Talairach mm 47 0 5 0 50 0 Talairach MIND 47 47 2 79 54 68 Talairach gid 2 8 0 3 5 4 Talawach plate c d D 3 Gyrus frontalis medius GFm 5 13 mm 2 3 Lil i Talanach mm 60 0 5 0 26 0 Talairach MINI 60 61 3 93 28 56 Talairach grid 3 6 0 3 2 8 Talairach plate d D 5 6 Gyrus precentralis GPrC 6 74 mm 233 FT8 Volume voxels 168 0 81 0 77 0 Talairach mm 60 0 5 0 2 0 Talairach MND 60 61 5 25 2 09 Talairach grid 3 6 0 3 0 2 Talairach plate d D 8 9 Gyrus temporalis superior GTs 6 49 mm 234 T7 13 C5 Volume voxels 42 0 104 0 76 0 Talairach mm 66 0 18 0 3 0 Talairach MINI 66 67 18 45 4 62 Talairach end 3 9 2 3 0 3 Talairach plate d E3 9 Gyrus temporalis medius GTm 9 44 mm Volume voxels 44 0 105 0 105 0 Talairach mm 64 0 19 0 26 0 Talairach MINT 64 65 20 85 27 29 Talairach end 3 8 2 5 2 8 Talairach plate d E3 5 6 Gyrus postcentralis GPoC 6 74 mm 235 C3 Cl Volume voxels 59 0 107 0 133 0 Talairach mm 49 0 21 0 54 0 Talairach MIND 49 49 24 24 57 66 Talairach mid 2 9 2 7 5 8 Talairach plate c d E3 2 3 Gyrus postcentralis GPoC
81. 00 ALLES Fig 11 Correlations between physical distances calculated with electromagnetic digitization and ALLES method Performance of the automatic algorithm Concerning the performance of the automatic algorithm three different categories were identified true positives 1 e markers correctly detected and labeled false negatives 1 e markers not detected and false positives 1 6 anatomical points wrongly considered as markers The automatic algorithm presents an average of 91 6 true positives 8 4 false negatives and 3 9 false positives Discussion In this study a new automatic method of EEG sensor localization was compared with a commonly used electromagnetic method We have demonstrated that our automatic algorithm using MRI localization is better than the electromagnetic digitization in terms of precision This accuracy is within the range of precision currently required for dipole source imaging studies Brinkmann et al 1998 A few gadolinium balls unfortunately burst during the tests That explains false negative errors in the MRI localization of EEG sensors This drawback can be solved by using a closed system that contains an MRI marker and an EEG electrode This will also reduce the time devoted to visually inspecting images Automating MR localization makes the method completely reproducible and more useful for clinical application This new automatic method is adapted to the international 10 10 configuration which is mo
82. 10 10 Cette couronne comprend les lectrodes suivantes Fpz Fp2 AF8 F8 FT8 T8 TP8 T8 TP8 P8 PO8 O2 Oz O1 PO7 P7 TP7 T7 FT7 F7 AF7 Fpl Une fois cette tape effectu e et les points labellis s l algorithme va supprimer la couronne la plus externe de la liste Dans un second temps la labellisation se fait en op rant ligne par ligne d avant en arri re et de gauche droite de la t te en commen ant par la ligne AF3 AFz AF4 et en terminant par PO3 POz PO4 Figure 28 Figure 28 Projection plane du syst me international 10 10 Adapt de Oostenveld et al 2001 L algorithme gr ce un proc d de tri des capteurs en fonction de leurs coordonn es spatiales x y 7 va alors labelliser automatiquement chaque capteur selon les fl ches rouges Par ce proc d chaque coordonn e sera labellis e en fonction de sa position g ographique sur le scalp 3 3 L examen d EEG Haute R solution Cet examen clinique repose sur la mise en place technique et m thodologique de diff rents outils dont un logiciel de localisation de source qui permet notamment l utilisation de mod les biophysiques et la r solution du probl me inverse Dans le cadre de nos tudes nous avons utilis le logiciel de localisation de source Advanced Source Analysis ASA d velopp par la soci t ANT Enschede Hollande Cet outil a d ailleurs fait l objet d un manuel d ut
83. 10 8 Archivage des documents Archivage des documents r glementaires pendant au moins 15 ans 10 9 R daction d un rapport final Un rapport final sera r dig d s la fin de la derni re inclusion 11 PUBLICATION S Indiquer les r gles de publication quels auteurs en fonction de quel type de participation et si possible les noms des auteurs pr vus Laurent KOESSLER Louis MAILLARD Adnane BENHADID Freddy ODILLE Yannick PONVIANNE Pierre Andr VUISSOZ Marc BRAUN HERVE VESPIGNANI Jacques FELBLINGER 12 DATES ET SIGNATURES Il est de bonne pratique de faire signer le protocole par tous les investigateurs garantissant ainsi les engagements de chacun e Fait a Nancy le Professeur Marc Braun PU PH Laboratoire IADI INSERM ERI13 19 Service de Neuroradiologie CHU Nancy Professeur Herve Vespignani PU PH Service de Neurologie CHU Nancy Professeur Jacques Felblinger Directeur Laboratoire ADI INSERM ERI13 Docteur Louis Maillard PHU Service de Neurologie CHU Nancy Monsieur Laurent KOESSLER Doctorant Laboratoire ADI INSERM ERI13 13 REFERENCES BIBLIOGRAPHIQUES 1 Elul R The genesis of the EEG Int Rev Neurobiol 1971 15 227 272 2 Boon P Hav D Adam C Vonk K Baulac M Vandekerckhove T De Reuck J Dipole modeling in epilepsy surgery candidates Epilepsia 1996 38 2 208 216 3 Merlet I Gotman J Reliability of dipole models of epileptic spikes Clin Neurophysiol 199
84. 1998 par deux quipes de recherche diff rentes Le J et al 1998 Brinkmann B et al 1998 Les r sultats publi s montrent les r sultats suivants il existe entre la mesure manuelle l aide d un pied coulisse et la num risation lectromagn tique une erreur moyenne de rep rage de 0 39 0 01 mm pour un m me manipulateur erreur intra individuelle et de 0 43 0 04 mm pour diff rents manipulateurs erreur inter individuelle Brinkmann B et al 1998 Cette tude a t effectu e l aide de 21 lectrodes sur un fant me de t te il existe entre la mesure manuelle et la num risation lectromagn tique une erreur moyenne de 3 6 0 5 mm chez le m me manipulateur pour 64 capteurs EEG chez 11 sujets Le J et al 1998 la dur e du rep rage est respectivement de 5 66 min pour la m thode de rep rage manuel mesure des distances inter lectrodes et de 7 95 min pour la num risation lectromagn tique Le J et al 1998 Il faut noter que ces r sultats sont difficilement comparables dans le sens o une tude travaille avec un fant me et l autre avec plusieurs t moins 1 4 2 Comparaison entre les coordonn es du syst me 10 20 de la m thode IRM et de la num risation lectromagn tique Quelques tudes ont t r alis es afin de d terminer et de comparer la pr cision de chacune des m thodes voqu es pr c demment La m thode g n ralement utilis e consiste comparer les coordonn
85. 30 ms sont plus facilement additionnables que les potentiels d action qui pr sentent une dur e br ve de l ordre d 1 ms Elul 1972 Gloor 1985 La pr sence de courants primaires au niveau de l espace p ri membranaire provoque simultan ment la circulation de courants dans l espace extra cellulaire et dans les milieux de propagation avoisinants Ces seconds courants appel s courants volumiques ou secondaires vont traverser diff rents tissus r sistifs cerveau liquide c phalo rachidien cr ne peau ce qui va donner naissance a des diff rences de potentiels Loi d Ohm L EEG gr ce au positionnement d lectrodes de surface permet l enregistrement de ces courants volumiques Garnero et al 1998 Dans le cas de l pilepsie les neurones pr sentent un dysfonctionnement c r bral l origine de courants lectriques anormaux Deux facteurs caract risent les neurones pileptiques l hyperexcitabilit d finie comme la tendance d un neurone g n rer des activit s r p t es en r ponse une seule stimulation ne provoquant habituellement qu un seul potentiel d action Figure 1 et l hypersynchronie d finie comme la propri t d un groupe de neurones g n rer de fa on synchrone des trains de potentiels Ces perturbations lectrophysiologiques l mentaires sont dues des alterations de la balance excitation inhibition L expression la plus l mentaire de la d charge lectrique su
86. 8 Market likes small Vaseline filled capsules 8 Markers like Vitamin A Lambo 8mm 13 or Vitamin E capsule 7 169 Fig 8 Marker used in Yoo et al s study a Side view of an electrode b A thin rubber diaphragm allows the capsule to fit over electrodes with tight contact arrows c Acrylic capsules are roughly cylindrical in shape height 15 mm diameter 12 mm with a groove which allows them to fit on top of the electrodes d A black rubber cap bottom of the capsules in this drawing was used to allow the injection of doped water and extraction of air bubbles The electrodes in these studies are supposed MR compatible yet very few studies have presented MR compatibility tests To localize the EEG sensors on the MR images the MRI sequence is usually a high resolution 3D anatomical T1 SPGR The segmentation and the head modeling are not affected by the presence of the markers on the images Several methods of detection and localization use morphological operations closing opening dilatation erosion smoothing etc Moreover semi or automatic methods have been developed in order to speed up detection and labeling 6 13 17 The spatial localization on MR images offers direct localization of the EEG electrodes in the fiducial system nasion left and right pre auricular simplifying therefore the co registration with the MRI volume Fig 9 x Fig 9 Fiducial system used for source localization 170
87. 84 0 Talairach mm 25 0 95 0 5 0 Talairach MINT 25 25 98 30 0 43 Talairach end 15 6 6 0 5 Talairach plate b 1 8 Gyrus occipitalis medius GOm 1 04 mm 4 8 2 Variabilit anatomique Nous avons estim la variabilit en x y et 7 de chacune des projections corticales autour d un point moyen Cette variabilit a montr dans notre population des carts de e 46mmenx e 7 1 mmeny e 78mmenz D autre part nous avons tudi la variabilit de la projection anatomique en analysant la variabilit des projections selon les aires de Brodmann obtenues Le tableau 14 ci apr s montre les variations de localisation anatomique de chacun des capteurs par rapport aux aires de Brodmann AB 133 Aires de Brodmann majoritaires FPz FP2 ARS 99 75 10 19 8 6 AE 9 9 62 5 6 12 5 8 19 10 6 ara 9 O 9 69 10 25 8 6 AF8 10 81 46 19 pP Un 45 56 47 38 46 6 46 50 9 38 45 6 22 6 8 75 6 19 46 6 6 63 8 31 9 6 6 81 5 8 12 5 9 6 6 69 8 31 8 69 6 6 9 25 9 43 5 46 37 5 45 19 45 47 45 37 5 47 37 5 46 25 K Os Ja N IR J uo V comics N N a 00 FCS 66 63 9 25 44 6 456 ro 66 75 4 125 8 025 i Fo ag Fc 600 C2 00 rcs e 6 82 123 6 8 6 96 Fo 6 6 56 5 9 19 5 43 6 44 6 45 6 8
88. 9 110 1013 28 4 Fender DH Models of the humain brain and the surrounding media their influence on the reliability of source localization J clin Neurophysiol 1991 8 381 390 5 Cuffin BN A method for localizing EEG sources in realistic head models IEEE Trans Biomed Eng 1995 42 68 71 6 Yvert B Bertrand O Echallier JF Pernier J Improved forward EEG calculations using local mesh refinement of realistic head model geometries Electroenceph Clin Neurophysiol 1995 95 381 392 7 Henderson CJ Butler SR Glass A The localization of equivalent dipoles of EEG sources by application of electrical field theory Electroenceph Clin Neurophysiol 1975 39 117 30 8 Scherg M Fundamentals of dipole source potential analysis Auditory evoked electric and magnetic fields 1990 40 69 9 De Munck J C Vijn P C M Spekreijse H A pratical method for determining electrode positions on the head Electroenceph clin Neurophysiol 1991 78 85 87 10 Jasper HH The ten twenty electrode system of the International Federation Electroenceph Clin Neurophysiol 1958 10 371 375 192 11 Le J Lu M Pellouchoud E Gevins A A rapid method for determining standard 10 10 electrode positions for high resolution EEG studies Electroenceph Clin Neurophysiol 1998 106 554 558 12 Chatrian GE Lettich E Nelson PL Ten percent electrode system for topographic studies of spontaneaous and evoked EEG activity Am J EEG Technol 1985 25 83
89. 92 13 Oostenveld R Praamstra P the five percent electrode system for high resolution EEG and ERP measurements Clin Neurophysiol 2001 112 713 719 14 Khosla D Don M Kwong B Spatial mislocalization of EEG electrodes effects on accuracy of dipole estimation Clin Neurophysiol 1999 110 261 271 15 Brinkmann B O Brien T Dresner A Lagerlund T Sharbrough W A Robb R Scalp recorded EEG localization in MRI volume data Brain Topography 1998 10 4 245 253 16 Lagerlund T Sharbrough F Jack Jr C Erickson B Strelow D Cicora K Busacker N Determination of 10 20 system electrode locations using magnetic resonance image scanning with markers Electroenceph Clin Neurophysiol 1993 86 7 14 17 Yoo S S Guttmann C Ives J Panych L Kikinis R Schomer D Jolesz F 3D localization of surface 10 20 EEG electrodes on high resolution anatomical MR images Electroenceph clin Neurophysiol 1997 102 335 339 18 Siberg J Vanrumste B Van Hoey G Boon P Verhoye M Van der Linden A Van Dyck D Automatic localization of EEG electrode markers within 3D MR data Magnetic Resonance Imaging 2000 18 485 488 19 Huppertz H Otte M Grimm C Kriesteva Feige R Mergner T Licking C Estimation of the accuracy of a surface matching technique for registration of EEG and MRI data Electroenceph clin Neurophysiol 1998 106 409 415 20 Baumann S C Noll D A modified electrode cap for EEG recordings in MRI scanners Clin Neurophy
90. Blankenburg F Taskin B Curio G Villringer A 2003 Dipole source localization and fMRI of simultaneously recorded data applied to somatosensory categorization Neuroimage 18 3 707 19 Tucker DM 1993 Spatial sampling of head electrical fields the geodesic sensor net Electroenceph Clin Neurophysiol 87 154 63 Wang Y Gotman J 2001 The influence of electrode location errors on EEG dipole source localization with a realistic head model Clin Neurophysiol 112 1777 80 Wang Y Maurer C Fitzpatrick J 1996 An automatic technique for finding and localizing externally attached markers in CT and MR volume images of the head IEEE Trans Biomed Eng 43 6 627 637 Yoo S S Guttmann C Ives J Panych L Kikinis R Schomer D Jolesz F 1997 3D localization of surface 10 20 EEG electrodes on high resolution anatomical MR images Electroenceph clin Neurophysiol 102 335 339 219 Annexe 6 Atlas anatomique des capteurs EEG issus du syst me international 10 10 FP1 2 ln a gt Volume voxels 87 0 19 0 91 0 Talairach mm 21 0 67 0 12 0 Talairach MINT 21 21 68 59 16 60 Talairach grid 1 3 3 9 1 3 Talairach plate b A Gyrus frontalis superior GFs 5 26 mm FPz Volume voxels 109 0 21 0 90 0 Talairach mm 1 0 65 0 11 0 Talairach MINI 1 01 66 57 15 40 Talairach grid 0 1 3 8 1 2 Talairach plate a 4 7 8 Gyrus frontalis medialis GF d 8 45 mm 22
91. Euclidienne entre le centre des marqueurs IRM et la position num ris e Les r sultats obtenus montre une distance moyenne de 2 21 0 97 mm Ensuite l auteur a compar les distances mesur es gr ce a l IRM et gr ce la num risation Le r sultat obtenu donne une erreur moyenne sur les distances inter lectrodes de 0 90 0 67 mm 1 4 4 Comparaison entre la num risation lectromagn tique et la photogramm trie Pour comparer ces deux m thodes Russel et al 2004 37 positions ont t marqu es grace un syst me de pointage de Laser sur une boule bowling dont les dimensions sont calibr es 10 91 cm Columbia 300 White Dot Trois points additionnels ont t plac s pour d finir le r f rentiel g om trique du rep rage spatial Les coordonn es cart siennes calcul es pour le positionnement de ces points ont alors t choisies comme r f rence Chaque ensemble de coordonn es a alors t compar aux coordonn es de r f rence L erreur moyenne moyenne cart type de rep rage spatial des capteurs a t alors estim e 1 27 0 08 mm avec la photogramm trie et a 1 02 0 04 mm avec la num risation lectromagn tique Aucune diff rence significative n est observ e entre ces deux m thodes F 1 70 3 02 Une deuxi me tude s est ensuite port e sur les performances de la photogramm trie chez quatre t moins Un casque de 128 lectrodes GSN 200 Electrical Geodesics Inc Eugene OR a alors
92. F G 3 Lobulus parietalis inferior LP 7 03 mm CP6 Volume voxels 171 0 131 0 104 0 Talairach mm 63 0 45 0 25 0 Talairach MINT 63 64 47 64 24 83 Talairach gid 3 84127 Talairach plate d F G 6 Sulcus lateralis cerebri SI 2 07 mm 243 TPS Volume voxels 172 0 132 0 75 0 Talawach mm 64 0 46 0 4 0 Talairach MINT 64 65 47 31 7 43 Talairach mid 3 8 4 1 0 4 Talairach plate d F G 9 Gyrus temporalis medius GTm 5 94 mm 244 P7 T5 Volume voxels 52 0 151 0 79 0 Talairach mm 56 0 65 0 0 0 Talairach MINI 56 57 67 09 3 43 Talairach mid 3 3 5 1 0 0 Talairach plate d G H 8 9 Gyrus temporalis inferior GT 5 20 mm PS Volume voxels 56 0 153 0 99 0 Talairach mm 52 0 67 0 20 0 Talairach MIND 52 53 70 11 18 23 Talairach mid 3 1 5 2 2 2 Talairach plate c d G H 6 7 Gyrus occipitalis medius GOm 3 33 mm 245 P3 Pl Volume voxels 67 0 154 0 122 0 Talairach mm 41 0 68 0 43 0 Talairach MINT 41 41 72 23 43 21 Talairach mid 2 4 5 2 4 6 Talairach plate c G H 4 Lobulus parietalis inferior LP1 7 72 mm Volume voxels 86 0 157 0 132 0 Talairach mm 22 0 71 0 53 0 Talairach MIND 22 22 75 80 53 93 Talairach mid 1 3 5 4 5 7 Talairach plate b H 3 Lobulus parietalis superior LPs 8 07 mm 246 Pz P2 Volume voxels 109 0 156 0 136 0 Talairach mm 1 0 70 0 57 0 Ta
93. Franssen H Stegeman DF Moleman J Schoobaar RP Dipole modelling of median nerve SEPs in normal subjects and patients with small subcortical infarcts Electroencephalogr Clin Neurophysiol 1992 84 5 401 17 Garnero L Baillet S Renault B Magn toenc phalographie Electroenc phalographie et imagerie c r brale fonctionnelle Annales de l Institut Pasteur actualit s 1998 9 215 26 Gavaret M Badier JM Marquis P Bartolomei F Chauvel P Electrical source imaging in temporal lobe epilepsy J Clin Neurophysiology 2004 21 4 267 282 Gavaret M 2007 Localisation non invasive des activit s intercritiques lectriques et magn tiques dans l pilepsie Validation par la SEEG Th se de Sciences Universit de la M diterran e Marseille Geddes LA Baker LE The specific resistance of biological materials a compendium of data for the biomedical engineer and physiologist Med Biol Eng 1967 5 271 93 Gevins A Brickett P Costales B Le J Reutter B Beyond topographic mapping towards functional anatomical imaging with 124 channel EEGs and 3 D MRIs Brain Topogr 1990 3 1 53 64 Gloor P Neuronal generators and the problem of localization in electroencephalography Application of volume conductor theory to electroencephalography Journal of Clinical Neurophysiology 1985 2 4 327 54 Goncalves S de Munck JC Heethaar RM Lopes da Silva FH van Dijk BW The application of electrical impedance tomography to reduce
94. GE Medical System Freiburg Allemagne Electro gel ECI Ohio Etats Unis Brygel HC Brymore Faetano R publique de San Marin Zero Gel Aspet In Med Quint Fonsegrives France Les gels de conduction suivant sont eux compl tement invisibles en IRM EC2 AstroMed West Warmick Etats Unis Giunta Erasmo Micromed Treviso Italie MicroTen 40 50 et 60 SPM Palerme Italie AmoOQAwWs Les images IRM suivantes montrent les signaux obtenus apr s avoir dispos diff rents gels conducteurs au sein de tubes essai HCR1 HCR1 TEST LOCALISATION ELEC TEST LOCALISATION ELEC 21 A10010405089 A10010405089 GE MEDICAL SYSTEMS i F GE MEDICAL SYSTEMS a b Figure 52 Coupes frontales selon diff rents plans de coupes en Echo de gradient T1 des differents gels de conduction places dans des tubes a essai en fonction de reperes paramagnetiques IRM cercles pointill s jaunes On peut noter sur ces deux coupes la pr sence d hypersignaux due au paramagn tisme de certains gels A B C D E et F 84 Lorsqu on place ces m mes gels l int rieur de cupules en Ag AgCl on n observe aucun hypersignal la diff rence des r sultats obtenus pr c demment Figure 53 Seuls les rep res paramagnetiques IRM cercles pointill s jaunes sont visibles 05 05 2004 Not for diagnostic use GE MEDICAL SYSTEMS Figure 53 Coupe frontale en Echo de gradient T1 des differents gels de conduction plac s a l
95. IND 52 53 29 74 5 88 Talairach mid 3 1 1 7 0 4 Talairach plate c d C 8 Gyrus frontalis inferior GF1 3 45 mm Volume voxels 57 0 59 0 104 0 Talairach mm 51 0 27 0 25 0 Talairach MINT 51 52 26 68 28 63 Talairach mid 3 0 1 6 2 7 Talairach plate c d C 6 Gyrus frontalis medius GFm 3 11 mm 225 F3 Fl Volume voxels 68 0 61 0 124 0 Talawach mm 40 0 25 0 45 0 Talairach MINT 40 40 23 67 50 29 Talairach end 2 4 1 4 4 9 Talairach plate c C 3 4 Gyrus frontalis medius GFm 4 85 mm Volume voxels 86 0 59 0 134 0 Talairach mm 22 0 27 0 55 0 Talairach MIND 22 22 25 26 61 28 Talawach end 1 3 1 6 5 9 Talawach plate b C 2 3 Gyrus frontalis superior GFs 4 71 mm 226 Fz F2 Volume voxels 108 0 59 0 140 0 Talairach mm 0 0 27 0 61 0 Talairach MIND 0 00 24 97 67 81 Talairach mid 0 0 1 6 6 6 Talairach plate a C 2 Gyrus frontalis medialis GF d 8 19 mm Volume voxels 132 0 58 0 135 0 Talairach mm 24 0 28 0 56 0 Talairach MINT 24 24 26 24 62 42 Talairach end 1 4 1 6 6 1 Talairach plate b C 2 3 Gyrus frontalis superior GFs 6 21 mm 22 F4 F6 Volume voxels 150 0 59 0 123 0 Talairach mm 42 0 27 0 44 0 Talarach MINT 42 42 25 78 49 31 Talairach end 2 5 1 6 4 8 Talairach plate c C 3 4 Gyrus frontalis medius GFm 7 59 mm Volume voxels 167 0 57 0 105 0 Talairach mm 59 0 29 0 26 0
96. Imaging 1996 6 1 271 2 Shellock F G Radiofrequency energy induced heating during MR procedures a review J Magn Reson Imaging 2000 12 1 30 6 Siberg J Vanrumste B Van Hoey G Boon P Verhoye M Van der Linden A Van Dyck D Automatic localization of EEG electrode markers within 3D MR data Magnetic Resonance Imaging 2000 18 485 488 Singh M Khosla D and Patel P Correlation of MRI and EEG imaging during visual stimulation Proc 4th Int Conference of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine New York USA 1996 p 1851 160 Slimp JC Tamas LB Stolov WC Wyler AR Somatosensory evoked potentials after removal of somatosensory cortex in man Electroencephalogr Clin Neurophysiol 1986 65 2 111 7 Spitzer AR Cohen LG Fabrikant J Hallett M A method for determining optimal interelectrode spacing for cerebral topographic mapping lectroencephalogr Clin Neurophysiol 1989 72 355 61 Srinivasan R Nunez PL Tucker DM Estimating the spatial Nyquist of the human EEG Behav Res Meth Inst Comp 1998 30 8 19 Steddin S Botzel K A New Device for Scalp Electrode Localization with Unrestrained Head Journal of Neurology 1995 242 65 Stok C J The influence of model parameters on EEG MEG single dipole source estimation IEEE Trans Biomed Eng 1987 34 421 429 Suarez E Viegas MD Adjouadi M Barreto A Relating induced changes in EEG signals to orientation of visual stimuli using t
97. Nancy Universite Universit Henri Poincar AVERTISSEMENT Ce document est le fruit d un long travail approuv par le jury de soutenance et mis disposition de ensemble de la communaut universitaire largie Il est soumis la propri t intellectuelle de l auteur Ceci implique une obligation de citation et de r f rencement lors de l utilisation de ce document D autre part toute contrefa on plagiat reproduction illicite encourt une poursuite p nale gt Contact SCD Nancy 1 theses sciences scd uhp nancy fr Code de la Propri t Intellectuelle articles L 122 4 Code de la Propri t Intellectuelle articles L 335 2 L 335 10 http www cfcopies com V2 leg leg_droi php http www culture gouv fr culture infos pratiques droits protection htm NANCY UNIVERSITE FACULTE DE MEDECINE Ecole doctorale Biologie Sant Environnement THESE Pour obtenir le grade de DOCTEUR DE NANCY UNIVERSITE Sp cialit NEUROSCIENCES Pr sent e et soutenue publiquement Le 19 Novembre 2007 par Laurent KOESSLER Titre de la These MISE AU POINT ET DEFINITION DU POSITIONNEMENT DE NOUVEAUX CAPTEURS EEG COMPATIBLES ET REPERABLES EN IRM APPLICATION A LA LOCALISATION DE SOURCE Directeur de These Pr Herv VESPIGNANI Co Directeur de These Pr Marc BRAUN COMPOSITION DU JURY Pr Jean GOTMAN Rapporteur Pr Patrick CHAUVEL Rapporteur Pr Bernard BIOULAC Examinateur Pr Simon THORNTON Examinateur Pr Herv
98. P INSERM ERI 13 CHU de NANCY Brabois Tour Drouet 4 eme r etage F 54511 VANDOEUVRE Cedex T l 03 83 85 96 59 E mail l koessler chu nancy fr Engagement de l investigateur bonnes pratiques L investigateur s engage ce que cette tude soit r alis e en conformit avec la loi Huriet les lois bio thiques la loi informatique et libert ainsi qu en accord avec les Bonnes Pratiques Cliniques et avec la d claration d Helsinki Toutes les donn es tous les documents et rapports pourront faire l objet d audits et d inspections r glementaires sans que puisse tre oppos le secret m dical L investigateur reconna t que les r sultats de l tude sont la propri t du promoteur 10 2 Contr le de qualit Indiquer la personne responsable de la qualit sa fonction et ses modalit s d intervention CIC quality 10 3 Aspects r glementaires Promoteur Une demande de promotion pourra tre r alis e INSERM CHU avant la soumission du protocole au CCPPRB Le promoteur s engage respecter la l gislation en vigueur Consentement clair des volontaires cf consentements types Les volontaires seront inform s des objectifs et des contraintes de l tude de leurs droits de refuser de participer l tude ou de la quitter tout moment Lorsque l essentiel de l information aura t donn au sujet et lorsque l investigateur se sera assur qu il a bien compris les implications de la participation
99. PES avec la m thode ALLES 100 gt Exemple du sujet sain KOE CE avec l utilisation de la m thode ALLES a R sultats de localisation de source pour le PEV de l i l droit e Enregistrement EEG HR selon le syst me international 10 10 Les lectrodes temporales basses ne figurent pas sur cette repr sentation On peut noter la pr sence des potentiels voqu s visuels P100 dans la r gion occipitale avec une pr dominance gauche 15 39 34 120 Fp1 p Ww AF7 AF a AF F7 AF CP6 P4 TP7 Pz p2 A P6 P3 P1 P5 PO4 T6 T5 PO PO3 50 ms Figure 63 Signaux EEG P100 en r ponse la stimulation de l 1l droit e Cartographie c r brale associ e maximum d amplitude de l onde P100 3 22 15 39 34 105 15 39 34 105 Cz Cz Figure 64 Cartographie c r brale en r ponse a la stimulation de ceil droit 101 e Localisations dipolaire et MUSIC recal es sur l IRM 15 39 34 105 15 39 34 105 15 39 34 105 15 39 34 105 0 00 Unit Figure 66 Localisation MUSIC de l onde P100 obtenue apr s stimulation de l 1l droit 102 b R sultats de localisation de source pour le PEV de P il gauche e Enregistrement EEG HR selon le syst me international 10 10 Les lectrodes temporales basses ne figurent pas sur cette repr sentation On peut noter la pr sence des potentiels voqu s visuels P100 dans la r gion occipitale avec une pr dominance gauche 15 41 41 120 TP7 Fi
100. Putilisateur dans le sens o celui ci peut modifier manuellement la position d un point d tect supprimer un point faussement identifi ou ajouter un point non d tect 138 L originalit de cet outil est l ajout de la labellisation a la m thode de d tection automatique Pour le moment il n existe pas dans la litt rature d outil informatique alliant ces deux tapes Seule l tape de rep rage spatial a t d crite dans quelques publications Yoo et al 1997 Sijbers et al 2000 De plus la diff rence de ces travaux notre m thode de d tection des capteurs EEG en IRM prend en compte la distance s parant le marqueur IRM de la surface du cuir chevelu Cette correction math matique obtenue par calcul vectoriel et d finition d un maillage convexe permet une pr cision optimale du rep rage L apport de la labellisation des capteurs est un plus consid rable dans le sens o la r solution du probl me inverse en localisation de source n cessite la fois les coordonn es x y et z d un capteur mais aussi son nom Ces deux l ments sont donc indissociables L algorithme que nous avons d velopp g n re en fin de processus un fichier contenant le nom et les coordonn es de chacune des lectrodes du syst me 10 10 ce qui permet une utilisation directe de celui ci dans le logiciel de localisation de source Il est important de noter que la labellisation s effectue actuellement sur la base d un modele de c
101. The method has to be accurate fast reproducible and cheap 10 Nowadays the precise level of accuracy necessary or meaningful for surface electrode localization 1s unclear It 1s important to remark that the precision of spatial localization of EEG electrodes is one parameter among others such as the noise in the EEG data which can influence the source localization To conclude it seems that error lower than five millimeters should be necessary for dense arrays of electrodes and source inversion algorithms 1 Among the various methods presented the spatial localization of EEG electrodes with MRI is the most adapted to the source localization because it does not need additional material and permits the use of MRI data in a double way first to perform the segmentation of the MRI in order to construct the realistic head model and second to localize precisely the EEG sensors positioned on the patient s scalp However to improve this method new EEG sensors need to be developed in order to be 1 MR compatible ie with no artifact susceptibility on the MR images 2 MR safe le without induced currents that could harm the subject and finally 3 MR localizable References 1 Brinkmann B O Brien T Dresner A Lagerlund T Sharbrough W A Robb R Scalp recorded EEG localization in MRI volume data Brain Topography 1998 10 4 245 253 2 Chatrian GE Lettich E Nelson PL Ten percent electrode system for topographic studies of spontaneaous and
102. a localisation dipolaire varie de 5 5 mm en x 6 1 mm en y et 5 0 mm en z pour les sujets sains 5 7 mm en x 7 8 mm en y et 8 9 mm en z pour les patients pileptiques Les diff rences observ es ne sont imputables qu au mode de rep rage spatial des capteurs EEG puisque tous les autres param tres s lection de l v nement lectroneurophysiologie position des marqueurs anatomiques mod le de t te sont rest s fixes au cours d une m me tude de localisation de source Ces variations sensiblement identiques quelque soit la direction montrent qu il existe une diff rence faible mais non n gligeable entre les deux m thodes de rep rage Quelques tudes ont montr l influence du rep rage des capteurs EEG sur la localisation dipolaire Khosla et al 1999 Van Hoey et al 2000 Wang et al 2001 L quipe de Khosla et al a montr avec un mod le r aliste de t te qu une erreur moyenne de rep rage des capteurs de 5mm engendrait une erreur de 5mm en position Nos r sultats sont en parfaite ad quation avec les donn es issus de la litt rature Il faut aussi souligner que les erreurs de rep rage spatial des capteurs EEG participent moins aux erreurs de localisation de source que le bruit lectromagn tique environnant Wang et al 2001 Le facteur non n gligeable consid rer est que si les erreurs de rep rage des capteurs sont dues a une d formation g om trique des images IRM lors de l acquisition
103. aire dans des cas tr s particuliers exemple bilans pr chirurgicaux d implanter des lectrodes en profondeur pour enregistrer l activit des g n rateurs lectrophysiologiques intra c r braux Cet examen clinique invasif encore appel st r o lectroenc phalographie SEEG permet de localiser tr s pr cis ment l origine du foyer pileptog ne impliqu dans les crises d pilepsie condition d avoir au pr alable d termin des cibles anatomiques d implantation d lectrodes profondes Talairach et al 1974 La d finition topographique de ces cibles est actuellement faite partir des donn es EEG de surface de l analyse s miologique des crises lectro cliniques des examens d imagerie anatomique IRM et fonctionnelle TEMP TEP et du bilan neuropsychologique Dans les ann es 1975 Henderson et al 1975 est alors apparue une nouvelle m thode de recherche appel e localisation de source qui permet en utilisant de mod les math matiques et biophysiques de localiser de fa on anatomique les g n rateurs d une activit lectrique enregistr e en surface Cette m thode consiste superposer recaler les informations anatomiques et fonctionnelles donn es respectivement par l IRM et l EEG afin d obtenir une excellente r solution spatiale et temporelle Cette technique non invasive appel e EEG Haute R solution HR encore en plein essor actuellement n est que tr s peu utilis e en routine
104. alis e les valeurs correctes de conductivit s chaque individu Un des param tres importants consiste estimer le rapport de conductivit entre le scalp et l os En effet le cr ne a une conductivit anisotrope qui varie en fonction de son paisseur de sa structure et en fonction de la direction du courant qui le traverse Le cr ne a ainsi une conductivit 3 10 fois plus lev e pour les sources qui lui sont tangentielles que pour les sources qui sont radiales par rapport la surface osseuse La notion du caract re filtrant les hautes fr quences du cr ne est fausse au moins jusqu 10 kHz Oostendorp et al 2000 Les valeurs standardis es consid rent notamment l os comme 80 fois moins conducteur que le cerveau et le scalp alors que les mesures in vivo qui commencent tre utilis es par certaines quipes sont plus en faveur d un ratio compris entre 20 et 50 Malmivuo et al 2004 De plus la conductivit de la bo te cr nienne peut galement varier en fonction de volets osseux que ceux ci soient physiologiques fontanelles des enfants ou pathologiques volets osseux suite aux interventions neurochirurgicales Flemming L et al 2005 De m me la conductivit c r brale est elle aussi anisotrope puisqu elle est dix fois sup rieure dans une direction parall le aux fibres que dans une direction perpendiculaire Nicholson et al 1965 et elle d pend aussi de la fr quence des signaux neurophysiologiques Akhtari
105. alors ces erreurs iront dans le m me sens pour la mod lisation des milieux de propagation et le recalage EEG IRM De plus il faut noter que le rep rage des capteurs la mod lisation r aliste de la t te du sujet et le recalage anatomo fonctionnel s effectuent par l interm diaire du rep rage spatial de rep res anatomiques nasion pr auriculaires droit et gauche La m thode ALLES pr sente donc un avantage cons quent par rapport a la num risation lectromagn tique puisque les rep res anatomiques sont rep r s partir de la m me modalit en l occurrence IRM La num risation lectromagn tique pr sente au contraire des erreurs li es au fait que les points anatomiques sont rep r s par deux modalit s diff rentes 143 Enfin il faut souligner que la correspondance du mod le dipolaire varie tr s peu avec l utilisation de l une ou l autre des m thodes 3 8 pour l tude des pointes pileptiques et 5 pour l tude des PE La localisation spatiale qui entre dans le calcul de la localisation dipolaire montre que notre m thode ne perturbe pas la r solution du probl me inverse Par cette tude 1l nous est bien videmment impossible de savoir laquelle des deux m thodes de rep rage donne la localisation la plus pr cise En effet 1l aurait fallu pour cela proc der des enregistrements lectroneurophysiologiques de profondeur encore appel s St r o lectroenc phalographie SEEG pour obteni
106. amique des activit s c r brales gr ce son excellente r solution temporelle Cependant cet examen utilis en routine clinique pr sente une faible r solution spatiale qui est de l ordre sublobaire Cet inconv nient m thodologique est li au faible nombre d lectrodes de surface positionn es sur le cuir chevelu et l interpr tation planaire 2d des trac s EEG obtenus II faut savoir que l investigation de l pilepsie s est d abord fa te gr ce l enregistrement intra cr nien de l activit lectrique c r brale via les techniques d lectrocorticographie ECoG dans les ann es 1930 puis de la st r o lectroenc phalographie SEEG dans les ann es 1950 Gr ce aux progr s technologiques cet examen de surface non invasif a b n fici de d veloppements qui permettent une analyse des signaux de plus en plus fine d une part du point de vue spatial avec le d veloppement de la cartographie c r brale et d autre part du point de vue temporel avec l augmentation des fr quences d chantillonnage du signal EEG N anmoins ces progr s n offrent toujours pas la possibilit en routine clinique de donner une interpr tation volumique des informations lectroenc phalographiques de surface Actuellement le seul traitement curatif de l pilepsie consiste en la r section chirurgicale de la zone responsable des crises d pilepsie Pour obtenir une localisation pr cise de cette zone il est n cess
107. ance magn tique Les capteurs EEG IRM sont laiss s en place sur le cuir chevelu du sujet pendant l examen IRM Pour d finir le positionnement des capteurs EEG en IRM nous avons utilis d une part le logiciel ASA et d autre part l algorithme de d tection et de labellisation automatique ALLES qui a t d velopp pr c demment voir chapitre II 2 Concernant le rep rage avec le logiciel ASA nous avons rep r manuellement les capteurs a l aide d un curseur horizontal et vertical Une fois ce curseur positionn id alement sur les trois coupes axiale transverse et sagittale nous avons localis le centre des marqueurs IRM gr ce une balise cercles bleus Figure 32 Curseur vertical Curseur horizontal Balise i Ais k x R 140 L L 400 R Figure 32 Rep rage manuel d un capteur EEG a l aide du logiciel ASA Une fois le curseur vertical et horizontal positionn sur le marqueur dans les diff rents plans de coupe IRM a Frontal b Transverse et c Sagittal un balise est positionn e boule bleue Une correction math matique a t ensuite appliqu e chacune des coordonn es obtenues de fa on obtenir les coordonn es des capteurs et non celles des marqueurs IRM Voici la m thode utilis e Coordonn es cart siennes marqueurs K y 2 r V 2 y 2 8 cos zr gs tan y x Coordonn es sph rigues marqueurs r 8 0 I Coordonn es sph rigues capteurs r
108. atiale pour pouvoir valuer ce param tre N anmoins les mesures de distances au nombre de 15 par sujet ont t conserv es car pas suffisamment nombreuses La m thode d analyse de la pr cision s est fa te de la m me fa on que pour les patients pileptiques voir chapitre 3 6 1 Nous avons valu les performances de l algorithme chez 10 patients en calculant les param tres suivants le pourcentage de capteurs correctement identifi s vrais positifs le pourcentage de points faussement identifi s comme un marqueur faux positifs le pourcentage de capteurs pr sents mais non identifies faux n gatifs Une analyse s est faite par inspection visuelle au moment de la d tection des capteurs gr ce l interface de l algorithme Un capteur est consid r par l algorithme comme non identifi lorsqu il est insuffisamment pr sent sur les images spot trop petit L utilisation du maillage convexe permet aussi de visualiser rapidement les capteurs manquants Dans ce cas de figure nous avons ajout manuellement sur les images la position des faux n gatifs apr s identification du spot sur l image IRM Cependant tous les capteurs ont toujours t rep r s en IRM seul la taille du spot varie et explique la non d tection par l algorithme Concernant les faux positifs nous avons limin manuellement partir de l interface du logiciel les marqueurs faussement identifi s comme un marqueur pour vit
109. ation lectromagn tique est la m thode la plus couramment utilis e mais la localisation en IRM est une technique prometteuse car elle ne n cessite pas d appareillage suppl mentaire Keywords Electroencephalography EEG Source localization EEG Sensor Spatial localization Magnetic Resonance Imaging MRI 164 Introduction Scalp recorded electroencephalography EEG is a non invasive technique for studying electrical activity of the brain with a high temporal resolution However EEG data are difficult to correlate with anatomy because the electrical activity recorded on the scalp is mainly generated by the underlying cortex making it difficult to identify deep generators Gavaret et al 2004 Source localization techniques combined with MRI make three dimensional representations of electrical generators possible inside the anatomical space of the patient Three steps are necessary to perform this method First it is necessary to model these electrical fields with an equivalent current dipole ECD or with a distributed source model LORETA Minimum Norm EPIFOCUS Secondly a head model which includes the electromagnetic permeability and conductivity and geometrical shape properties of the head volume is generated thanks to the segmentation of MR images Finally to localize the anatomical origin of the electrical events the electrical activity must be co registered in the anatomical space of the patient This co registration
110. ation 1 caract ris en ce que l lectrode lectrophysiologique 1 est mont e dans un support 5 logeant simultan ment le moyen de localisation 4 3 Capteur suivant la revendication 2 caract ris en ce que le support 5 pr sente une partie inf rieure ou base 5 de logement et de maintien de l lectrode lectrophysiologique 1 et une partie sup rieure 5 de fixation et de maintien du moyen de localisation 4 4 Capteur suivant la revendication 1 caract ris en ce que le moyen de localisation 4 compatible avec et rep rable l IRM consiste en une substance visible en IRM par exemple un produit de contraste int gr dans un volume bille cylindre cube en mati re synth tique 5 Capteur suivant la revendication 4 caract ris en ce que la substance visible en IRM est pr f rentiellement constitu par du gadolinium 6 Capteur suivant la revendication 1 caract ris en ce que le support 5 logeant simultan ment l lectrode lectrophysiologique 1 et le moyen de localisation 4 est r alis en une mati re synth tique et l lectrode lectrophysiologique 1 est maintenue dans la base 5 du support 5 par encastrage collage ou moulage alors que le moyen de localisation 4 est maintenu dans la partie sup rieure 5 dudit support 5 par enclenchement d formation lastique 201 10 7 Proc d de r alisation d une lectroenc phalographie haute r solution mis en uv
111. atique capable de d tecter et de labelliser automatiquement chacun des capteurs partir des images IRM Toutes ces questions m me si elles ont t quelques fois abord es dans la litt rature montrent des lacunes m thodologiques et instrumentales qui font que ces techniques ne sont pas actuellement fiables et transposables la clinique L objet de ce travail va donc consister mettre au point et d finir le positionnement de nouveaux capteurs EEG compatibles et rep rables en imagerie par r sonance magn tique Les objectifs secondaires consisteront valuer la pr cision de ce rep rage en IRM par comparaison avec la num risation lectromagn tique et quantifier l influence du rep rage spatial des capteurs sur la localisation de source 2 1 Environnement IRM L environnement IRM est un environnement complexe de travail dans le sens o de nombreuses contraintes sont pr sentes et doivent tre respect es afin de ne pas nuire aux personnes pr sentes dans cet environnement et de ne pas d t riorer la qualit des images diagnostiques Plusieurs publications Shellock et al 1996 et 2000 Keens et al 1996 Jones et al 1996 Felblinger et al 1997 ont d ailleurs d crit tr s pr cis ment les risques li s aux conducteurs pr sents dans le champ radiofr quence En effet dans le cadre notre tude l IRM est caract ris e par la pr sence de deux champs magn tiques potentiellement a risque du fait de la
112. atlab The MathWorks version 6 5 par le Dr Benhadid post doctorant dans le laboratoire IADI INSERM ERI 13 Voici les tapes de traitement qui conduisent a la localisation et la labellisation des capteurs EEG de surface 51 3 2 1 Le Pr traitement Toutes les coupes IRM sont charg es dans Matlab afin de reconstituer un volume IRM 3D sur lequel portera l analyse Un filtre m dian est alors appliqu sur le volume 3D Ce filtre m dian est un filtre spatial statistique qui calcule pour chaque pixel la m diane des niveaux de gris des pixels de sa fen tre On entend par fen tre les pixels environnants centr s autour du pixel qui fait l objet de l analyse Plus pr cis ment pour tout pixel p soit W p la fen tre associ e p on suppose que sa taille W p est impaire car la fen tre est centr e en p exemple fen tre 3 x 3 ou 5 x 5 Etant donn e une image niveaux de gris le filtre m dian transformera en une image J niveaux de gris telle que pour tout pixel p le niveau de gris p est la m diane des niveaux de gris q des pixels q dans la fen tre W p J p wip med Kq a Notons que ce calcul de p se fait en parall le en d autres termes le calcul en un pixel p n influe pas sur le calcul en un pixel voisin g Vu que la m diane en tant que mesure statistique repr sente une alternative a la moyenne le filtre m dian constituera une forme de lissage qu on peut utiliser a la place du lissage
113. avel from a sound generator cursor or stylus to a receiver microphone Fig 5 This method is sensitive to several environmental factors Indeed the speed of sound through air is dependent upon the ambient temperature and humidity Additionally both electro magnetic and ultrasound methods need to digitize each point individually which is time consuming for both the operator and the subject 167 Ultrasound microphone Ultrasound pulse Ultrasound transmitters Fig 5 Principle of Elpos system Zebris Tuebingen Germany 4 The photogrammetry system GPS This system was developed by Electrical Geodesics Inc Eugene USA The method consists in positioning a subject wearing the Geodesic Sensor Net in the center of a polyhedron based photogrammetry structure which has a camera mounted at each of its 11 vertices Fig 6 After verification of the subject s position a Net Station and all the 11 CCD cameras take a single picture simultaneously Fig 6 Positions of the cameras on the dome The GPS system requires a sensor to be visible in at least two cameras to determine its position Once the operator marks the sensors in the acquired images the GPS software determines the sensors correct ID numbers according to the built in GSN sensor layout map 168 and uses triangulation to create a 3D model of the GSN Fig 7 adapted from Russel et al 2005 Camera 2 Camera 1 Camera 3 Le Camera image plane wit
114. btenir des localisations de source fiables puisque les r sultats obtenus ont t confront s avec succ s avec les hypoth ses lectrocliniques des pileptologues 152 Enfin la derni re tude de ce travail a consist a labelliser les structures anatomiques sous jacentes chacun des capteurs et quantifier les variations spatiales engendr es par le collage des soixante quatre capteurs de surface Ce travail original issu du d veloppement de notre algorithme n a jamais t d crit dans la litt rature avec un nombre aussi important de capteur et avec autant d individus Nous avons par cons quent labor un atlas anatomique permettant de rep rer les structures anatomiques dans l espace de Talairach de chaque capteur du syst me international 10 10 Cet outil permettra une meilleure compr hension et une meilleure lecture des trac s d EEG HR recueillis en surface mais aussi une meilleure d finition topographique des aires c r brales dans le cadre de stimulations magn tiques transcraniennes ou de la recherche de l sions l IRM Pour conclure nous avons rendu le rep rage spatial des capteurs EEG de surface beaucoup plus automatique simple et rapide Ces progr s consid rables ouvrent donc une nouvelle voie dans le domaine de localisation de source puisque seulement deux l ments sont maintenant indispensables savoir les examens EEG et IRM L examen d IRM est par cons quent potentialis puisqu il permet a
115. cadre de cette tude tous les mod les r alistes ont t d finis dans le rep re anatomique des sujets nasion pr auriculaires droit et gauche de fa on optimiser le recalage des donn es fonctionnelles et anatomiques 60 3 3 7 Le recalage anatomo fonctionnel Les donn es EEG par le biais du rep rage spatial des capteurs et les donn es IRM ont t acquises selon le m me rep re anatomique propre au sujet consid r Nasion pr auriculaires droit et gauche L ensemble des informations anatomiques et fonctionnelles peut donc tre superpos dans un m me espace tri dimensionnel Cette fusion peut tre contr l e visuellement l aide du logiciel de localisation de source Figure 34 Cette approche qualitative du recalage ne permet pas une mesure pr cise des erreurs effectu es lors de cette op ration Si un d calage se produit des translations ou des rotations peuvent tre faites gr ce au logiciel de localisation de source pour optimiser le recalage Ces m mes param tres de transformations doivent ensuite tre appliqu s aux coordonn es des lectrodes Dans la grande majorit des cas le recalage est correct imm diatement La nouvelle version du logiciel ASA n offre d ailleurs plus la possibilit de faire de telles transformations g om triques En pratique on r alise parfois la num risation du massif facial contour des orbites et du nez pour optimiser le recalage La principale difficult de cette
116. calcul s partir des coordonn es x y des marqueurs IRM Tableau 4 Erreurs de reproductibilit intra et inter observateurs du rep rage IRM et de la num risation lectromagn tique sur fant me de t te Tableau 5 Distances physiques mesur es au pied coulisse PAC et distances moyennes calcul es partir de la num risation lectromagn tique du rep rage manuel en IRM et de la m thode ALLES sur fant me de t te Tableau 6 Etude statistique comparative de la pr cision sur un fant me de t te Tableau 7 Reproductibilit s inter et intra observateurs du syst me de num risation lectromagn tique chez 10 patients epileptiques Tableau 8 Pr cisions obtenues en moyenne par chacune des techniques de rep rage que nous avons test es savoir la num risation lectromagn tique Fastrack et la m thode ALLES en comparaison avec les mesures fa tes au pied coulisse Tableau 9 Influence de la m thode ALLES sur la localisation des g n rateurs de paroxysmes intercritiques en comparaison avec la m thode de num risation lectromagn tique Tableau 10 Influence de la m thode ALLES sur la localisation des g n rateurs de potentiels voqu s en comparaison avec la m thode de num risation lectromagn tique Tableaux 11 Les localisations anatomiques pr sent es sont celles qui ont t retrouv es majoritairement dans la population Les pourcentages signifient le taux de repr sentativit de ces stru
117. cation en insistant sur le support usin liant la fois le capteur et le marqueur 89 Voici la nouvelle premi re revendication Capteur de signaux lectrophysiologiques essentiellement constitu par une lectrode lectrophysiologique 1 munie d une connexion lectrique 2 un c ble de liaison un appareil de d enregistrement et ou de traitement des signaux et d un orifice 3 d introduction de gel de conduction caract ris en ce qu il est pourvu en outre d un moyen de localisation 4 compatible avec et rep rable l IRM l lectrode lectrophysiologique 1 tant mont e dans un support 5 logeant simultan ment le moyen de localisation 4 4 2 D tection et labellisation avec la m thode ALLES Nous avons test notre m thode ALLES dans un premier temps avec un fant me IRM puis dans un second temps chez Homme nombre de sujets 19 Un seul sujet n a pas pu tre trait du fait d art facts de mouvements trop importants sur les images IRM Nous avons choisi d lib r ment pour des raisons explicites de ne vous pr senter que les r sultats obtenus chez 1 Homme Les m mes r sultats ont t obtenus chez le fant me sauf en ce qui concerne la projection des coordonn es des capteurs sur la surface corticale Les r sultats pr sent s ci dessous sont obtenus apres avoir charg la s quence IRM et apr s quelques instants de traitement informatique automatis voir chapitre 3 2 Il faut compter
118. coupled scalp EEG recordings Neuroimage 2007 35 2 583 97 Mine S Yamaura A Iwasa H Nakajima Y Shibata T Itoh T Dipole source localization of ictal epileptiform activity Neuroreport 1998 9 18 4007 13 Mine S Iwasa H Kasagi Y Yamaura A Ictal dipole source analysis based on a realistic scalp skull brain head model in localizing the epileptogenic zone Neurosci Res 2005 51 4 453 61 Mosher JC Baillet S Leahy RM EEG source localization and imaging using multiple signal classification approaches J Clin Neurophysiol 1999 16 3 225 38 Murray MM Michel CM Grave de Peralta R Ortigue S Brunet D Andino SG Schnider A Rapid discrimination of visual and multisensory memories revealed by electrical neuroimaging Neuroimage 2004a 21 125 35 Nicholson PW Specific impedance of cerebral white matter Exper Neurology 1965 13 386 401 Nunez PL Electric fields of the brain The neurophysics of EEG New York Oxford University Press 1981 1 484 Ogawa S Lee TM Nayak AS Glynn P Oxygenation sensitive contrast in magnetic resonance image of rodent brain at high magnetic fields Magn Reson Med 1990 14 1 68 78 159 Okamoto M Dan H Sakamoto H Takeo K Shimizu K Kohno S Oda I Isobe S Suzuki T Kohyama K Dan I Three dimensional probabilistic anatomical cranio cerebral correlation via the international 10 20 system oriented for transcranial functional brain mapping Neuroimage 2004 21 99 111 Okamo
119. ctures au sein de la population Tableau 12 Localisations spatiales et anatomiques des g n rateurs de PES en IRMf et avec la localisation de source Tableau 13 Coordonn es moyennes dans l espace de Talairach gyri et aires de Brodmann AB des capteurs EEG de surface selon le syst me international 10 10 Tableau 14 Variations de localisation anatomique de chacun des capteurs par rapport aux aires de Brodmann Tableau 15 Synth se des r sultats obtenus apr s analyse de signaux de PEV N75 P100 N145 d apr s Di Russo et al 2005 15 Tableaux 16 Abr viations utilis es AB aire de Brodmann ALLES automatic localization and labeling of EEG sensors AMS aire motrice suppl mentaire ASA advanced Source Analysis BOLD Blood Oxygen Level Dependent EKG lectroenc phalographie EEG HR lectroenc phalographie haute r solution EPI echo planar imaging EPIC v nement paroxystique intercritique FOV field of view Champ de vue GOF Goodness of fit Hb desoxyhemoglobine HbO2 oxyhemoglobine ICC intra class correlation INPI institut national de la propri t industrielle IRM imagerie par r sonance magn tique IRMf imagerie par r sonance magn tique fonctionnelle MI membre s inf rieur s MS membre s sup rieur s MUSIC multiple signal classification PAC pied coulisse PES potentiels voqu s somesth siques PEV potentiels voqu s visuels PostC
120. cun dispositif ne regroupant ces deux crit res n a t retrouv Par cons quent nous avons r dig le descriptif de l invention et les revendications li es la protection industrielle que nous souhaitions mettre en place voir Annexe 4 La subtilit de cet exercice a consist d une part a bien mettre en exergue les crit res de nouveaut et d invention li s notre dispositif et d autre part de ne pas trop restreindre les revendications sans quoi la copie de l invention peut tre facilit e Le titre que nous avons donn notre invention est le suivant Capteur de signaux lectrophysiologiques compatible et rep rable en IRM La premi re revendication qui est de surcro t la plus importante est r dig e ainsi Capteur de signaux lectrophysiologiques essentiellement constitu par une lectrode lectrophysiologique 1 munie d une connexion lectrique 2 un c ble de liaison un appareil de d enregistrement et ou de traitement des signaux et d un orifice 3 d introduction de gel de conduction caract ris en ce qu il est pourvu en outre d un moyen de localisation 4 compatible avec et rep rable l IRM Cette demande de brevet d invention a t d pos e le 8 Juin 2006 sous le num ro 0652056 Les organismes demandeurs et d positaires de ce brevet d invention sont gt TECHNOLOGIE ERGONOMIE APPLICATIONS SA Technop le de Nancy Brabois 3 Rue du Bois Ch ne le Loup BP
121. d obtenir des images anatomiques fines et contrast es du cerveau Grace cette imagerie il sera alors possible d une part de reconstruire virtuellement un mod le biophysique des courants de propagation lectroneurophysiologique mais aussi d effectuer apr s traitement math matique un recalage des donn es fonctionnelles EEG dans l espace anatomique du patient Le recalage des deux modalit s savoir fonctionnel avec l lectroenc phalographie et morphologique avec l imagerie par r sonance magn tique permet ainsi de d finir de fa on non invasive et tr s pr cise la position de la zone op rer afin d aboutir un traitement efficace de l pilepsie Actuellement pour r aliser une telle mesure appel e lectroenc phalographie haute r solution 1l est n cessaire d utiliser un casque munis d lectrodes puis de les rep rer en position par une num risation lectromagn tique Un tel proc d fournit les coordonn es cart siennes de chacune des lectrodes de sorte que le probl me inverse li aux tudes de localisation de source puisse tre r solu A ce jour le d roulement d un lectroenc phalogramme haute r solution s effectue par un positionnement pr alable du casque sur le cuir chevelu du sujet par un enregistrement de l lectroenc phalogramme num ris suivi d une s lection des v nements paroxystiques Il est alors proc d un rep rage tridimensionnel des lectrodes lectroenc
122. de cette r solution n est pas la m me selon que l on modifie la taille du pixel ou l paisseur de coupe La r duction de la taille du pixel qui est le rapport du champ de vue FOV sur le nombre d l ments constitutifs de la matrice de l image est perceptible directement car l image appara t alors mieux d finie La r duction de l paisseur de coupe est plus subtile percevoir sur l image car m me si la r solution augmente moins de structures diff rentes sont confondues dans l paisseur de coupe effet de volume partiel 37 Le choix de l paisseur de coupe est capital pour la d tection en IRM Une l sion ou un marqueur pr sentant un contraste fort avec les structures saines environnantes sera encore visible m me si elle n est pas totalement incluse dans la coupe Par contre si le contraste est faible cette l sion ne sera visible que si elle est totalement incluse dans l paisseur de coupe Figure 14 e Figure 14 D tection d une l sion selon le contraste d une image Un objet pr sentant un fort contraste et inclus dans l paisseur de coupe appara tra sur l image IRM l inverse un m me objet inclus que partiellement dans l paisseur de coupe ne sera pas visible sur l image A faible contraste l paisseur de coupe doit tre deux fois plus faible que le diam tre du plus petit objet recherch La seconde caract ristique concerne le contraste de l image En effet le contraste en
123. de fa on alternative en prenant soin que ceil controlat ral soit ferme Pour l enregistrement des signaux de potentiels voqu s somesth siques nous avons choisi comme lectrode de r f rence O et FP pour les potentiels voqu s visuels 3 3 3 La s lection des v nements lectrophysiologiques Deux types d v nements lectrophysiologiques ont t tudi s dans le cadre de notre projet Premi rement nous avons tudi chez des patients pr sentant une pilepsie partielle pharmaco r sistante des v nements paroxystiques intercritiques exemple pointes pileptiques ondes delta a front raide Ces grapho l ments pathologiques de d but et de fin brutaux sont g n ralement focalis s c est dire ne concernant que quelques capteurs EEG et r p t s intervalles de temps le plus souvent irr guliers 56 Ils doivent avoir une amplitude au moins deux fois sup rieure l activit de fond Figure 29 d apr s l EEG de la technique a clinique Herv Vespignani John Libbey 2003 Figure 29 Exemple de paroxysmes intercritiques o toutes les voies EEG ont t superpos es Sur cette figure on peut noter la pr sence d un excellent rapport signal bruit puisque le paroxysme se d gage nettement de l activit de fond Apr s avoir identifi visuellement les v nements paroxystiques intercritiques nous avons alors positionn sur ceux ci trois curseurs l aide du logiciel
124. de gradient SPGR paisseur de coupe 1 2 mm Matrice 1927192 FOV 23cm Le temps d acquisition de cette s quence est de 13min07sec avec un TR Temps de r p tition de 20msec un TE Temps d mission de 3ms et un angle de bascule de 35 Ces caract ristiques permettent d obtenir un voxel isotrope en l occurrence cubique 1 2 1 2 1 2 ce qui augmente l efficacit de la segmentation lors de la mod lisation du volume conducteur Dans le cas contraire des difficult s peuvent tre rencontr es lors des diff rentes op rations de morphologie math matique dilatation rosion ouverture fermeture r aliser pour segmenter les diff rentes structures c r brales variation anisotrope du mod le 57 Les coupes IRM doivent tre plac es de mani re a ce que le volume englobe l ensemble de la t te d une oreille a l autre et de la base du cou jusqu au vertex Il est conseill de prendre un volume un peu plus grand pour viter la pr sence d art facts de repliement Figure 30 IRM anatomique haute d finition selon les trois plans de coupe frontal transverse et sagittal de gauche a droite 3 3 5 Le rep rage spatial des capteurs 3 3 5 1 La num risation lectromagn tique Cette premi re m thode a consist rep rer les capteurs gr ce un syst me de num risation lectromagn tique Fastrack Polhemus Colchester Etats Unis Le principe de ce syst me consiste rep rer la position d
125. de la projection plane des capteurs Reconstruction spatiale des 64 capteurs d tect s et labellis s automatiquement gr ce notre algorithme Illustrations de la projection corticale des capteurs EEG selon une vue de dessus et lat rale Courbes de corr lation entre les distances mesur es au pied coulisse PAC et celles calcul es avec la num risation lectromagn tique et la m thode ALLES Signaux EEG P100 en r ponse la stimulation de ceil droit Cartographie c r brale en r ponse la stimulation de I ceil droit Localisation dipolaire de l onde P100 obtenue apr s stimulation de I ceil droit Localisation MUSIC de l onde P100 obtenue apr s stimulation de ceil droit Signaux EEG P100 en r ponse la stimulation de l 1il gauche Cartographie c r brale en r ponse la stimulation de l 1l gauche Localisation dipolaire de l onde P100 obtenue apr s stimulation de ceil gauche Localisation MUSIC de l onde P100 obtenue apr s stimulation de l 1l gauche Signaux EEG N20 en r ponse la stimulation du m dian droit Cartographie c r brale en r ponse la stimulation du m dian droit Localisation dipolaire de l onde N20 obtenue apr s stimulation du m dian droit Localisation MUSIC de l onde N20 obtenue apr s stimulation du m dian droit Signaux EEG N20 en r ponse la stimulation du m dian gauche Cartographie c r brale en r
126. de localization is unclear In fact the accuracy of the spatial localization of the EEG electrode is just a parameter among many others which can influence source localization Wang et al 2001 According to the literature precision of less than five millimeters 1s necessary for dense arrays of electrodes and a source inversion algorithm Brinkmann et al 1998 Of the various techniques proposed spatial localization of EEG electrodes with MRI is the approach most appropriate to the source localization problem since it does not require additional materials and experienced users Furthermore the MRI data can be used to infer a realistic model of the head which would help in very accurately localizing the source generator Sijbers et al 2000 Koessler et al 2007 Few automatic algorithms designed to localize EEG sensors in MRI volume data have previously been described Sijbers et al 2000 Yoo et al 1997 Wang et al 1996 The surface matching algorithms among them have been shown to be robust and accurate in many applications West et al 1996 O Brien et al 1998 Hogan et al 1996 All of these methods used morphological operations opening closing dilatation erosion etc to detect EEG sensors but these algorithms were not successful in clinical practice due to the lack of dedicated EEG sensors and the difficulty in labeling the electrodes on the MRI data In this paper we describe an automatic method for detecting and labelin
127. de source il a ensuite t propos d augmenter la densit d lectrodes au dessus de la zone d int r t Spitzer et al 1989 Srinivasan et al 1998 Le r sultat de la r solution du probl me inverse avec un chantillonnage non uniforme du champ potentiel peut amener des r sultats compl tement faux comme 1l est montr dans la Figure 18 Cette tude de potentiels voqu s visuels P100 a t r alis e chez 12 sujets avec un mod le sph rique de t te et un algorithme LORETA Cette tude a d abord t effectu e avec 46 lectrodes dispos es de fa on homog ne sur le scalp Figure 18 l extr me gauche puis des lectrodes ont t retir es au niveau frontal pour l analyse 3 figures centrales Enfin 19 lectrodes ont t r parties de fa on homog ne avant de r aliser l tude de localisation de source Figure 18 l extr me droite Il faut noter que lorsqu on enregistre le signal EEG seulement dans la zone d int r t avec 19 lectrodes on observe un foyer frontal Par contre lorsqu on sous chantillonne spatialement en passant de 47 28 lectrodes on observe un foyer occipital De plus 1l est important de remarquer qu une distribution homog ne engendre une localisation de source occipitale m me si le nombre d lectrodes est r duit Dans cet exemple la composante PI du potentiel voqu visuel est localis e progressivement plus au niveau frontal lorsque les lectrodes fron
128. des de localisation de source chez les patients et les sujets sains et donc de comparer la pr cision des deux m thodes de localisation des capteurs Cet examen d EEG HR termin le sujet sera alors pr sent en neuroradiologie pour un enregistrement IRM haute d finition 1 4 Nombre de sujets n cessaires Nous souhaitons inclure 10 patients pr sentant une pilepsie partielle pharmaco r sistante candidats la chirurgie et 10 sujets volontaires sains 1 5 Crit re d valuation principal Mesure et comparaison de la position des lectrodes et des distances inter lectrodes obtenues par Polhemus et par rep rage IRM par rapport aux mesures physiques de r f rence 177 2 LISTE DES ABREVIATIONS EEG Electroenc phalogramme EEG HR Electroenc phalogramme haute r solution IRM Imagerie par R sonance Magn tique EPIC Ev nement paroxystique inter critique SEEG St r oenc phalographie 3 JUSTIFICATION DE L ETUDE Pr ambule Le Laboratoire IADI INSERM ERII3 s int resse particuli rement au d veloppement de capteurs sp cifiques pour l Imagerie par R sonance Magn tique IRM En collaboration avec le service de neurologie et de neuroradiologie du CHU de Nancy et en partenariat avec la soci t FMA France Maintenance Automatisme un nouveau capteur amagn tique et rep rable l IRM a vu le jour Ce capteur EEG IRM sera utilise dans le cadre de cette tude de rep rage spatial IRM Contexte
129. determining standard 10 10 electrode positions for high resolution EEG studies Electroenceph clin Neurophysiol 1998 106 554 558 Oostenveld R Praamstra P the five percent electrode system for high resolution EEG and ERP measurements Clin Neurophysiol 2001 112 713 719 Russel GS Eriksen KJ Poolman P Phan Luu Tucker Don M Geodesic photogrammetry for localizing sensor positions in dense array EEG Clinical Neurophysiology 2005 116 1130 1140 Siberg J Vanrumste B Van Hoey G Boon P Verhoye M Van der Linden A Van Dyck D Automatic localization of EEG electrode markers within 3D MR data Magnetic Resonance Imaging 2000 18 485 488 Steddin S B tzel K A New Device for Scalp Electrode Localization with Unrestrained Head Journal of Neurology 1995 242 65 Tucker DM Spatial sampling of head electrical fields the geodesic sensor net Electroenceph Clin Neurophysiol 1993 87 154 63 Wang Y Gotman J The influence of electrode location errors on EEG dipole source localization with a realistic head model Clin Neurophysiol 2001 112 1777 80 Wang Y Maurer C Fitzpatrick J An automatic technique for finding and localizing externally attached markers in CT and MR volume images of the head IEEE Trans Biomed Eng 1996 43 6 627 637 Yoo S S Guttmann C Ives J Panych L Kikinis R Schomer D Jolesz F 3D localization of surface 10 20 EEG electrodes on high resolution anatomical MR images Electroenceph clin Ne
130. e tant donn la plage temporelle sur laquelle se sont effectu es nos tudes 145 Cette r ponse P22 n a pas encore t localis e tr s pr cis ment dans le sens o des tudes montrent des localisations en arri re du sillon central dans le cortex somatosensoriel et en avant dans le cortex pr moteur Franssen et al 1992 Buchner et al 1995 Nos tudes de localisation de source avec la m thode ALLES retrouvent dans la grande majorit des cas des dipolaires orient s de fa on tangentielle la surface et des cartographies bipolaires avec une zone d inversion de polarit centr e sur le sillon central Cette derni re constatation a t plusieurs fois d crite dans la litt rature Deiber et al 1986 Concernant maintenant la localisation des PES des membres inf rieurs nous avons obtenu des r sultats plus h t rog nes m me si les structures anatomiques impliqu es sont tr s voisines Les localisations dipolaires et MUSIC pr sentent un positionnement anatomique au niveau des gyri pr centraux de l aire motrice suppl mentaire AMS et du gyrus cingulaire m dian Cette r partition centrale inter h misph rique des PES des membres inf rieurs a donc plus tendance migrer du gyrus cingulaire au gyrus pr central en passant par PAMS A l inverse des dipoles des PES des membres sup rieurs les dip les obtenus pr sentent une orientation radiale Cette donn e a d j t d crite auparavant dans la lit
131. e essentiellement la nouveaut du dispositif car 1l existe actuellement d autres lectrodes compatibles mais non rep rables en IRM et en IRMf Pour cela nous avons r alis de nombreux essais pour am liorer l ergonomie du syst me et la fiabilit de l assemblage Des tests de collage de d collage et de nettoyage ont t pratiqu s pour tester la validit du dispositif Le prototype une fois termine nous avons d cid de valider du point technologique notre capteur Cette tape de valorisation industrielle de notre dispositif a t permise au terme d une expertise men e par l INPI Institut National de la Propri t Industrielle 137 Nous avons obtenu apr s un rapport de recherche pr liminaire et une contre argumentation les crit res de brevetabilit en terme d innovation et d inventivite Ce travail tres enrichissant nous a permis d avoir une reflexion industrielle en plus de celle scientifique sur la conception et le d veloppement de nouvelles technologies Il est important de souligner les difficult s rencontr es lors de ce travail a savoir l criture sp cifique du brevet et la terminologie associ e a la propri t industrielle la longueur de la proc dure qui est toujours en cours actuellement et la rigueur scientifique dans l criture des revendications qui prot gent notre invention L aide du cabinet d expertise a donc t tr s importante dans l aspect r dactionnel et les crit
132. e 1 3 et 5 Le moyen de localisation 4 compatible avec et rep rable l IRM consiste en une substance d tectable en IRM titre d exemple un produit de contraste l IRM de pr f rence int gr dans un volume en mati re synth tique Le produit de contraste l IRM est avantageusement constitu par du gadolinium Le support 5 logeant simultan ment l lectrode lectroenc phalographique 1 et le moyen de localisation 4 est avantageusement r alis en une mati re synth tique et l lectrode lectroenc phalographique est maintenue dans la base 5 du support 5 par collage alors que le moyen de localisation 4 est maintenu dans la partie sup rieure 5 dudit support 5 enclenchement d formation lastique Ainsi l ensemble du capteur est parfaitement homog ne et les diff rentes pi ces constitutives sont solidement reli es entre elles un d montage facile du moyen de localisation 4 restant possible Le capteur conforme l invention permet a titre d exemple la mise en uvre d un proc d de r alisation d une lectroenc phalographie haute r solution consistant positionner des capteurs sur le scalp ou cuir chevelu d un patient r aliser un enregistrement de l lectroenc phalogramme num ris puis acqu rir l IRM anatomique et la localisation spatiale des capteurs et enfin mod liser le mod le de propagation des courants lectroneurophysiologiques volume conducteur et appliquer une m
133. e 12 M thode de rep rage spatial des capteurs EEG gr ce la photogramm trie Chacun des capteurs est localis grace au champ de vue de plusieurs cam ras A titre d exemple 3 cam ras sont 1c1 repr sent es sur les onze existantes L avantage d une telle m thode est la libert totale de mouvement de la t te du patient et son immobilisation restreinte pour la localisation spatiale de l int gralit des capteurs La dur e d acquisition est tr s courte et donc offre un meilleur confort pour le sujet Par contre l image des syst mes de num risation la photogramm trie n cessite un investissement mat riel cons quent De plus ce syst me ne peut fonctionner qu avec l utilisation du bonnet adapt Geodesic Sensor Nets Electrical Geodesics Inc Eugene Etats Unis Il est aussi tr s important de noter que le rep rage s effectue semi manuellement l op rateur positionne des marqueurs sur les images et donc peut s av rer fastidieux et entach d erreurs humaines de rep rage 30 13 5 Le rep rage spatial grace l IRM Plusieurs quipes ont utilis cette m thode pour d terminer les coordonn es spatiales des lectrodes EEG Lagerlund et al 1993 Yoo et al 1997 Brinkmann et al 1998 Sijbers et al 2000 Diff rents dispositifs ont cependant t choisis pour visualiser la position des lectrodes sur le scalp Yoo et al en 1997 ont con u un syst me de capsules en plastique rempli de
134. e a t tr s largement d crite dans la litt rature Figure 46 Organes penta Dors Gencives Machore Figure 46 Coupe frontale r alis e au niveau du cortex somato sensoriel au travers du gyrus post central dans un seul h misph re d apr s Penfield et Rasmussen 1952 Neurosciences Bear M Connors B Paradiso M Ed Pradel 2001 Nous avons r alis en plus du protocole d crit dans le chapitre 3 6 2 des examens d IRM fonctionnelle chez quatre sujets sains volontaires Les phases de stimulation ont consist exciter m caniquement les r cepteurs sensoriels l aide d une brosse chirurgicale au niveau de la paume des mains et les doigts pouce index majeur innerv s par le nerf m dian 3 patients La vo te plantaire qui correspond au territoire innerv par le nerf tibial 1 patient L acquisition et le traitement des donn es d IRMf sont d crits dans le chapitre 3 4 Pour comparer les r sultats issus de ces deux m thodes diff rentes nous avons d une part analys les coordonn es spatiales x y et 7 de l isocentre des clusters activ s en IRM fonctionnelle et d autre part les coordonn es spatiales obtenues avec la mod lisation dipolaire des PES Les variations spatiales en Ax Ay et Az ont t valu es 77 Pour comparer ces coordonn es nous avons exprim celles ci dans le r f rentiel standardise de Talairach Figure 47 Enfin grace au logiciel Talairach Daemon n
135. e avait pour objectif premier de valider la compatibilit de notre capteur avec les examens d IRM fonctionnelle aucun art fact de repliement d image n1 de distortion locale du champ magn tique n a t observ De fa on identique la s quence en cho de gradient les patients n ont ressenti aucune augmentation de temp rature au niveau du cuir chevelu Sur les images IRM l absence d artefacts confirme la puret des lectrodes d Ag AgCl utilis es dispositifs couramment utilis s par les quipes de recherche qui combinent l EEG et l IRMF Le second objectif tait d tudier la localisation du cortex sensoriel avec la localisation de source obtenue avec la m thode ALLES et la localisation des foyers d hyperactivation en IRMf Les r sultats de cette tude montrent une variation spatiale des g n rateurs intra c r braux relativement faible entre les deux techniques puisqu elle est de l ordre de 6 0 mm en x de 6 1 mm en y et de 5 7 mm en 7 Les localisations anatomiques sont majoritairement centr es autour de la r gion centrale avec des localisations souvent pre centrales avec la localisation de source et des localisations pre et post centrales en IRMf 146 Ces variations peuvent s expliquer par le fait que cette tude ne localise pas exactement les m mes g n rateurs tant donn que la stimulation dans le cadre des PES g n re une r ponse motrice alors que ce n est pas le cas en IRMf De pl
136. e casquette Figure 56 Le second brevet d pos par Masters et al concerne le conditionnement et la fabrication des substances IRM dont paramagn tiques Ces deux brevets m me s ils sont tr s proches du domaine de notre invention ne permettent pas a notre sens d aboutir ais ment a notre dispositif En effet nous avons invent la diff rence de ces syst mes brevet s un dispositif de maintien du capteur et du marqueur pour former un ensemble utilisable en clinique III N 144 Figure 56 Illustration du syst me d acquisition et de positionnement de capteurs EEG d crit dans le brevet de Manoli et al La publication cit e dans le rapport d expertise concerne les travaux de Yoo et al en 1997 Ces travaux anciens montrent la mise en uvre d un capteur EEG rep rable en IRM mais peu ergonomique et donc non utilisable en clinique De ce fait la mise en uvre de ce capteur dans le cadre de notre application en EEG HR n est pas envisageable Notre dispositif de part ses caract ristiques ergonomiques dimensions forme consiste donc en une am lioration du dispositif pr sent dans cette publication qui n a d ailleurs abouti aucun brevet Pour faire suite ce rapport de recherche pr liminaire et ainsi montrer le caract re inventif de notre capteur nous avons envoy l expert une contre argumentation qui reprend les points not s ci dessus De plus nous avons modifi notre premi re revendi
137. e ce syst me sont donc tr s op rateurs d pendants Enfin 1l faut noter que ce dispositif est tr s sensible l environnement ext rieur objets m talliques montre ordinateur temperature etc ce qui engendre beaucoup d erreurs de localisation Enfin le co t d un tel syst me est relativement lev 28 1 3 3 La num risation ultrasonore L utilisation d instruments ultrasonores Zebris Tuebingen Germany permet d estimer les coordonn es spatiales des lectrodes EEG Steddin et al 1995 en mesurant le temps coul entre l impulsion ultrasonore envoy e par un stylet et l arriv e du son au niveau d un microphone Figure 10 Cette m thode est tr s sensible l environnement En effet les variations de temp rature et d humidit influencent la vitesse du son dans l air ambiant De plus l image de la num risation lectromagn tique chaque lectrode doit tre num ris e individuellement ce qui n cessite du temps la fois pour l op rateur et le sujet consid r Microphone ultrason impulsion ultrasonore 7 Emetteurs ultrasonores Figure 10 Dispositif de num risation ultrasonore Elpos Zebris Des ondes ultrasonores sont envoy es gr ce un stylet positionn sur le capteur EEG de surface jusqu un r cepteur Par calcul du temps coul et la connaissance de la vitesse du son 1l est possible d estimer la localisation spatiale des lectrodes EEG 1 3 4 La
138. e cette zone pathologique soit unique et situ e dans une r gion non fonctionnelle du cerveau Dans la perspective d une chirurgie de l pilepsie la localisation anatomique des activit s pathologiques recueillies en surface est fondamentale L exploration pr chirurgicale va alors avoir comme but de d terminer la localisation de la zone epileptogene qui est l origine des crises d pilepsie Pour r aliser un tel bilan il est n cessaire de prendre en compte l anamn se et l examen clinique du patient l tude de la s miologie des crises et l EEG des crises enregistrements EEG vid os longues dur es l examen neuropsychologique et l imagerie morphologique c r brale Quelques fois des analyses plus pouss es donnent lieu des examens d imagerie fonctionnelle c r brale ainsi qu tude des crises l aide d lectrodes profondes utilis es en st r o lectroenc phalographie SEEG La SEEG restant n anmoins un examen invasif qui comporte des risques op ratoires pour le patient et cette technique n est bien videmment accessible que pour quelques groupes de patients 179 Les progres techniques apport s ces derni res ann es par EEG num ris fr quence d chantillonnage lev e modification du filtrage de l amplitude etc ont r volutionn la neurophysiologie et ont permis une analyse plus fine des signaux recueillis a la surface du scalp Des mod les biophysiques ont t
139. e chacune des lectrodes l aide d un champ lectromagn tique g n r par un transmetteur positionn juste devant la t te du sujet distance t te transmetteur lt 75 cm Figure 31 Le point num ris est alors rep r gr ce un stylo lectromagn tique et par rapport trois metteurs positionn s sur le scalp du patient Ces metteurs doivent tre dispos s de mani re former un triangle quilat ral pour obtenir les mesures les plus optimales rep rage par triangulation La num risation s est effectu e dans un environnement d pourvu d l ments ferromagn tiques crans pi ces m talliques PC montre etc de fa on ne pas perturber le champ lectromagn tique permettant les mesures En pratique la num risation des capteurs est pr c d e par le rep rage spatial du nasion et des pr auriculaires qui d finissent ainsi le rep re anatomique utilis pour le recalage avec l IRM Le dispositif Fastrack effectue ce changement de rep re g om trique directement l aide du logiciel EEtrack ANT Enschede Pays bas que nous avons utilis Stylet Emetteur dun _ TA x ag s Emetteur Transmetteur Champ lectromagn tique R cepteurs Figure 31 Dispositif de num risation lectromagn tique Fastrack Polhemus Colchester Etats unis 58 3 3 5 2 Le rep rage grace PIRM La seconde m thode de rep rage consiste a rep rer les capteurs EEG grace a l imagerie par r son
140. e concave d une lectrode nous avons observ une invisibilit totale Ce constat peut tre expliqu par la trop faible quantit de gel pr sent l int rieur d une cupule valu e 0 2 mL La d tection d un volume aussi faible et dispers sous une cupule ne peut donc tre mis clairement en vidence avec les s quences IRM 3D TI couramment utilis es dans les protocoles pour patients pileptiques Le second r sultat obtenu concerne les marqueurs IRM Nous avons montr l excellente visibilit des deux dispositifs tudi s savoir les marqueurs anatomiques multi modalitaires et les billes de gadolinium Au terme des tests de d tection en IRM nous avons vu que les billes de gadolinium ont donne de meilleurs r sultats car elles pr sentent un hypersignal plus important et plus focalis un seul spot a la diff rence des marqueurs anatomiques qui pr sentent des hypersignaux dispers s En terme de pr cision les deux syst mes sont quivalents puisque les carts observ s sont non significatifs Notre choix s est donc port sur les billes de gadolinium car elles pr sentent un signal en IRM facilement d tectable de part sa forme et elles permettent un calcul math matique du barycentre plus ais pour le rep rage spatial La r alisation d un prototype a t faite autour de l usinage d un support plastique et de l assemblage de la cupule avec un marqueur C est d ailleurs sur ce point que r sid
141. e convexe Apr s avoir d tect les points correspondant aux marqueurs IRM l algorithme construit alors un maillage convexe selon la m thode de triangulation de Delaunay Ce maillage 3D correspond a la plus petite enveloppe constitu e de t tra dres contenant l ensemble des marqueurs Figure 58 Figure 58 Vue de dessus et de droite du maillage convexe obtenu partir de l IRM d un sujet Chaque intersection du maillage correspond la position d un marqueur Les couleurs repr sentent ici l altitude 7 de chaque l ment constitutif du maillage 4 2 3 La projection plane La troisi me tape de traitement consiste projeter les coordonn es spatiales obtenues pr c demment sur un ellipso de de fa on pouvoir proc der l tiquetage de chacun des points d tect s En effet gr ce cette projection et la connaissance de l organisation spatiale des capteurs dans le syst me 10 10 il est possible ensuite de labelliser chacun des points contenus dans l ellipso de Voici le r sultat obtenu apr s projection plane des marqueurs Figure 59 Y po 40 20 Co 20 40 60 100 60 60 40 20 0 20 40 60 aQ 100 x Figure 59 Vue de dessus de la projection plane des capteurs 91 On peut noter clairement l aide de cette figure la bonne disposition des capteurs selon le syst me international 10 10 Il est important de noter que les lectrodes temporales basses d tect es
142. e d une coupe de 10mm d paisseur une coupe de 5mm le rapport C B est divis par deux De m me des variations de champ de vue FOV et de matrice influencent le rapport C B R duire le champ de vue de moiti dans les deux directions diminue la surface du pixel par quatre et le rapport C B par quatre Augmenter la taille de la matrice par deux dans les deux directions diminue galement ce rapport S B par quatre En conclusion la notion de compromis est toujours pr sente car toute modification de la taille du voxel fait varier en sens inverse la r solution en contraste et la r solution spatiale 2 4 Influence du rep rage spatial des capteurs EEG sur la localisation de source Etant donn que le calcul de la position de la source d pend de la position des capteurs EEG sur le scalp toutes erreurs de rep rage spatial engendrent des erreurs de localisation de source Cependant des tudes ont montr que les conditions d enregistrement du signal EEG avec ou sans bruit avaient une influence plus importante sur la localisation de source que le reperage spatial des capteurs de surface Khosla et al 1999 Van Hoey et al 2000 Wang et al 2001 Les premi res tudes s int ressant a l influence du rep rage spatial des capteurs sur la localisation de sources se sont faites sur des mod les sph riques de t te avec une configuration d lectrodes respectant le syst me 10 20 Des erreurs ont alors t introduites math mati
143. e mod le de dip le quivalent moving dipole et le mod le MUSIC 74 De fa on estimer les erreurs li es l utilisation de notre nouvelle m thode de rep rage nous avons analys les m mes pointes intercritiques avec les coordonn es obtenues d une part avec la num risation lectromagn tique et d autre part avec notre m thode ALLES Pour quantifier ces erreurs nous avons calcul la distance s parant le mod le dipolaire obtenu avec le syst me Fastrack puis avec notre m thode Nous avons utilis la mod lisation dipolaire pour sa pr cision car elle fournit une localisation tr s pr cise en x y et z la diff rence de la mod lisation MUSIC qui utilise une matrice pr d finie A titre d exemple si on analyse une pointe intercritique avec les coordonn es du syst me de num risation lectromagn tique et qu on obtient un dipdle Dy de coordonn es spatiales Xa Yn Zn et que pour cette m me pointe avec les coordonn es ALLES on obtient cette fois un dip le Da de coordonn es Xa Ya Za nous pouvons donc valuer l erreur comme tant la distance d d 4 x 2x Ya H z 2 L ensemble des distances de a ensuite t moyenn pour valuer les diff rences obtenues entre l utilisation de la num risation lectromagn tique et la m thode ALLES pour la localisation de source Nous avons aussi estim les variations absolues de correspondance du mod le dipolaire Goodness of fit
144. e position 10 Stylus Receiver Transmitter Electro magnetic field Receivers Fig 4 Electro magnetic digitization with Fastrack system Moreover this system allows as well the digitization of the patient s face nose eyes and lips in order to improve the co registration of EEG and MRI This technique is actually the reference method to localize EEG electrodes 1 7 10 The advantages of the Fastrack system are a reasonable accuracy and the speed of localization The time to digitize sixty four electrodes is about ten minutes and the accuracy is about 8 millimeters according to the manufacturer s data However individual point measurement is error prone because accurate mechanical positioning of the stylus must be repeated many times This system presents another disadvantage since the digitization mechanism is very sensitive to environmental conditions temperature humidity magnetism electric fields etc and so very difficult to use in a clinical situation Besides this system gives 3D Cartesian coordinates which are of little use without further transformations Additional software is necessary with the Fastrack system in order to perform a source localization study The electro magnetic system is consequently very expensive 3 The ultrasound digitization Using an ultrasound digitization device Zebris Tuebingen Germany 3D Cartesian positions are estimated by measuring the time it takes for a sonic impulse to tr
145. e source qui reste encore l heure actuelle tr s peu op rationnelle 34 Chapitre II Positionnement du probleme La nouvelle m thode de rep rage spatial des capteurs EEG en IRM que nous avons souhait mettre en place a suscit d embl e plusieurs interrogations concernant la pr cision du rep rage spatial de l imagerie par resonance magn tique le ferromagn tisme des mat riaux utilis s en EEG la mise en vidence d tection d l ments plac s dans un champ IRM La probl matique pos e regroupe donc plusieurs questions telles que gt Peut on utiliser l examen d IRM anatomique pour localiser de fa on fiable et pr cise les capteurs EEG de surface gt Dans le cadre de la localisation de source peut on potentialiser l examen IRM en Putilisant dans un double but c est dire pour 1 obtenir l imagerie anatomique du sujet qui servira aussi la mod lisation des milieux de propagation et 2 obtenir les coordonn es spatiales des capteurs EEG gt Quels capteurs EEG mat riaux et conducteurs choisir pour permettre une excellente compatibilit avec l environnement IRM et une excellente qualit d enregistrement des signaux lectroneurophysiologiques gt Comment rendre visible les capteurs EEG sur les images IRM Le sont ils naturellement Est il n cessaire d associer un dispositif suppl mentaire gt Est il possible d automatiser le rep rage en d veloppant un outil inform
146. ecalage EEG IRM Lorsque ces deux mod lisations sont r alis es il est possible gr ce a un logiciel de localisation de source de recaler le modele de source soit dans le modele de volume conducteur Figure 3 soit dans IRM du patient Figure 4 Cette combinaison d examens est possible grace la d finition d un rep re spatial commun entre les deux modalit s que sont le rep rage des lectrodes gr ce la num risation lectromagn tique et l imagerie par r sonance magn tique Ce rep re est d termin de mani re anatomique gr ce au rep rage de trois structures que sont le nasion et les pr auriculaires droit et gauche Il s agit donc d un recalage multimodalitaire intra patient Nasion Tragus droit Figure 3 Recalage du dip le Figure 4 Recalage du dip le dans dans un mod le de t te l IRM anatomique d un patient Retomb es attendues de la recherche La mise au point de cette nouvelle m thode de rep rage l IRM gr ce des capteurs d di s devra permettre une approche plus simple de la m thode de localisation dipolaire En effet gr ce la fiabilit la pr cision et l automatisation du rep rage tri dimensionnel des lectrodes EEG VIRM de nombreuses erreurs et incertitudes seront supprim es En pratique le d veloppement d une telle m thode aboutira la suppression de l tape de num risation lectro magn tique acquisition traitement et transfert des donn es
147. ectrodes e Polarisable non r versible il n y a pas de transfert de charges au niveau de la jonction une seule r action se produit oxydation ou r duction L imp dance de ces lectrodes est tr s lev e e Non polarisable r versible il y a transfert de charges l interface les deux r actions se produisent concomitamment L imp dance des lectrodes est faible Pour l enregistrement EEG il est n cessaire d utiliser des lectrodes polarisables mais qui ne produisent pas d ions m talliques toxiques Gr ce ce processus d oxydo r duction les courants neurophysiologiques recueillis en surface vont influencer cet change et donc modifier l imp dance du m tal constituant l lectrode 45 Pour cette tude plusieurs lectrodes EEG ont t test es savoir lectrode cupule perc e 10mm d connectable en Ag AgCl avec fil conducteur de 5cm en cuivre Medical Equipement International R f 3331D10 Montreuil France lectrode cupule perc e 10mm en Ag AgCl avec fil conducteur de 1 20m en cuivre Medical Equipement International R f 333102 Montreuil France lectrode cupule perc e 10mm en Argent pur recouvert d Or avec fil conducteur de 1 20m en kevlar Grass Telefactor R f FD ESGH 48 West Warwick Etats Unis lectrode cupule perc e 10mm en Argent pur avec fil conducteur de 1 20m en kevlar Grass Telefactor R f F ESSH 48 West Wa
148. ed in accuracy study Experiment IT Studies with human subjects We studied eighteen subjects including 6 women Twelve were patients with medically intractable partial epilepsy and six were healthy volunteers Mean age was 33 8 years old range 18 47 Informed consent was obtained from each subject and the ethics committee CCPPRB of our Institution approved this study We taped sixty four sensors using collodion onto the heads of the subjects according to the ten ten system Fig 7 High resolution EEG data were referenced to Fpz The signal was recorded at a 1 kHz sampling rate SD64 Headbox Micromed Italy During sessions the patients were relaxed and their eyes were closed The patients were placed in a sound attenuated and electrically shielded room The EEGs were recorded for two to seven hours The subjects then immediately underwent MRI examination For nine patients electromagnetic digitization was performed twice by three different operators in order to estimate inter and intra observer measurements in clinical conditions As in the phantom experiment fifteen physical distances between the same pairs of sensors were measured with a numerical caliper 211 Fig 7 Front A and left B and back C view of the 64 sensors on a patient s head Error analysis and performance We located the centroid of the marker on MR images 0 and the top of the electrode with the digitizer O so the EEG sensor coordinat
149. ed in the MRI volume First a 3x3 median filter 1s applied to the MRI volume in order to smooth away noisy voxels and obtain a homogeneous MRI volume for further processing The next step in the algorithm fits an adaptive cubic spline curve to the histogram of the MRI volume for automatic thresholding of the hypersignals associated with the gadolinium balls Fig 2 Indeed the histogram of the MRI volume of the head shows a lobe corresponding to the voxels occupied by the volume of the head and a very high peak for low level intensities associated with the background The intensity of the hypersignals associated with the gadolinium balls extends along the space right to the lobe in the histogram The spline curve shows where the fit becomes an almost straight line using the notion of curvature The threshold for the gadolinium balls was set to this position of the histogram so that all the data associated with the subject s head could be segmented out The EEG sensor signals from the head could then be separated Afterwards the thresholded volume is cleaned up using morphological operations openings and closings using a disk structure in order to get rid of isolated small hypersignal voxels 208 grey intensities Fig 2 Curve fitting of the histogram of the MRI volume and automatic thresholding The second part of the algorithm constructs a Delaunay convex hull Boissonnat J D et al 1986 Ernst P et al 1996 using the bar
150. els comme SPM2 ou Talairach Daemon ou int gration du programme dans un logiciel de localisation de source Des discussions sont en cours actuellement avec la societ ANT pour int grer notre algorithme dans le logiciel de localisation de source ASA Reproductibilit pr cision et performances de la m thode ALLES sur fant me et chez l Homme La premi re tude que nous avons men e a consist valuer et comparer la reproductibilit la pr cision et les performances de notre m thode ALLES avec la m thode de num risation lectromagn tique La premi re tude a t r alis e sur un fant me de t te IRM et la seconde en conditions r elles c est dire dans un cadre clinique avec des sujets sains volontaires et des patients 139 Les tudes de reproductibilit sur fant me ont montr une meilleure reproductibilite du rep rage en IRM par rapport la num risation lectromagnetique Il existe une diff rence tr s significative entre les deux m thodes p lt 1 107 En moyenne nous avons relev des erreurs de reproductibilit inter observateur de 4 21 1 85 mm avec la num risation lectromagn tique et de 0 80 0 33 mm avec l IRM Ces r sultats peuvent tre expliqu s en partie par l inexp rience des op rateurs dans la num risation lectromagn tique bien que le rep rage manuel en IRM n ait pas non plus t exp riment auparavant Ceci veut donc dire que la num risation lectromagn tique e
151. embres sup rieurs montrent exclusivement une localisation au niveau du gyrus pr central lat ral dans Aire 4 Cette localisation pr motrice tangentielle la surface est stable avec la m thode de rep rage ALLES quelque soit le sujet consid r Par contre on observe une diff rence au niveau de la localisation dipolaire et MUSIC avec le rep rage issu de la num risation lectromagn tique En effet les PES du m dian droit sont situ s au niveau pre central alors que les PES du m dian gauche sont situ s de fa on gale au niveau pre central et frontal moyen La localisation pr motrice observ e dans cette tude a d j t d crite dans la litt rature avec g n ralement des localisations dipolaires p ri centrales orient es de fa on tangentielle Maugui re et al 1999 Tsuji et al 1988 Maugui re et Desmedt 1991 Slimp et al 1986 Cette localisation frontale peut s expliquer par l hypoth se sensori motrice g n r e par la stimulation une intensit fix e au niveau du seuil moteur Ce mod le pr sente l avantage de correspondre au concept de r ponses motrices rapides via larc r flexe transcortical Cependant d autres tudes notamment de profondeur ont montr des localisations pari tales et plus sp cifiquement post centrales Aire 3b Valeriani et al 1998 Allison et al 1991 Il est probable dans notre cas que la composante P22 du potentiel soit associ e aussi la localisation de sourc
152. ement cette m thode est donc difficilement envisageable 26 La seconde m thode a t d crite par Le et al en 1998 Elle consiste a mesurer les distances inter lectrodes l aide d un pied coulisse Du fait du positionnement g om trique syst me 10 20 des lectrodes sur le scalp il est possible de trouver math matiquement les coordonn es de chacune des lectrodes en mesurant les distances inter lectrodes Figure 7 C2 plac e a 50 de are C4 Cz C4 plac e a 50 de l arc T8 Cz Plan d fini par T8 Cz et T7 Figure 7 Representation de la position g om trique des lectrodes selon le syst me 10 10 Figure adapt e de Le et al 1998 Par la mesure des distances inter lectrodes et la connaissance du positionnement g om trique des capteurs chaque lectrode peut tre localis e spatialement L auteur d finit alors 5 plans imaginaires dont 2 plans axiaux T7 F7 FPz F8 T8 T7 P7 Oz P8 T8 et 3 plans frontaux F7 Fz F8 T7 Cz T8 P7 Pz P8 Figure 8 Figure 8 Repr sentation des cinq plans imaginaires utilis s dans les mesures manuelles Ces plans sont d finis par 1 F7 Fz F8 2 T7 F7 FPz F8 T8 3 T7 Cz T8 4 T7 P7 Oz P8 T8 5 P7 Pz P8 Figure adapt e de Le et al 1998 L avantage de cette m thode par rapport la pr c dente est qu elle r duit le nombre de mesures indispensables En effet pour obtenir les coordonn es de 64 lectrodes 1l faut r alis
153. ente conductivit lectrique Un c ble lectrique de 5cm en cuivre est soud l lectrode Le c ble se termine par un micro connecteur femelle qui assure la connexion avec un autre c ble connect au syst me d acquisition EEG Figure 22 Cette courte longueur de fil lectrique est calcul e de fa on viter les boucles qui g n rent des courants induits en IRM En pratique nous avons choisi l lectrode cupule capsulex R f rence 3331D10 MEI France car elle r pond l ensemble des crit res nonc s ci dessus 49 Cupule Ag AgCl Micro comecteur femelle Fil comducteur en Cmvre 5cm Figure 22 Photographie d une lectrode cupule Capsulex utilis e pour la conception du prototype Cette lectrode est constitu e d un disque en Ag AgCl de 10 mm de diam tre perc en son centre pour permettre l introduction d un gel de conduction L lectrode est reli e par soudure un c ble lectrique en Cuivre de 5 cm qui se termine par un micro connecteur femelle b Un marqueur IRM qui se pr sente sous la forme d une sph re de 8mm de diam tre Cette sph re est constitu e d un mat riau synth tique qui contient une solution de gadolinium Le gadolinium est connu pour ces propri t s paramagn tiques et donc sa facile mise en vidence en IRM Pour la r alisation du prototype nous avons utilis le marqueur de r f rencement IRM Brainlab R ference 52151 BrainLab Allemagne c Un su
154. er 14 mesures de distances inter lectrodes et 9 mesures suppl mentaires entre les lectrodes de r f rence Fpz T7 T8 et les points anatomiques Nasion Pre auriculaire droit et gauche Cependant m me s il y a moins de mesures r aliser la m thode reste fastidieuse de part les nombreux calculs effectuer pour obtenir les coordonn es de chaque capteur EEG De plus cette m thode n est pas adapt e l utilisation d lectrodes plac es hors du syst me 10 20 21 1 3 2 La num risation lectromagn tique Ce syst me est tr s couramment utilis pour le rep rage des lectrodes EEG Gevins et al 1990 Wang et al 1994 Le et al 1998 Khosla et al 1999 Le syst me Polhemus Fastrack est un syst me de rep rage tridimensionnel qui utilise des ondes lectromagn tiques En effet le syst me est compos d un metteur d ondes de trois r cepteurs plac s sur le cuir chevelu du patient et d un stylet magn tique qui indique la position de l lectrode num riser Figure 9 Le principe est le suivant l lectrode est rep r e gr ce la pointe du stylet magn tique Les coordonn es de l lectrode sont rep r es par rapport aux trois r cepteurs embraqu s sur la t te du patient et envoy es au syst me d acquisition qui stocke les donn es Gr ce ce syst me de localisation par triangulation n importe quelle position peut tre rep r e Les r cepteurs tant attaches sur le
155. er de perturber l analyse Les objectifs d finis pour cette tude chez l Homme sont Evaluer et comparer la pr cision du rep rage spatial de nos nouveaux capteurs avec la num risation lectromagn tique et notre m thode ALLES chez Homme avec un grand nombre de capteurs Evaluer les performances de l algorithme Quantifier les erreurs engendr es sur la localisation de source par l utilisation de notre m thode ALLES Etudier la localisation spatiale les g n rateurs intra c r braux de PEV et PES chez les sujets sains et les g n rateurs de pointes intercritiques chez les patients pileptiques Localiser anatomiquement sillons gyri aire de Brodmann les capteurs EEG a l IRM 76 3 7 Compatibilit des capteurs EEG en IRMf tude du cortex sensitif primaire Pour valider la compatibilit de nos capteurs en IRMf chez l Homme nous avons r alis des protocoles de stimulation sensitive Les s quences Echo Planar Imaging EPI utilis es en IRMf tant tr s sensibles au ferromagn tisme nous avons souhait tudier par l interm diaire d un protocole clinique l influence de nos capteurs sur les images IRMf M me si la nature des signaux tudi s n est pas identique ni comparable nous avons cherch localiser pr cis ment chacun des signaux BOLD et EEG et la congruence des deux m thodes IRM fonctionnelle et localisation de source L organisation somatotopique du cortex somesth siqu
156. erne la pr sence d v nements paroxystiques intercritiques sur les enregistrements vid o EEG pr alablement faits par le Service de Neurologie Cette population comprend 18 patients dont 6 femmes avec une moyenne d ge de 33 8 ans 18 47 ans Le protocole a consist faire o un enregistrement d EEG HR voir chapitres 3 3 1 et 3 3 2 o un enregistrement IRM voir chapitre 3 3 4 o deux num risations lectromagn tiques par trois op rateurs differents o 15 mesures de distances physiques voir chapitre 3 5 Toutes ces tapes se sont d roul es lors d une m me journ e Les prototypes de capteurs EEG IRM ont t laiss s en place sur le cuir chevelu des patients pendant l examen IRM Toutes les pr cautions ont t prises pour ne pas g n rer de contraintes m caniques au niveau du cuir chevelu afin d viter tous d placements des capteurs La reproductibilit et la pr cision du rep rage spatial avec la num risation lectromagn tique et notre m thode ALLES ont t valu es de la m me fa on que pour le fant me voir chapitre 3 5 Les donn es issues du rep rage spatial ont fait l objet d tudes statistiques avec des tests de Student t et des calculs de concordances ICC Pour chaque patient nous avons s lectionn visuellement 10 pointes intercritiques que nous avons ensuite analys es avec le logiciel de localisation de source ASA Nous avons utilis deux types de mod lisation savoir l
157. es anatomiques et fonctionnelles d un m me sujet Cet emplacement a t choisi commun ment au milieu du volume c r bral Xmax 2 Ymax 2 Zmax 2 Pour se faire 1l faut d abord conna tre la distance en mm entre le centre du volume anatomique et le centre des volumes fonctionnels en fonction des param tres g om triques des acquisitions IRM Ces param tres peuvent tre calcul s partir des coordonn es des coupes extr mes des diff rents volumes Une fois que l on conna t cette distance D en mm puis en voxels 1l faut d caler l origine de l image anatomique Exemple Supposons un volume anatomique de 124 coupes axiales de 256 256 voxels chacune d une paisseur de 1 5 mm D autre part supposons que la position de la coupe la plus haute du volume anatomique tait S134 5 134 5 mm au dessus du 0 dans le rep re propre GEMS et que la position de la coupe la plus basse tait 150 50 mm au dessous du 0 dans le rep re propre GEMS Le centre physique du volume anatomique est donc obtenu par le calcul suivant Ca mm 134 5 50 2 42 25 mm au dessus du 0 Si on applique la m me m thode avec les images fonctionnelles et qu on obtient titre d exemple un centre physique Crs 116 25 mm au dessus du 0 la distance entre le centre des volumes fonctionnels et le centre du volume anatomique est donc donn e par la relation suivante D mm Cf Ca 116 25 42 25 74 mm En appliquant une r gle de trois on
158. es estimated with the manual MRI technique were corrected to account for this small displacement Fig 1 A Since electromagnetic digitization is the commonest method for localizing EEG sensors we decided to compare it with our method of MRI localization In this study two different parameters were estimated in order to validate our method of EEG sensor localization First we estimated the reproducibility of the measurement intra and inter observer errors and then the accuracy In order to quantify the reproducibility each set of coordinates was compared for calculating mean coordinates Intra class correlation coefficients and t test were calculated in order to compare digitization with MRI localization To study the accuracy the distances between sensors were calculated and compared with the Cartesian coordinates obtained with the electromagnetic digitizer with manual and with automatic MRI localization Intra class correlation coefficients and t test were also calculated In order to assess the performance of automatic sensor localization and identification we calculated the percentage of sensors correctly detected true positive the percentage of dots considered incorrectly as sensors false positive and the percentage of sensors not detected false negative Results Phantom study Inter and intra observer measurement errors are summarized in table 1 The composite mean standard deviation MRI inter observer distance error was
159. es susceptibles de les avoir g n r es Fondamentalement ce probl me est mal pose dans le sens o pour un champ lectromagn tique donn il existe une infinit de configurations spatiales et temporelles de sources reproduisant les mesures 24 Il est donc n cessaire d introduire au travers des mod lisations utilis es dans le probl me direct et dans les approches utilis es pour r soudre le probl me inverse un certain nombre de contraintes permettant l obtention d une solution unique rendant compte des donn es r elles avec une bonne fid lit Les approches utilis es pour r soudre le probl me inverse sont soit non lin aires soit lin aires Dans les deux cas elles cherchent minimiser la diff rence au sens des moindres carr s entre le champ lectromagn tique mesur et le champ lectromagn tique calcul partir des mod les de sources et de milieux De fa on iterative l algorithme va alors d terminer la meilleure position du dip le quivalent pour rendre compte de l activit effectivement enregistr e en surface Les m thodes non lin aires s appuient g n ralement sur la mod lisation dipolaire et plus pr cis ment sur le moving dipole qui consiste calculer pour chaque latence la position et l orientation des sources De ce fait on observe un d placement du ou des dip les quivalents au cours du temps La qualit des r sultats est g n ralement estim e par les valeurs de corr latio
160. es variations de signaux induits par une stimulation Enfin 1l a t montr que le signal BOLD pouvait tre correl aux d charges neuronales Heeger et al 2002 mais aussi aux potentiels de champs locaux Logothetis et al 2004 qui sont aussi l origine des signaux EEG 1 2 Localisation de source Afin de localiser les g n rateurs de l activit lectrique de surface des mod les biophysiques ont t labor s l aide des connaissances anatomo fonctionnelles c r brales La premi re mod lisation consiste caract riser les g n rateurs corticaux c est dire mod liser mathematiquement la source des v nements lectriques recueillis en surface grace aux capteurs de surface La seconde mod lisation concerne les milieux de propagation qui contribuent l mergence des signaux mais aussi qui les contraignent du fait de leur r sistivit 21 1 2 1 La mod lisation dipolaire Comme nous l avons vu pr c demment les signaux EEG trouvent leur origine au niveau des potentiels post synaptiques des neurones pyramidaux Lorsqu un potentiel post synaptique excitateur est pr sent au niveau des dendrites apicales leurs membranes se d polarisent Le milieu extra cellulaire environnant les dendrites devient alors charg n gativement entr e des ions Na dans la membrane alors que le milieu extra cellulaire au niveau du soma devient charg positivement sortie des ions Na de la membrane Cette diff rence de p
161. est une tape indispensable la m thode de localisation de source des activit s EEG L acquisition des coordonn es spatiales des capteurs EEG s effectue actuellement gr ce au syst me de num risation lectromagn tique Polhemus Fastrack Ce syst me malgr son utilisation courante dans de nombreux centres sp cialis s pr sente de nombreux inconv nients tels que les art facts lectromagn tiques li s l environnement le positionnement des rep res lectromagn tiques et les erreurs li es au rep rage manuel de l op rateur Tous ces facteurs ne permettent donc pas un rep rage pr cis simple et rapide des capteurs EEG c est pourquoi notre objectif est de mettre en uvre une nouvelle m thode de localisation spatiale des capteurs EEG Cette m thode consiste rep rer directement les capteurs EEG positionn s sur le cuir chevelu des patients sur les images IRM du patient Le maintien des lectrodes en place pendant l examen IRM autorisera un rep rage direct dans l espace anatomique du sujet la diff rence du syst me Polhemus qui n cessite un recalage inter modalit Cette nouvelle m thode n cessite la prise en compte du plusieurs contraintes li es la pr sence de capteurs au sein d un environnement IRM 1 le champ magn tique statique et 11 les commutations de gradients de champ magn tique Plusieurs tests de compatibilit ferro magn tiques ont t r alis s dans le cadre de travaux de
162. et al 2003 Cette anisotropie de la conductivit n est actuellement pas prise en compte sauf dans le cas de mesures In vivo des conductivit s Goncalves et al 2000 et 2003 Les capacit s des mod les r alistes sont donc sous employ es par manque de connaissance 2 7 Synth se De nombreuses contraintes sont donc li es notre projet la fois du point de vue technologique et m thodologique L instrumentation que nous devrons mettre en uvre pour d velopper notre nouvelle m thode de rep rage des capteurs EEG en IRM devra donc s adapter l environnement IRM sans engendrer de risques pour le patient br lures projections et sans d grader la qualit des images IRM La s quence IRM choisie devra tre suffisamment pr cise pour d tecter la position des capteurs et sans allonger trop la dur e de l examen Le contraste des images devra tre lev pour permettre une segmentation correcte des contours des tissus constitutifs de la t te mais aussi pour d tecter la pr sence des capteurs de surface Nous venons de voir qu un grand nombre de capteurs est n cessaire pour une localisation de source pr cise Pour se faire nous avons choisi un nombre de 64 capteurs que nous positionnerons manuellement sur le cuir chevelu des sujets inclus dans notre tude La disposition de ceux ci se fera de fa on homog ne en respectant le syst me international 10 10 43 Enfin il ne faut pas oublier que notre m thode s i
163. ets sains e Lecture EEG et IRM validation du rep rage et de l automatisation Infirmi res du service de neurologie e Accueil du patient explication du protocole placement des lectrodes r alisation de l enregistrement EEG HR et des potentiels voqu s somesth siques et visuels remplissage du cahier d observation Manipulateurs IRM e Installation du patient dans l IRM et s quences d imagerie Equipe IADI Laurent Koessler Pr Marc Braun Pr Jacques Felblinger e Acquisition des donn es validation des donn es supervision technique transfert et archivage des donn es 186 SERVICE DE NEUROLOGIE Recrutement des patients et des sujets sains pour le protocole Explications et consentements Prise de rendez vous pour les enregistrements LABORATOIRE D EXPLORATIONS FONCTIONNELLES SERVICE DE NEUROLOGIE Neurologues Infirmi res Accueil des sujets au laboratoire Explications du d roulement de l examen Infirmi res quipe IADI Positionnement des capteurs EEG compatibles IRM selon le syst me international 10 10 Rep rage des capteurs par num risation lectromagn tique Manipulateur A 2 manipulateur B 2 manipulateur C 2 Mesure physique des distances inter lectrodes Enregistrement EEG Haute R solution et Potentiels voqu s Micromed SALLE EXAMEN IRM NEURORADIOLOGIE Equipe IADI Accueil des sujets Explication du d roulement de l examen et interrogatoire Instal
164. eur d onde d fini par la relation Koy yu avec lambda en m tre c vitesse de la lumi re 3 10 m s et v fr quence en Hz A 64 MHz fr quence de r sonance pour une IRM de 1 5T la longueur d onde est de 4 68 m On consid re qu une antenne est encore efficace A 10 Cependant on peut consid rer que m me pour 20 l antenne r cup re encore assez d nergie pour engendrer des risques de br lures Il existe donc un risque de capture d nergie du champ lectrique avec tous les c bles d une longueur sup rieure 23 cm En plus du crit re de longueur de l antenne il faut aussi consid rer le design de celle ci Le champ lectrique est surtout important proximit des condensateurs de IRM Il est donc important d viter le plus possible le contact avec les parois de l antenne 2 2 Ferromagn tisme des mat riaux en IRM On entend par ferromagn tisme la propri t qu ont certains mat riaux de s aimanter tr s fortement sous l effet d un champ magn tique ext rieur et pour certains de garder une aimantation importante m me apr s la disparition de ce champ Cette propri t r sulte du couplage collectif des spins entre les centres m talliques du mat riau Les moments de tous les spins tant orient s de la m me fa on au sein de la substance La susceptibilit magn tique qui est le rapport de l aimantation du mat riau sur l excitation magn tique est alors tr s lev e Ces mat r
165. evoked EEG activity Am J EEG Technol 1985 25 83 92 3 De Munck J C Vijn P C M Spekreijse H A pratical method for determining electrode positions on the head Electroenceph clin Neurophysiol 1991 78 85 87 4 Gavaret M Badier JM Marquis P Bartolomei F Chauvel P Electrical source imaging in temporal lobe epilepsy J Clin Neurophysiology 2004 21 4 267 282 5 Jasper HH The ten twenty electrode system of the International Federation Electroenceph Clin Neurophysiol 1958 10 371 375 172 7 8 9 10 11 12 15 14 15 16 17 18 Huppertz H Otte M Grimm C Kriesteva Feige R Mergner T L cking C Estimation of the accuracy of a surface matching technique for registration of EEG and MRI data Electroenceph clin Neurophysiol 1998 106 409 415 Khosla D Don M Kwong B Spatial mislocalization of EEG electrodes effects on accuracy of dipole estimation Clin Neurophysiol 1999 110 261 271 Lagerlund T Sharbrough F Jack Jr C Erickson B Strelow D Cicora K Busacker N Determination of 10 20 system electrode locations using magnetic resonance image scanning with markers Electroenceph Clin Neurophysiol 1993 86 7 14 Lantz G Grave de Peralta R Spinelli L Seeck M Michel C M Epileptic source localization with high density EEG how many electrodes are needed Clin Neurophysiol 2003 114 63 69 Le J Lu M Pellouchoud E Gevins A A rapid method for
166. excitables et amitotiques permettent la transmission de l influx lectromagn tique potentiels d action le long de leurs axones et la r ception de nombreux potentiels post synaptiques excitateurs et inhibiteurs au niveau de leurs arborescences dendritiques L ensemble de ces processus est permis gr ce la pr sence d une diff rence de potentiel membranaire de l ordre de 50 80 mV entre le milieu intra et extra cellulaire Cette diff rence de potentiel est due des processus actifs exemple pompe Na K qui engendrent un gradient de concentration ionique entre les ions sodium et potassium pr sents de part et d autre de la membrane Si cet quilibre lectrochimique est rompu par la modification des concentrations ioniques intra et extra membranaires alors le potentiel de membrane varie A titre d exemple dans le cas d un potentiel post synaptique excitateur PPSE ceci se traduit de fa on simplifi e par une ouverture des canaux ioniques Na puis K au niveau de la membrane Ces d placements d ions charg s entre les milieux vont alors g n rer des courants dits primaires qui sont l origine des signaux lectriques mais aussi magn tiques recueillis la surface du cuir chevelu La sommation de ces courants primaires va engendrer un potentiel lectrophysiologique suffisamment ample pour tre recueilli en surface En effet les potentiels post synaptiques grace leur persistance dans le temps de 10
167. exe 1 Neurophysiologie Clinique Clinical Neurophysiology 2007 37 97 102 Spatial localization of EEG electrodes L KOESSLER L MAILLARD A BENHADID JP VIGNAL M BRAUN H VESPIGNANI 1 IADI Laboratory INSERM ERI13 2 University Henri Poincar Nancy France 3 Neurology and 4 Neuroradiology departments University Hospital Nancy France Corresponding Author Tel 33 3 83 85 17 80 Fax 33 3 83 85 22 59 E mail address h vespignani chu nancy fr Abstract An important goal for functional brain studies using the technology of EEG 1s to estimate the location of brain sources that produce the scalp recorded signals In order to perform source localization it 1s necessary to locate precisely the position of the EEG sensors This review describes and compares the different methods used for localizing EEG sensors Five different methods have been described in literature Manual methods consist in manual measurements to calculate the 3D coordinates of the sensors Electromagnetic and ultrasound digitization permit localization by using trade devices The photogrammetry system consists of taking pictures of the patient s head with the sensors And the last method consists of directly localizing the EEG sensors in the MRI volume The spatial localization of EEG sensors is an important step in realizing source localization This method has to be accurate fast reproducible and cheap For the moment electro
168. g new scalp recorded EEG sensors in MRI volume data The accuracy of the technique is compared with the electromagnetic digitization method The algorithm was developed with the purpose of reducing the operator s time and possible human errors in the localization process The new EEG sensor is MR compatible 1 e no susceptibility artifact on the MR images or induced currents that could harm the subject and it is MR localizable With this new method only two different examinations EEG and MRI are required to localize the source without additional materials being needed Materials and methods EEG MRI sensors The new EEG sensor was made by combining four different elements Fig 1 4 a 10mm diameter Ag AgCl EEG electrode Medical Equipment International Montreuil France 11 a support designed to hold an MRI marker 111 an MRI marker consisting of an 8mm gadolinium ball BrainLab Heimstetten Germany and iv a short cable about 5cm for connecting to the EEG acquisition system The complete sensor with its short wire reduces the possibility of producing a loop in the MR scanner and thus reduces the risk of induced currents The ergonomic support is 8 mm in height and 18 mm wide and does not cause any discomfort to the subject Several ferro magnetism MR tests have been carried out using T1 T2 and EPI sequences and have validated the MR compatibility and safety of the sensor 207 C Fig 1 Cross section A Lateral B and bo
169. gauche Figure 90 Localisation anatomique des g n rateurs du nerf m dian gauche avec la localisation de source en haut et l IRM en bas chez le sujet 2 Main droite Figure 91 Localisation anatomique des g n rateurs du nerf m dian droit avec la localisation de source en haut et IRMf en bas chez le sujet 3 Main gauche Figure 92 Localisation anatomique des g n rateurs du nerf m dian gauche avec la localisation de source en haut et PIRMf en bas chez le sujet 3 116 Sujet 4 Pied droit Figure 93 Localisation anatomique des g n rateurs du nerf tibial droit avec la localisation de source en haut et PIRMf en bas chez le sujet 4 4 7 Localisation neuroanatomique des pointes intercritiques chez des patients pr sentant une pilepsie partielle post rieure Huit patients pr sentant une pilepsie partielle pharmaco r sistante ont t tudi s Deux mod les de source ont t utilis s savoir la mod lisation dipolaire et MUSIC Les localisations anatomiques obtenues pour chacun des patients sont r sum es ci dessous DOL TO ENG NA GER DA GRU DI GUY SA JAC NA PER NO SEF SI Gyrus fusiforme droit 85 Gyrus occipito temporal lat ral droit 90 Gyrus frontal inf rieur gauche 60 Gyrus temporal sup rieur gauche 40 Gyrus parahippocampique droit 85 P le temporal gauche 80 Insula 60 P le temporal gauche 40 Gyrus pari tal inf rieur
170. gistrement des patients s est fait sans preuves d activation hyperpn e et SLI La num risation du signal a t obtenue grace une t ti re 64 voies SD64 Micromed France avec une fr quence d chantillonnage de 1024 Hz et une bande passante de 0 15 200 Hz Les enregistrements des signaux EEG avec les patients et les sujets sains ont t faits dans une position allong e avec les yeux ferm s afin d viter les art facts oculaires et musculaires Les sujets ont t enregistr s dans une pi ce totalement d pourvue de bruits lectriques et sonores En plus de l enregistrement EEG HR nous avons r alis chez les sujets sains des enregistrements de potentiels voqu s visuels PEV et somesth siques PES Pour la stimulation somesth sique nous avons utilis le stimulateur lectrique autonome IRES 600 Micromed France 4 sites cutan s de stimulations ont t choisis savoir les nerfs m dians droit et gauche et les nerfs tibiaux droit et gauche Le protocole de stimulation a consist enregistrer deux fois 500 stimulations dont l amplitude a t fix e juste au dessus du seuil moteur de 8 18mA avec une fr quence de 3Hz Pour la stimulation visuelle nous avons utilis le logiciel BQ Evoke Micromed France Nous avons stimul les sujets en leur pr sentant un damier noir et blanc alternant la fr quence d 1 Hz pendant Imin40s L ceil droit et l 1l gauche ont t stimul s deux fois
171. gure 67 Signaux EEG P100 en r ponse la stimulation de ceil gauche e Cartographie c r brale associ e maximum d amplitude de l onde P100 287 15 41 41 104 15 41 41 104 Cz Figure 68 Cartographie c r brale en r ponse la stimulation de ceil gauche 103 e Localisations dipolaire et MUSIC recal es sur P IRM 15 41 41 104 15 41 41 104 15 41 41 104 15 41 41 104 70 94 0 00 Unit Figure 70 Localisation MUSIC de l onde P100 obtenue apr s stimulation de l 1l gauche 104 c R sultats de localisation de source pour le PES du m dian droit e Enregistrement EEG HR des voies frontales centrales et pari tales On peut observer clairement la pr sence de l onde N20 sur les d rivations C3 CP3 P3 CPI et PI 15 50 48 037 Figure 71 Signaux EEG N20 en r ponse a la stimulation du m dian droit e Cartographie c r brale associ e maximum d amplitude de l onde N20 15 50 48 040 15 50 48 040 1 96 UV Max 1 16 Min 1 96 Figure 72 Cartographie c r brale en r ponse la stimulation du m dian droit 105 e Localisations dipolaire et MUSIC recal es sur P IRM 15 50 48 036 15 50 48 035 15 50 48 035 15 50 48 035 Unit Figure 74 Localisation MUSIC de l onde N20 obtenue apr s stimulation du m dian droit 106 d R sultats de localisation de source pour le PES du m dian gauche e Enregistrement EEG HR des voies frontales centrales et pa
172. h representation of sensor locations ad x Rays projected from camera 3 _ Sensor Fig 7 Method for determination of 3D sensor position The differences between the 2D user marks and the cloud of the estimated 3D points are indicative of the accuracy of the reconstructed sensor model The advantage of this method is that the patient is free to go when the pictures are taken The acquisition time is very fast and comfortable for the subject On the other hand like digitization this system needs cumbersome material Moreover the GPS must be used with the associated product 1 e the Geodesic Sensor Nets Electrical Geodesics Inc Eugene USA It is necessary to notice that the detection is done manually 1 e marking the sensors on the acquired images and so can be boring and time consuming 5 Spatial localization in MRI volume data Few methods have been described in the literature regarding the localization of the EEG electrodes on MR images 1 6 8 13 18 These methods use external paramagnetic markers taped to the head Marker capsules constructed from rigid lexan tubbing the tube segments are filled with a CuSO solution 2 agar 2 betadyne 1g L CuSO3 1 Marker capsule filled with a 0 5 mmol 1 solution of a gadopentetate dimeglumine based contrast agent Magnevist Berlex Laboratories Inc Wayne NJ USA the capsules measuring 15 or 20 mm height and 12 mm in diameter Fig 8 adapted form Yoo et al 1997 1
173. h Cavernoma Epilepsia 2007 sous presse Jones S Jaffe W Burns associated with electrocardiographic monitoring during magnetic resonance imaging Burns 1996 22 5 420 1 Jurcak V Okamoto M Singh Archana Dan Ippeita Virtual 10 20 measurements on MR images for inter modal linking of transcranial and tomographic neuroimaging methods Neuroimage 2005 26 1184 1192 Keens S J and Laurence A S Burns caused by ECG monitoring during MRI imaging Anaesthesia 1996 51 12 1188 9 157 Khosla D Don M Kwong B Spatial mislocalization of EEG electrodes effects on accuracy of dipole estimation Clin Neurophysiol 1999 110 261 271 Kilner JM Mattout J Henson R Friston KJ Hemodynamic correlates of EEG a heuristic Neuroimage 2005 28 1 280 6 King DW Park YD Smith JR Wheless JW Magnetoencephalography in neocortical epilepsy Review Adv Neurol 2000 84 415 23 Koessler L Maillard L Benhadid A Vignal JP Braun M Vespignani H Spatial localization of EEG electrodes Neurophysiologie clinique Clinical Neurophysiology 2007 37 2 97 102 Lagerlund T Sharbrough F Jack Jr C Erickson B Strelow D Cicora K Busacker N Determination of 10 20 system electrode locations using magnetic resonance image scanning with markers Electroenceph Clin Neurophysiol 1993 86 7 14 Lantz G Holub M Ryding E Rosen I Simultaneous intracranial and extracranial recording of interictal epileptiform activity in patients
174. hase de pr traitement des donn es d IRM fonctionnelle avec le logiciel MRIcro Schema pr sentant le d cours temporel d une acquisition d images fonctionnelles Graphiques de r alignement obtenus avec SPM2 Carte d activation obtenue au terme du traitement des donn es d IRMf 12 Figure 42 Figure 43 Figure 44 Figure 45 Figure 46 Figure 47 Figure 48 Figure 49 Figure 50 Figure 51 Figure 52 Figure 53 Figure 54 Figure 55 Figure 56 Figure 57 D cours temporel du signal d un voxel appartenant une zone activ e Vue de dessus et de face du fant me de t te IRM avec les 64 prototypes de capteurs EEG IRM Illustration de la m thode de calcul de la reproductibilit avec trois capteurs A Bet C Illustration montrant les mesures de distances que nous avons choisies entre les couples de capteurs Coupe frontale r alis e au niveau du cortex somato sensoriel au travers du gyrus post central dans un seul h misph re Repr sentation en coupe sagittale gauche et frontale droite du r f rentiel de Talairach d fini par 8 rep res anatomiques Illustration de la m thode de recherche de la structure anatomique sous jacente un capteur de surface Repr sentation tridimensionnelle logiciel ASA de l espace de Talairach d fini chez un sujet en IRM Coupes axiales identiques en Echo de gradient et en Echo Planar Imaging centr es sur la c
175. he ESI 256 machine Biomed Sci Instrum 2000 36 33 8 Talairach J Bancaud J Szikla G Bonis A Geier S Vedrenne C New approach to the neurosurgery of epilepsy Stereotaxic methodology and therapeutic results Neurochirurgie 1974 20 1 1 240 Talairach J Tournoux P Co planar stereotaxic atlas of the human brain Theme Medical Publishers Inc New York 1988 Tao J Baldwin M Hawes Ebersole S Ebersole J Cortical Substrates of Scalp EEG Epileptiform Discharges Journal of Clinical Neurophysiology 2007 24 2 96 100 Thees S Blankenburg F Taskin B Curio G Villringera A Dipole source localization and fMRI of simultaneously recorded data applied to somatosensory categorization Neuroimage 2003 18 707 719 Tsuji S Murai Y Hashimoto M Frontal distribution of early cortical somatosensory evoked potentials to median nerve stimulation Electroencephalogr Clin Neurophysiol 1988 71 4 273 9 Tucker DM Spatial sampling of head electrical fields the geodesic sensor net Electroenceph Clin Neurophysiol 1993 87 154 63 Valeriani M Restuccia D Di Lazzaro V Barba C Le Pera D Tonali P Dipolar generators of the early scalp somatosensory evoked potentials to tibial nerve stimulation in human subjects Neurosci Lett 1997 238 1 2 49 52 Valeriani M Restuccia D Di Lazzaro V Le Pera D Barba C Tonali P Mauguiere F Dipolar sources of the early scalp somatosensory evoked potentials to upper limb stimulation Effec
176. iaux vont tre alors la source d un champ magn tique induit qui vient s ajouter aux champs magn tiques utilis s pour le codage de l image Il en r sulte une perturbation locale au voisinage de ces mat riaux caract ris e par une expansion ou une compression de l image associ e une modification de l intensit des pixels Ces artefacts sont appel s artefacts de susceptibilit magn tique De plus cause de l effet de l aimantation du mat riau en presence du champ magn tique BO celui ci est soumis l effet projectile ce qui constitue un r el danger pour le sujet pr sent dans le tunnel IRM Dans le domaine industriel les mat riaux ferromagn tiques les plus courants sont le fer le cobalt et le nickel Les m taux nobles Argent Or Platine ne sont pas ferromagn tiques et ne s aimantent pas sous l effet d un champ magn tique car leur derni re couche lectronique est satur e en lectrons 2 3 D tection et rep rage spatial en IRM La d tection et le rep rage en IRM sont li s deux caract ristiques de l image IRM La premi re concerne la r solution et la seconde le contraste La pr cision d une image anatomique n est ainsi pas seulement li e la taille du pixel 2D mais aussi celle du voxel 3D La taille du voxel gouverne donc un premier crit re de qualit d nomm r solution spatiale Plus la taille du voxel sera petite plus la r solution spatiale sera grande La perception
177. iel de localisation de source Figure 61 Illustrations de la projection corticale des capteurs EEG selon une vue de dessus a gauche et lat rale a droite 92 Apr s cette tape l algorithme fournit alors un nouveau jeu de coordonn es corticales avec le label de chacun des capteurs de surface dans le rep re anatomique du patient nasion pr auriculaires droit et gauche 4 3 Reproductibilit pr cision et performance de la m thode ALLES Automatic Localization and Labeling of EEG Sensors ALLES in MRI volume Koessler L Benhadid A Maillard L Vignal JP Vespignani H Braun M Neuroimage en r vision favorable Annexe 5 Deux exp riences ont t men es pour estimer la reproductibilite la pr cision et les performances de la m thode ALLES que nous avons mise en place en comparaison avec la num risation lectromagn tique D une part nous avons estim ces param tres sur un fant me de t te IRM et d autre part chez l Homme avec une population de sujets pileptiques et de sujets sains volontaires 4 3 1 R sultats sur fant me 4 3 1 1 Reproductibilite Les erreurs de reproductibilit intra et inter observateurs des deux m thodes de rep rage spatial savoir la num risation lectromagn tique Fastrack et le rep rage manuel en IRM sont r sum es dans le tableau ci apr s Tableau 4 Erreurs de reproductibilit intra et inter observateurs du rep rage IRM et de la num risation
178. ience Universite de Technologie de Compi gne 1991 Badier JM Chauvel P Spatio temporal characteristics of paroxysmal interictal events in human temporal lobe epilepsy J Physiol Paris 1995 89 255 64 Bancaud J Talairach J Bonis A La st r oenc phalographie dans l pilepsie Paris 1965 Masson Baumgartner U Vogel H Ellrich J Gawehn J Stoeter P Treede RD Brain electrical source analysis of primary cortical components of the tibial nerve somatosensory evoked potential using regional sources Electroencephalogr Clin Neurophysiol 1998 108 6 588 99 Bast T Oezkan O Rona S Stippich C Seitz A Rupp A Fauser S Zentner J Rating D Scherg M EEG and MEG source analysis of single and averaged interictal spikes reveals intrinsic epileptogenicity in focal cortical dysplasia Epilepsia 2004 45 6 621 31 Bast T Ramantani G Boppel T Metzke T Ozkan O Stippich C Seitz A Rupp A Rating D Scherg M Source analysis of interictal spikes in polymicrogyria loss of relevant cortical fissures requires simultaneous EEG to avoid MEG misinterpretation Neuroimage 2005 25 4 1232 41 B nar CG Grova C Kobayashi E Bagshaw AP Aghakhani Y Dubeau F Gotman J EEG fMRI of epileptic spikes concordance with EEG source localization and intracranial EEG Neuroimage 2006 30 4 1161 70 B nar CG Gross DW Wang Y Petre V Pike B Dubeau F Gotman J The BOLD response to interictal epileptiform discharges Neuroimage 2002
179. ifier le format des images brutes car le logiciel SPM2 n autorise que le traitement des images au format Analyse c est dire des images d compos es en un fichier image 1mg et un fichier en t te hdr Pour cela nous avons utilis le logiciel MRIcro Rorden et al 2000 Pour le traitement des donn es fonctionnelles il est n cessaire de r aliser un red coupage du fichier unique Analyse g n r dans l tape pr c dente Pour cela a partir du logiciel MRIcro nous avons red coup nos acquisitions en 130 volumes correspondant aux 130 blocs d acquisition que nous avons enregistr s Figure 38 img DICOM 130 fichiers en t te Figure 38 Phase de pr traitement des donn es d IRM fonctionnelle avec le logiciel MRIcro Ce logiciel permet la transformation du format DICOM en Analyse img amp hdr 3 4 2 2 Les pr traitements des images Quatre grandes tapes de pre traitement ont t effectu es sur nos tudes gt Le changement d origine des images L origine de chaque image img est un point de r f rence dont les coordonn es en nombre de voxels dans le rep re du format Analyze sont cod es dans le fichier en t te hdr Cette origine est le rep re principal qui permet de situer les images fonctionnelles de chaque sujet par rapport son image anatomique L origine des deux acquisitions anatomique et fonctionnelle doit donc tre plac e au m me emplacement physique sur les imag
180. ilisation que J ai r alis et qui sert de r f rentiel pour les techniciens EEG du Service de Neurologie du CHU de Nancy que j ai form s cette technique 55 3 3 1 Le Positionnement des capteurs Apr s avoir mesur les distances nasion inion pre auriculaire droit gauche et le p rim tre cr nien 64 capteurs sont positionn s sur le cuir chevelu de l individu selon le syst me international 10 10 Figure 28 Avant chaque pose le cuir chevelu est d graiss gr ce une p te ponce pour faire diminuer l imp dance de la peau Le gel de conduction Electro gel ECI Eaton Etats Unis et le collodion sont introduits directement sous le capteur EEG de mani re assurer respectivement une imp dance inf rieure 5kQ et une excellente fixation Un capteur de r f rence est positionn au niveau pr frontal FPz Les collages ont n cessit la participation de deux personnes exp riment es pendant une dur e moyenne d environ 1h30 3 3 2 L enregistrement EEG HR et Potentiels voqu s L acquisition des signaux EEG a t effectu e respectivement durant une Journ e chez les patients pileptiques apr s privation de sommeil et durant une apr s midi pour les sujets sains Cette tude a t r alis e apr s avis favorable du Comit de Protection des Personnes CPP de Lorraine Annexe 3 Toutes les personnes inclues ont donn leur consentement clair Pour des raisons de qualit d enregistrement l enre
181. illez trouver ici le t moignage de ma haute consid ration et de ma profonde estime A M le Professeur Herv VESPIGNANI pour m avoir encadr lors de ce doctorat Je tiens vous remercier d autant plus vivement que votre soutien n est pas r cent puisque vous m accueillez dans votre Service depuis 2002 Ce doctorat n aurait pu se faire sans votre encadrement et sans votre investissement Votre soutien a toujours t sans faille et vous avez toujours trouv une solution a mes probl mes Il est difficile pour moi de trouver des mots pour vous remercier C est un tr s grand honneur pour moi d tre votre l ve J espere sinc rement pouvoir continuer travailler vos c t s Veuillez trouver 1c1 l expression de ma profonde gratitude et de ma haute consid ration A M le Professeur Marc BRAUN pour m avoir encadr lors de ce Doctorat Sans vous je n aurais pas pu int grer le laboratoire de recherche IADI Votre soutien a t constant du d but la fin de ma Th se Je vous remercie pour votre coute vos conseils et les responsabilit s que vous m avez laiss es lors des examens d IRMf Gr ce l excellence de vos connaissances Je me suis familiaris avec l anatomie et le fonctionnement c r bral La rigueur de votre travail a t un exemple pour moi Veuillez trouver ici l expression de ma haute consid ration et de mon profond respect A M Yvon VINCENT pour m avoir accueilli dans votre entreprise pe
182. ind sirables les investigateurs co investigateurs et le promoteur seront pr venus Promoteur Investigateur principal CHU Nancy Marc Braun Laboratoire ADI UHP INSERM ERI 13 CHU de NANCY Brabois Tour Drouet 4 tage F 54511 VANDOEUVRE Cedex Tel 03 83 15 49 76 E mail j felblinger chu nancy fr Co investigateurs Jacques Felblinger Laboratoire ADI UHP INSERM ERI 13 CHU de NANCY Brabois Tour Drouet 4 tage F 54511 VANDOEUVRE Cedex T l 03 83 15 49 76 E mail j felblinger chu nancy fr Herv Vespignani Service de Neurologie H pital Central CHU de Nancy 29 Avenue du Mar chal de Lattre de Tassigny F 54035 NANCY Cedex T l 03 83 85 26 70 E mail h vespignani chu nancy fr Louis Maillard Service de Neurologie H pital Central CHU de Nancy 29 Avenue du Mar chal de Lattre de Tassigny F 54035 NANCY Cedex T l 03 83 85 26 70 E mail maillard chu nancy fr Laurent Koessler Laboratoire ADI UHP INSERM ERI 13 CHU de NANCY Brabois Tour Drouet 4 tage F 54511 VANDOEUVRE Cedex T l 03 83 85 96 59 E mail l koessler chu nancy fr 185 8 6 Organisation de l tude pour les investigations Les enregistrements EEG HR sont sauvegard s sur CD Les images IRM et les donn es EEG HR seront sauvegard es sur Archimed base de donn es du laboratoire d clar la CNIL Pr Marc Braun Pr Herv Vespignani Dr Louis Maillard e Recrutement des patients volontaires et des suj
183. induisent un risque de br lures de l piderme du patient par induction 197 10 15 20 25 30 35 Par ailleurs dans un tel cas la qualit des images IRM et des donn es EEG obtenues sont galement affect es par la pr sence des conducteurs lectriques dans le champ magn tique de l IRM La pr sente invention a pour but de pallier ces inconv nients en proposant un capteur de signaux lectrophysiologiques utilis en relation avec les enregistrements d imagerie par r sonance magn tique morphologiques et fonctionnels permettant l obtention des images anatomiques en vue du recalage de l activit lectrique dans l espace anatomique du patient et le rep rage spatial des capteurs lectrophysiologiques A cet effet le capteur de signaux lectrophysiologiques utilis en relation avec les enregistrements d imagerie par r sonance magn tique morphologiques et fonctionnels est caract ris en ce qu il est pourvu d un moyen de localisation compatible avec et rep rable l IRM L invention sera mieux comprise grace a la description ci apr s qui se rapporte au mode de r alisation pr f r donn a titre d exemple non limitatif et expliqu avec r f rence aux dessins sch matiques annex s dans lesquels la figure 1 est une vue en l vation lat rale d un capteur quip du moyen conforme l invention la figure 2 est une vue de dessus du capteur selon la figure 1 la figure 3 est une vue de dess
184. inite element model of the human head scalp potentials due to dipole sources Med Biol Eng Comp 1991 29 475 481 Yoo S S Guttmann C Ives J Panych L Kikinis R Schomer D Jolesz F 3D localization of surface 10 20 EEG electrodes on high resolution anatomical MR images Electroenceph clin Neurophysiol 1997 10 2 335 339 Yvert B Bertrand O Thevenet M Echallier J F Pernier J A systematic evaluation of the spherical model accuracy in EEG dipole localization Electroenceph clin Neurophysiol 1997 102 452 459 162 Annexes Annexe Spatial localization of EEG electrodes Koessler L Maillard L Benhadid A Vignal JP Braun M Vespignani H Neurophysiologie Clinique Clinical Neurophysiology 2007 37 97 102 Annexe 2 Plan du support plastique utilis pour le prototype de capteur EEG IRM Annexe 3 Projet Sans surco t intitul Rep rage spatial des capteurs EEG en IRM CHU de Nancy Annexe 4 Brevet d invention n 0652056 intitul Capteur de signaux lectrophysiologiques compatible et rep rable en IRM Annexe 5 Automatic Localization and Labeling of EEG Sensors ALLES in MRI volume Koessler L Benhadid A Maillard L Vignal JP Felblinger J Vespignani H Braun M Neuroimage en r vision favorable Annexe 6 Atlas anatomique des capteurs EEG issus du systeme international 10 10 Annexe 7 Sp cifications techniques du syst me Fastrack Polhemus 163 Ann
185. int rieur de cupules EEG en Ag AgCl On peut noter l absence d hypersignaux dans les zones d int r t ou se situent les cupules rectangles rouges Il est aussi int ressant de noter que m me la cupule dont le gel de conduction a t dop avec de la vitamine E hautement paramagn tique n apparait pas en hypersignal sur les images IRM en TI 4 1 2 2 Les marqueurs IRM Apr s avoir dispos des marqueurs IRM en l occurrence des billes de gadolinium BrainLab Allemagne et des marqueurs multi modalitaires IZI Medical Products Etats Unis sur une plaque de plexiglas nous avons obtenu les images suivantes avec une s quence IRM en Echo de Gradient avec Inversion R cup ration CRANE A10010521902 A10010521902 SP mm F ET 10 4mm C2 1 Not for diagnostic SE QUES AR Ea yE MEDICAL SYSTEMS Not for diagnostic use F a b Figure 54 Coupes sagittales en Echo de Gradient avec Inversion R cup ration montrant les hypersignaux obtenus a gauche a avec des billes de gadolinium et a droite b avec des marqueurs multi modalitaires GE MEDICAL SYSTEMS 85 Apres traitement des images IRM avec Matlab seuillage 0 3 nous avons obtenu 5 r gions d hypersignaux IRM correspondant aux 5 marqueurs dispos s dans I IRM Voici les r sultats obtenus apr s seuillage Figure 55 a b Figure 55 R sultats du seuillage des images IRM obtenues avec des billes de gadolinium a et des
186. ion left and right ears All the sensors were placed according to the ten ten system Jasper et al 1958 Oostenvald et al 2001 Fig 4 For the EEG sensor localization three different methods were used 1 3D electromagnetic digitization Polhemus Inc Colchester VT 11 manual localization on MR images using ASA software ANT Enschede NL and 11 ALLES For the manual localization markers were positioned manually onto the images at the centers of the gadolinium balls The marker positions were verified in axial sagittal and coronal views of the MRI volume Intra and inter observer measurements were made with manual MRI localization and electromagnetic digitization for all sixty four sensors five observers four repetitions To assess the accuracy of these three methods i e electromagnetic digitization manual MRI localization and automatic algorithm we measured fifteen physical distances between sensor pairs with a numerical caliper Digiroch 300mm 0 01mm Fig 6 Physical distances were chosen distributed along the anterior posterior axis along the right left axis and along the temporal circumference After the precision and reproducibility of this method had been validated in statistical tests studies were carried out on epileptic patients and healthy volunteers in order to evaluate this new method in a real clinical setting CZ mu C2 mm C4 am C6 mm T7 Fig 6 Illustration of physical distances between sensor pairs us
187. ion a t r alis e par comparaison entre les mesures de distances physiques mesur es au pied coulisse PAC et les distances calcul es partir des coordonn es obtenues avec la num risation lectromagn tique Fastrack et notre m thode ALLES Les r sultats ont ete obtenus partir de l analyse de 18 sujets 9 pileptiques et 9 sujets sains volontaires Pour rappel les moyennes et carts types sont obtenus en moyennant l ensemble des erreurs obtenues entre les 15 distances inter capteurs mesur es Le tableau 8 synth tise les r sultats obtenus Toutes les valeurs indiqu es dans ce tableau sont en millim tres Les erreurs moyennes constat es en terme de pr cision sont pour la num risation lectromagn tique de 2 18 1 60 mm et de 2 91 2 29 mm pour la m thode ALLES Du point de vue statistique les trois m thodes utilis es savoir le pied coulisse la num risation lectromagn tique et la m thode ALLES ont montr d excellentes corr lations 96 Tous les coefficients de corr lation intra classe sont compris entre 0 97 et 0 99 Les coefficients de r gression lin aire R entre ces techniques sont de 0 99 pour le pied coulisse et la num risation lectromagn tique de 0 98 pour le pied coulisse et la m thode ALLES et enfin de 0 98 entre la num risation lectromagn tique et la m thode ALLES Figure 62 Il n existe donc aucune difference statistique chez Homme entre ces trois m thodes du
188. ion de source en haut et PIRMf en bas chez le sujet 2 Localisation anatomique des g n rateurs du nerf m dian gauche avec la localisation de source en haut et PIRMf en bas chez le sujet 2 Localisation anatomique des g n rateurs du nerf m dian droit avec la localisation de source en haut et l IRMf en bas chez le sujet 3 Localisation anatomique des g n rateurs du nerf m dian gauche avec la localisation de source en haut et l IRMf en bas chez le sujet 3 Localisation anatomique des g n rateurs du nerf tibial droit avec la localisation de source en haut et PIRMf en bas chez le sujet 4 Illustration montrant le mode de classement des capteurs pour la localisation anatomique Vue de dessus et de profil d un prototype de cupule EEG permettant d ameliorer la compatibilit ferromagnetique du micro connecteur Influence de l emplacement de la coupe sur le rep rage IRM Nouveau prototype ou le marqueur IRM est enferm dans un support en silicone Carte cytoarchitectonique des aires corticales de Brodmann Distribution des champs lectriques en fonction de orientation des couches corticales activ es 15 Tableau 1 Contexte clinique pour chaque patient pr sentant une epilepsie partielle post rieure Tableau 2 D tection et rep rage bidimensionnel des marqueurs IRM Tableau 3 Comparaison entre les distances et angles physiques mesur s et les m mes param tres
189. ions telle que l acquisition de l EEG en IRMf pourraient b n ficier de l apport de notre m thode dans le sens o ces acquisitions ne permettent pas actuellement de conna tre pr cis ment la position des capteurs sur la t te du patient L atlas que nous avons obtenu s adresse donc un public tendu qui va du neuroradiologue qui peut chercher une l sion en rapport avec des signaux pathologiques recueillis en surface au neurologue qui stimule et qui enregistre l activit c r brale en passant par le neurochirurgien qui doit pr parer une intervention chirurgicale Cette tude ne remplace donc pas la m thode de localisation de source car les signaux EEG de surface ne sont pas issus exclusivement des structures anatomiques avoisinantes Dans les cas pr cis d une source radiale et tr s superficielle en rapport par exemple avec une dysplasie focale cette connaissance prend tout son int r t En termes de variabilit neuroanatomique il faut noter qu il existe une tr s bonne reproductibilit du positionnement au niveau des zones fronto polaires et occipitales puisque nous obtenons des valeurs de 100 Par contre nous avons observ des variations anatomiques tr s importantes dans les r gions fronto centrales centrales et centro pari tales En effet il existe dans notre population jusqu six aires de Brodmann diff rentes en dessous d un capteur de surface Cette variabilit peut tre expliqu e tout d abord par
190. ique des pointes intercritiques chez des patients pr sentant une pilepsie partielle post rieure 4 8 Projection neuroanatomique des capteurs EEG en IRM 4 8 1 Localisation anatomique 4 8 2 Variabilite anatomique Chapitre V Discussion Chapitre VI Conclusion References Annexes 10 100 113 117 118 136 151 154 163 Liste des Figures amp Tableaux Figure 1 Enregistrement intracellulaire sur pi ce de r section chirurgicale de cortex pileptique humain d apr s Schwartzkroin 1987 Figure 2 Mesure de l activit h modynamique Figure 3 Contraste en IRMf selon l oxyg nation sanguine c r brale Figure 4 Relation entre mod le dipolaire et structure corticale Figure 5 Champ lectrique cr par un potentiel post synaptique excitateur PPSE au niveau des dendrites apicales d une cellule pyramidale corticale Figure 6 M thode manuelle de rep rage spatial d un capteur de surface Figure 7 Repr sentation de la position g om trique des lectrodes selon le syst me 10 10 Figure 8 Repr sentation des cinq plans imaginaires utilis s dans les mesures manuelles Figure 9 Dispositif de num risation lectromagn tique Polhemus Fastrack Figure 10 Figure 11 Figure 12 Figure 13 Figure 14 Figure 15 Figure 16 Figure 17 Figure 18 Figure 19 Figure 20 Figure 21 Dispositif de num risation ultrasonore Elpos Zebris Positionnement des 11 appareil
191. ir de la distance entre la source estim e maximale et la l sion pileptog ne exacte Cette analyse a r v l une augmentation importante de la pr cision de la localisation de 31 63 lectrodes chez 9 parmi 14 patients et de 31 123 lectrodes chez 11 parmi 14 patients 40 Ainsi tandis que les enregistrements avec 31 canaux taient clairement insuffisants pour obtenir une localisation de source pr cise l augmentation du nombre de capteur de 63 123 canaux ne montrait aucune diff rence significative de localisation Ceci confirme les r sultats de simulation d crits pr c demment Toutefois 1l faut noter que les conclusions tir es de cette tude ne sont probablement valables que pour de fortes sources lectroneurophysiologiques focales ainsi que pour une proc dure de localisation de source qui suppose implicitement une telle source unique L tude de simulation d crite auparavant sugg re que les solutions inverses distribu es sont favoris es par un plus grand nombre d lectrodes Etant donn ces l ments de la litt rature nous utiliserons dans le cadre de nos tudes un nombre de 64 capteurs car au dessus le gain en termes de pr cision n est pas tr s important et en dessous des erreurs de localisation de source peuvent tre engendr es Etant donn la n cessit vidente de courtes distances entre les lectrodes pour une cartographie correcte des champs lectriques et galement pour la localisation
192. ir et un grand honneur de travailler vos c t s et d avoir appris la neurophysiologie vos c t s A M le Docteur Adnane BENHADID pour avoir particip tr s activement ce Doctorat Merci toi Adnane pour m avoir autant aid Travailler avec toi fut un r el plaisir et J ai beaucoup appris tes c t s Re ois ici le t moignage de ma profonde estime et toute mon amiti Bonne chance pour ta future carri re A M Remi BOMBARDE pour m avoir permis de d velopper de nouveaux capteurs Tes conseils et ton exp rience en Recherche amp D veloppement ont t tr s utiles pour moi Merci de m avoir donn de ton temps et pour ton amiti Re ois la mienne en retour Aux technicien ne s EEG je pense notamment a Fran oise Cathy Nadine Andr e Marie France C cile Pascal et les autres qui m ont aid depuis le d but de mes recherches Sans vous ce travail n aurait pas pu aboutir car votre exp rience et vos connaissances pratiques ont largement contribu au bon d roulement de mes protocoles Merci de vous tre leve e s si t t le matin pour m aider mettre en place les capteurs et pour votre bonne humeur au quotidien Aux manipulateurs et manipulatrices en lectroradiologie Sandrine Anna Sergio Bertrand Lionel Emilie Marie Jo Philippe Lorene Claudine et les autres qui m ont aid lors de mes protocoles cliniques et de recherche Votre bonne humeur a souvent t un moteur pour mes travaux Merci de m
193. is en place un syst me automatis d enregistrement et de pr sentation des stimuli en IRM Cette synchronisation entre l acquisition des images et l envoi des stimuli est indispensable pour le traitement des donn es en IRMf Deux points primordiaux sont a prendre en compte La s quence IRM et l envoi des paradigmes doivent d buter ensemble Le d cours temporel de la s quence et des paradigmes doit tre identique c est dire que l horloge interne des deux syst mes doit tre totalement synchronis e 63 Pour se faire nous avons install un ordinateur de stimulation Brainwave Hardware General Electric Milwaukee Etats Unis sur lequel nous avons mis en place un boitier Lumina LSC 400 Cedrus San Pedro Etats Unis qui est reli via son port s rie la machine IRM afin de r cup rer les signaux TTL Transistor Transistor Logic de IRM Gr ce l enregistrement de ces signaux TTL le PC de stimulation se synchronise alors pour envoyer les stimuli visuels via la sortie VGA Video Graphics Array de celui ci Figure 37 Pour la g n ration des paradigmes nous avons utilis le logiciel de stimulation Neuroactivator Sensor system General Electric Milwaukee Etats Unis LUMINA Synchronisation Acquisition IRMf Paradigmes Console LUMINA PC Stimulation La Acquisition Brainwave Hardware R ponses aux paradigmes Salle IRM Console Traitement d images Brainwave Software Vid
194. ity with a significant difference p lt 0 01 Concerning accuracy both methods are equally accurate with no statistical differences We have tested our method both on normal volunteers SEP and VEP studies and epileptic patients Spikes studies Source localizations were not influenced by ALLES and we observe results consistent with the literature Finally we develop a method which projects the surface positions of the sensors 10 10 system onto the cortex This tool is helpful for visual inspection of high resolution EEG traces and for electroclinical diagnostic To conclude automation makes our method ALLES very reproducible and easy to handle in a routine clinical environment It offers the possibility of using MRI volume for both source localization and spatial localization of EEG sensors Keywords High Resolution Electroencephalography HR EEG Magnetic Resonance Imaging MRI Source localization EEG MRI Sensor ALLES 255
195. k Jr C Erickson B Strelow D Cicora K Busacker N 1993 Determination of 10 20 system electrode locations using magnetic resonance image scanning with markers Electroenceph Clin Neurophysiol 86 7 14 Lantz G Grave de Peralta R Spinelli L Seeck M Michel C M 2003 Epileptic source localization with high density EEG how many electrodes are needed Clin Neurophysiol 114 63 69 Le J Lu M Pellouchoud E Gevins A 1998 A rapid method for determining standard 10 10 electrode positions for high resolution EEG studies Electroenceph clin Neurophysiol 106 554 558 Michel CM Murray MM Lantz G Gonzalez S Spinelli L Grave de Peralta R 2004 EEG source imaging Clin Neurophysiol 115 10 2195 222 Oostenveld R Praamstra P 2001 The five percent electrode system for high resolution EEG and ERP measurements Clin Neurophysiol 112 713 719 Russel GS Eriksen KJ Poolman P Phan Luu Tucker Don M 2005 Geodesic photogrammetry for localizing sensor positions in dense array EEG Clinical Neurophysiology 116 1130 1140 Siberg J Vanrumste B Van Hoey G Boon P Verhoye M Van der Linden A Van Dyck D 2000 Automatic localization of EEG electrode markers within 3D MR data Magnetic Resonance Imaging 18 485 488 Steddin S Botzel K 1995 A New Device for Scalp Electrode Localization with Unrestrained Head Journal of Neurology 242 65 218 Thees S
196. kes good contact with the scalp In contrast the EEG cap can induce problems of registering the EEG signal on the temporal structure because caps do not match the morphology of the patient s head perfectly With less sensor density electrolyte dispersion can be a problem when a dense sensor array 1s used In this study it 1s important to notice that we do not have electrical bridging with our sensors Moreover if electrical bridging were present it would be easy to clean the skin In contrast using the EEG cap does not allow this procedure For future applications it is clear that the automatic MRI algorithm must be associated with EEG MRI sensors Another application may be the localization of EEG sensors during simultaneous EEG f MRI This study demonstrates that better correlation of the anatomical position of EEG sensors can be achieved for both clinical and research applications Acknowledgements This study was supported by the company T E A of Nancy France and the Regional Council of Lorraine The authors gratefully acknowledge the participation of the individuals involved in this study References Alary F Doyon B Loubinoux I Carel C Boulanouar K Ranjeva J P Celsis P Chollet F 1998 Event Related Potentials Elicited by Passive Movements in Humans Characterization Source Analysis and Comparison to fMRI Neuroimage 8 4 377 90 Brinkmann B O Brien T Dresner A Lagerlund T Sharbrough W A R
197. l un groupe de charges n gatives et un groupe de charges positives s par es par une tr s courte distance c est dire un dip le e Pour la mod lisation des milieux de propagation on utilise soit un mod le sph rique qui consiste en trois sph res concentriques repr sentatives des diff rentes conductivit s du cerveau de la bo te cr nienne et du scalp soit un mod le r aliste r alis gr ce la segmentation des images IRM du patient qui permet de r aliser une d limitation pr cise et adapt e des diff rentes structures c r brales Quand on tudie le lien qu il existe entre une source dipolaire situ e l int rieur d un volume donn et son expression en terme de champ lectrique la surface de ce volume on consid re le probl me direct qui consiste d terminer les six param tres du dip le savoir 3 pour sa localisation 2 pour son orientation et 1 pour son amplitude Tout l int r t en vue de r aliser la localisation de source est de r soudre le probl me inverse qui consiste consid rer des courants lectriques recueillis en surface l aide de capteurs EEG et de d terminer o se situe la source dip le de ces courants dans l espace anatomique c r bral du patient Pour r soudre ce probl me inverse une tape est indispensable et consiste en le rep rage spatial des capteurs EEG qui ont recueillis les potentiels lectriques de surface 180 e R
198. l 2007 28 1523 1525 Maugui re F somatosensory evoked potentials normal responses abnormal waveforins and clinical applications in neurological diseas In E Niedermeyer and F Lopez da Silva Eds 158 Electroencephalography Basic Principles clinical Applications and Related Fields Nth edn William and Wilkins NY 1999 1014 1058 Maugui re F Desmedt JE Focal capsular vascular lesions can selectively deafferent the prerolandic or the parietal cortex somatosensory evoked potentials evidence Ann Neurol 1991 30 1 71 5 Meijs JW Bosch FG Peters MJ Lopes da Silva FH On the magnetic field distribution generated by a dipolar current source situated in a realistically shaped compartment model of the head Electroencephalogr Clin Neurophysiol 1987 66 3 286 98 Meijs JW Peters MJ Boom HBK Lopes da Silva FH Relative influence of model assumptions and measurement procedues in the analysis of the MEG Med amp Biol Eng amp Comput 1988 26 136 42 Merlet I Garcia Larrea L Ryvlin P Isnard J Sindou M Mauguiere F Topographical reliability of mesio temporal sources of interictal spikes in temporal lobe epilepsy Electroencephalogr Clin Neurophysiol 1998 107 206 12 Michel CM Murray MM Lantz G Gonzalez S Spinelli L Grave de Peralta R EEG source imaging Clin Neurophysiol 2004 115 10 2195 222 Miller JW Kim W Holmes MD Vanhatalo S Ictal localization by source analysis of infraslow activity in DC
199. l en IRM et de la m thode ALLES Cz CPz_ Cz Pz Cz POZ _ z Oz gami T8 P8_ T8 PO8 T8 02_ _T8 C4 T8 C2_ EEA AFz Oz L TS T7_ Toutes les valeurs report es dans ce tableau sont en millim tres Quinze mesures de distances sont 1c1 compar es selon diff rents axes savoir ant ro post rieur droite gauche et circonf rentiel Les distances moyennes concernant le rep rage manuel en IRM et la num risation lectromagn tique sont calcul es partir de l ensemble des mesures effectu es par les diff rents op rateurs 94 Il existe une diff rence entre le pied coulisse num rique PAC et la num risation lectromagn tique de 3 31 3 61 mm une difference de 1 00 1 20 mm entre IRM et le pied coulisse et enfin une diff rence de 2 54 1 85 mm entre la m thode ALLES et le pied a coulisse L tude statistique de la pr cision est r sum e dans le tableau ci dessous Diff rences Moyenne Ecart type mm mm Tableau 6 Etude statistique comparative de la pr cision sur un fant me de t te Statistiquement ce tableau met en vidence deux points importants v Il existe des diff rences significatives entre les distances mesur es avec le pied coulisse et la num risation lectromagn tique t 2 69 p 0 02 la num risation lectromagn tique et l IRM t 2 22 p 0 04 v I n existe pas de diff rences significatives entre les distances
200. l essai son consentement crit sera recueilli par un des investigateurs en deux exemplaires originaux Un exemplaire original du formulaire d information et de consentement sign sera remis au sujet La participation des sujets volontaires une tude sans b n fice individuel direct sera enregistr e dans le fichier national des personnes se pr tant une recherche biom dicale sans b n fice individuel direct g r par le Minist re de la Sant dans le respect des obligations r glementaires CCPPRB Le protocole et le formulaire d information et de consentement de l tude seront soumis pour analyse et avis au CCPPRB de Nancy La notification de l accord du CCPPRB sera fournie au promoteur de l tude et chacun des investigateurs avant le d but de l tude Ce document doit se trouver en annexe du protocole Lettres d officialisation du d but de l tude aux organismes de sant concern s AFSSAPS Directeur du CHU Pharmacien CNOM Une copie de ces lettres doivent figurer en annexe du protocole Assurance Le promoteur souscrira pour toute la dur e de l tude une assurance garantissant sa propre responsabilit civile ainsi que celle de tout intervenant impliqu dans la r alisation de l essai ind pendamment de la nature des liens existant entre les intervenants et le promoteur 189 Soit Pour les recherches sans BID Le promoteur assumera m me sans faute l indemnisation des cons quences dommageables de
201. la hauteur de l cran ce qui permet un ajustement simple de sa position en cas de difficult s visuelles du patient 64 3 4 2 Les aspects m thodologiques Pour la gestion et l envoi des paradigmes nous avons utilis le logiciel Neuroactivator L ensemble des t ches que nous avons effectu es r pondent un protocole de type bloc qui correspond l alternance de deux t ches La premi re t che consiste en une phase de repos ou le sujet doit fixer du regard un point l cran La seconde t che consiste en une phase de stimulation o plusieurs fonctions c r brales peuvent tre test es telles que gt Le langage Fluence verbale Rimes D nomination d objets DO80 gt La m moire Batterie d efficience mn sique BEM 144 gt La motricit sensibilit Motricit Sensibilit stimulations passives main droite et ou gauche Chaque bloc a une dur e fixe de 25s pendant laquelle on r alise l acquisition de 10 volumes c r braux Chacun de nos paradigmes contient 13 blocs 7 repos amp 6 stimulations c est dire 130 volumes En plus de la s quence de rep rage nous avons programm deux s quences IRM qui pr sentent les caract ristiques suivantes e 3D anatomique T1 en cho de gradient paisseur de coupe 1 6 mm matrice 256 256 TR 11 1 ms TE 4 9 ms Champ de vue 25 20 cm dur e d acquisition 2min19s e T2 EPI entrelace 1 3 5 2 4 6 paisseur de coupe 4 8 mm mat
202. la recherche pour la personne qui s y pr te et celle de ses ayants droit sans que puisse tre oppos le fait d un tiers ou le retrait volontaire de la personne qui avait initialement consenti a se pr ter a la recherche Code de la Sant Publique Art L 1121 7 Soit Pour les recherches avec BID Le promoteur assumera l indemnisation des cons quences dommageables de la recherche pour la personne qui s y pr te et celle de ses ayants droit sauf preuve sa charge que le dommage n est pas imputable sa faute ou celle de tout intervenant sans que puisse tre oppos le fait d un tiers ou le retrait volontaire de la personne qui avait initialement consenti se pr ter la recherche Code de la Sant Publique Art L 1121 7 e Convention financi re une convention financi re doit tre sign e entre le promoteur l investigateur et l administration hospitali re e Informations propres aux essais sans b n fice individuel direct Pour les essais sans b n fice individuel direct SBID indiquer e les r f rences de l autorisation de lieu pour chaque centre Annexe 7 e le montant de l indemnisation ventuellement pr vue Il est pr vu de prendre en charge les frais de d placements des sujets e la dur e de la p riode d exclusion entre la fin de l tude SBID et une ventuelle inclusion du m me sujet dans une autre tude SBID 2 ans e inscription dans le fichier national des volontaires participant des
203. lace simple rapide et efficace sur le cuir chevelu afin de r aliser des enregistrements EEG Haute R solution de longue dur e L ergonomie du capteur a donc t tudi e de fa on a rendre les enregistrements IRM et EEG les plus confortables possibles Nous avons choisi comme c est le cas en routine clinique d utiliser des lectrodes cupules pour notre application Ce sont de petits disques m talliques concaves pr sentant au centre un orifice permettant d introduire un gel conducteur Le diam tre de la cupule varie de 5 10 mm selon les cas Plusieurs m taux nobles sont utilis s pour la fabrication d lectrodes cupules savoir l Argent l Or le Platine Ces m taux permettent d une part une bonne conduction du signal gr ce au processus d oxydo r duction pr sent l interface peau lectrode En effet le m tal noble en contact avec le gel conducteur lectrolyte va lib rer des lectrons alors que les ions Chlorure pr sents dans le gel conducteur vont se combiner avec les ions m talliques pour former une mince couche m tallique M tal Ions m talliques lectrons Ions m talliques lectrolyte M tal Un potentiel de jonction solide liquide va alors se former du fait du transfert de charges entre l lectrode et le gel conducteur Ce potentiel de jonction d pend de la nature du m tal de la concentration en lectrolytes et de la temp rature On distingue deux types d l
204. lairach MINT 1 01 74 96 58 34 Talairach end 0 15 3 6 2 Talawach plate a H 2 3 Precuneus PCu 10 54 mm Volume voxels 132 0 156 0 132 0 Talawach mm 24 0 70 0 53 0 Talairach MINT 24 24 74 77 53 98 Talairach end 1 45 3 5 7 Talawach plate b H 3 Lobulus parietalis superior LPs 7 13 mm 247 P4 P6 Volume voxels 162 0 151 0 99 0 Talairach mm 54 0 65 0 20 0 Talairach MINI 54 55 68 04 18 33 Talairach gid 3 2 5 1 2 2 Talairach plate c d G H 6 7 Gyrus occipitalis medius GOm 5 96 mm Volume voxels 162 0 151 0 99 0 Talawach mm 54 0 65 0 20 0 Talairach MINI 54 55 68 04 18 33 Talairach end 3 25 1 2 2 Talairach plate c d G H 6 7 Gyrus occipitalis medius GOm 5 96 mm 248 P8 T6 Volume voxels 164 0 150 0 79 0 Talairach mm 56 0 64 0 0 0 Talairach MINT 56 57 66 06 3 38 Talairach gid 3 3 5 1 0 0 Talairach plate d G H 8 9 Gyrus temporalis inferior GTi 5 30 mm 249 POT PO3 Volume voxels 64 0 168 0 80 0 Talairach mm 44 0 82 0 1 0 Talairach MINI 44 44 84 69 3 24 Talairach end 2 6 5 90 1 Talairach plate c H I 8 9 Gyrus occipitalis inferior GQ1 3 70 mm Volume voxels 74 0 171 0 105 0 Talairach mm 34 0 85 0 26 0 Talairach MINI 34 34 88 97 23 81 Talairach mid 2 0 6 1 2 8 Talairach plate b c H I 5 6 Gyrus occipitalis superior GOs 5 86 mm 250 PO
205. lation du sujet dans l IRM 1 51 GE S quence 3D T1 SPGR 187 8 7 Gestion des pr l vements biologiques Il n y a pas de pr l vements biologiques 9 STATISTIQUES Etude des variances test de Fischer et des moyennes test de Student par comparaison entre les distances physiques de r f rence et les distances calcul es partir des coordonn es obtenues l IRM et par Polhemus 10 ASPECTS MEDICO LEGAUX 10 1 Responsables de l tude Lister 1c1 les noms et coordonn es adresse t l phones fax e mails du ou des m decins responsables de l tude Investigateur principal Marc Braun Laboratoire ADI UHP INSERM ERI 13 CHU de NANCY Brabois Tour Drouet 4 tage F 54511 VANDOEUVRE Cedex T l 03 83 15 49 76 E mail j felblinger chu nancy fr Co investigateurs Jacques Felblinger Laboratoire ADI UHP INSERM ERI 13 CHU de NANCY Brabois Tour Drouet 4 tage F 54511 VANDOEUVRE Cedex Tel 03 83 15 49 76 E mail j felblinger chu nancy fr Herv Vespignani Service de Neurologie H pital Central CHU de Nancy 29 Avenue du Mar chal de Lattre de Tassigny F 54035 NANCY Cedex T l 03 83 85 26 70 E mail h vespignani chu nancy fr Louis Maillard Service de Neurologie H pital Central CHU de Nancy 29 Avenue du Mar chal de Lattre de Tassigny F 54035 NANCY Cedex T l 03 83 85 26 70 E mail maillard chu nancy fr 188 Laurent Koessler Laboratoire ADI UH
206. le dip le fixe fixed dipole le dip le rotatif rotating dipole ou le dip le en mouvement moving dipole 61 A chacun de ces mod les correspond un degr de libert autoris pour le calcul des 5 param tres du dip le Dans le cas des dip les spatio temporels fixed et rotating dipole les calculs sont effectu s sur une fen tre temporelle mais leurs positions ne varient pas Les autres param tres tels que l amplitude pour le fixed dipole ou l amplitude et l orientation pour un rotating dipole sont laiss s libres au cours du temps Dans notre cas seul le moving dipole a t utilis dans le sens o tous les param tres de ce mod le entrent dans la r solution du probl me inverse Par cons quent nous serons capables de suivre l volution du dip le au cours du temps puisque pour chaque instant num ris toutes les millisecondes pour une fr quence d chantillonnage de 1 KHz l algorithme calculera l ensemble des 5 param tres du dip le Lorsque le moving dipole a une position invariable au cours du temps et que sa fiabilit est lev e GOF lev on consid re alors que la r gion anatomique impliqu e est l origine de l v nement lectroneurophysiologique tudi Pour la visualisation on donnera la position du dip le au moment o la corr lation pourcentage de donn es expliqu es par le mod le est maximale Cette position anatomique correspond g n ralement au maximum d amplitude d
207. lectromagn tique sur fant me de t te Toutes les valeurs indiqu es dans ce tableau sont en millimetres A B C D et E repr sentent les diff rents observateurs Al A2 A3 et A4 repr sente les diff rents essais r alis s par le m me observateur A 93 L erreur de reproductibilit intra observateur moyenne cart type avec le syst me Fastrack est de 2 25 1 48 mm et de 0 85 0 33 mm avec l IRM L erreur de reproductibilit inter observeateur moyenne cart type avec le syst me Fastrack est de 4 21 1 85 mm et de 0 80 0 33 mm avec Il IRM Nous avons test l hypoth se Ho suivante existe t il une diff rence significative entre les mesures faites avec ces deux m thodes Les tests r alis s montrent qu il existe une diff rence significative entre le syst me Fastrack et le rep rage en IRM la fois du point de vue de la reproductibilit intra et inter observateur p lt 1 10 4 3 1 2 Precision Les distances physiques mesur es au pied a coulisse PAC et les distances moyennes calcul es a partir de la num risation lectromagn tique du rep rage manuel en IRM et de la m thode ALLES sont r sum es dans le tableau ci apr s Distances IRM moy ALLES Cz CPz 27 26 27 52 Cz POz 52 52 C207 104 2 Nr 16025 Tableau 5 Distances physiques mesur es au pied coulisse PAC et distances moyennes calcul es partir de la num risation lectromagn tique du rep rage manue
208. les autres avantages de la m thode ALLES qui sont son automatisation compl te le faible investissement mat riel n cessaire sa mise en place et sa facilit d utilisation La seconde tude a port sur l influence du rep rage spatial sur la localisation de source chez deux populations comprenant des patients pileptiques et des sujets sains volontaires Nous avons montr que quelque soit la m thode de rep rage utilis e ALLES ou num risation lectromagn tique la localisation des g n rateurs intra c r braux variait peu 151 En effet les variations observ es pour la localisation des pointes intercritiques taient de 5 7 mm en x de 7 8 mm en y et 8 9 mm et de 5 5 mm en x de 6 1 mm en y et de 5 0 mm en z pour la localisation des g n rateurs de potentiels voqu s La correspondance Goodness Of Fit GOF des mod les des dip les quivalents ne souffre pas de l utilisation de la m thode ALLES puisque les variations observ es ne sont que de 3 8 et de 5 0 Apr s avoir valu la m thode du point de vue de ses caract ristiques m trologiques nous avons valid son utilisation en r alisant des tudes cliniques a la fois en localisant les g n rateurs de signaux physiologiques Potentiels Evoqu s PE et pathologiques pointes intercritiques Pour r aliser de telles tudes nous avons obtenu une autorisation du Comit de Protection des Personnes et avons obtenu le consentement clair de chacun des sujet
209. les plus repr sent es les aires de Brodmann AB associ es et la fiabilit du mod le de source Goodness of Fit GOF de chaque potentiel voqu enregistr Deux types de mod lisation ont t utilis s a savoir la mod lisation dipolaire et la mod lisation MUSIC Voici les r sultats obtenus avec l ensemble de la population Avec la num risation lectromagn tique TI MUSIC PEV il Droit Cuneus gauche 66 Cuneus gauche 44 PEV il Gauche Cuneus droit 55 Cuneus droit 44 PES M dian Droit PreC gauche 55 F1 gauche 55 ES PES M dian Gauche PreC 33 amp F2 33 droits PreC 33 amp F2 33 droits PES Tibial Droit Cing gauche 44 PreC gauche 44 PES Tibial Gauche PreC droit 44 PreC droit 55 b Avec la m thode ALLES cone MUSIC PEV il Droit Cuneus gauche 55 Cuneus gauche 44 PEV il Gauche O1 droit 44 Cuneus droit 44 Tableaux 11 Les localisations anatomiques pr sent es sont celles qui ont t retrouv es majoritairement dans la population Les pourcentages signifient le taux de repr sentativit de ces structures au sein de la population PreC gyrus pr central F2 gyrus frontal moyen OI gyrus occipital En moyenne la correspondance des mod les dipolaires est de 83 1 77 3 pour les PEV et 86 0 pour les PES avec le rep rage spatial des capteurs issus de la num risation lectromagn tique et de 86 0 82 3 pour les PEV et 87 8 pour les
210. les structures anatomiques et aires de Brodmann associ es aux capteurs EEG du syst me international 10 10 Notre m thode de d tection et de labellisation automatique des capteurs EEG gr ce l IRM ALLES permet donc de limiter l intervention humaine et de simplifier la m thode de localisation de source puisque seuls les examens d EEG et d IRM deviennent n cessaires Mots cl s Electroencephalographie Haute R solution EEG HR Imagerie par r sonance magn tique IRM Localisation de source Capteur EEG IRM ALLES Title Development and spatial positioning of new EEG sensors compatible and localizable in MRI application to source localization Abstract Spatial localization of scalp EEG electrodes is a major step in dipole source localization and it must be accurate reproducible and practical Several methods have been proposed in the last fifteen years The most widely used method is currently electromagnetic digitization In this work we introduce a new automatic method for localizing and labeling EEG sensors using MRI ALLES First we designed a new scalp EEG sensor which is MR compatible and localizable Secondly we validated this new technique on a head phantom and then in a clinical environment with normal volunteers and epileptic patients To do this we compare the reproducibility accuracy and performances of our method with electromagnetic digitization We also demonstrate that our method provides better reproducibil
211. lin aire Ce filtre va avoir pour effet de supprimer le bruit impulsif encore appel poivre et sel c est dire tous les pixels qui ont un niveau de gris trop lev ou trop faible par rapport a ses voisins proches La seconde tape du pr traitement consiste a calculer l histogramme de niveaux de gris du volume IRM et de mod liser partir de cet histogramme une courbe adaptative de fa on d terminer un seuil correspondant aux hypersignaux des capteurs EEG Figure 24 Cette tape permet de d tecter de fa on automatique les capteurs EEG sur les images IRM quelque soit les conditions d enregistrement de la s quence En effet l histogramme peut varier d un examen un autre m me si la s quence IRM est identique Par cons quent le calcul de ce seuil adaptif permet l algorithme d ajuster automatiquement sa d tection Histogramme i Courbe adaptative Nombre de pixels 4 L x0 200 Niveaux de aris Figure 24 Histogramme de niveaux du gris du volume IRM avec calcul automatique du seuil gr ce au calcul de la courbe adaptative 52 A Vissu de ce seuillage adaptatif le volume IRM ne contient plus que les hypersignaux correspondant aux marqueurs et quelques pixels bruit s persistants De fa on isoler ces hypersignaux et liminer le bruit des op rations de morphologie math matique ouverture et fermeture sont utilis es Ainsi tous les voxels bruit s qui apparaissent en hypersignaux et
212. lit en IRM 3 1 2 La d tection en IRM 3 1 2 1 Les gels de conduction 3 1 2 2 Les marqueurs externes 3 1 3 Le prototype 3 2 L algorithme de d tection et de labellisation automatique 51 Automatic Localization and labelling of EEG Sensors ALLES 3 2 1 Le pr traitement 3 2 2 La d tection automatique 3 2 3 La labellisation automatique 3 3 L examen d EEG Haute R solution 55 3 3 1 Le positionnement des capteurs 3 3 2 L enregistrement EEG HR et Potentiels voqu s 3 3 3 La s lection des v nements lectrophysiologiques 3 3 4 L enregistrement IRM haute d finition 3 3 5 Le rep rage spatial des capteurs 3 3 5 1 La num risation lectromagn tique 3 3 5 2 Le rep rage gr ce l IRM 3 3 6 La mod lisation des milieux de propagation de l activit lectrique 3 3 7 Le recalage anatomo fonctionnel 3 3 8 La mod lisation des g n rateurs c r braux 3 4 L examen d IRM Fonctionnelle RMP 63 3 4 1 Les aspects technologiques 3 4 2 Les aspects m thodologiques 3 4 2 1 Le format des images 3 4 2 2 Les pr traitements des images 3 4 2 3 L analyse statistique des donn es 3 5 Etude sur fant me IRM 71 3 6 Etude chez l Homme 74 3 6 1 Etude chez des patients pileptiques 3 6 2 Etude chez des sujets sains volontaires 3 7 Compatibilit des capteurs EEG en IRMf tude du cortex sensitif primaire 3 8 Etude des g n rateurs de pointes intercritiques chez des patients pr sentant une pilepsie partielle pos
213. lles cette tape n est pas n cessaire N anmoins nous avons choisi de faire cette tape chez tous les sujets enregistr s En pratique ce recalage multimodal intra patient s effectue en deux tapes 68 1 La premiere tape consiste a calculer une matrice 3 3 qui correspond a la transformation g om trique de chaque image et qui met donc en correspondance cette image avec une image appel e objet pour nous la s quence anatomique et une image de r f rence appel e cible pour nous la ou les s quences fonctionnelles L ensemble des param tres de transformation est calcul de cette fa on a calcul d une transformation affine entre la premiere image objet et un modele template de la m me modalit et calcul d une transformation affine entre l image cible et un mod le template de la m me modalit b normalisation grossi re permettant de segmenter les images objet et cible en images de mati re grise mati re blanche et liquide c phalo rachidien c proc dure it rative du recalage d une ou plusieurs images objet de m me type sur l image cible 11 La seconde tape consiste appliquer les transformations g om triques calcul es pr c demment aux images objet De nouvelles images recal es correspondant aux volumes fonctionnels sont alors g n r es 3 4 2 3 L analyse statistique des donn es Cette derni re tape va permettre de r pondre aux que
214. locate the electrodes regardless of the positioning system ten ten ten twenty etc The second method listed assumes certain geometry of the head and accuracy of electrode positioning according to the 10 20 system and therefore may not be as accurate as the direct measurement method With these methods the electrode coordinates are directly located in the fiducial system which 1s defined by so called fiducial points on the head surface nasion left and right pre auricular points In addition the recovered coordinates of the electrodes can be used without further mathematical transformations On the other hand these methods remain long and fastidious due to the large number of measures Moreover these manual techniques are subject to non negligible human errors and thus cannot be used in high resolution EEG 166 2 The electro magnetic digitization Fastrack system The Fastrack system Polhemus Colchester USA is a three dimensional system which uses a magnetic field to localize EEG electrodes The system has a transmitter device that produces the electro magnetic field and constitutes as well a geographical reference for the positioning and orientations of the receivers To carry the measurements three receivers are placed on the patient s head This permits motion of the head during the digitization process Fig 4 Then a pen shaped device with a receiver coil assembly built inside called a Stylus is used to digitize the electrod
215. lontaires ont t inclus dans cette tude Un sujet a t exclu de cette tude car les potentiels voqu s enregistr s se sont montr s inexploitables car trop bruit s Voici les r sultats obtenus pour chaque sujet en sachant que nous n avons pas fait de distinctions en termes de localisation des PEV et PES fa el a e fs a Lu Co 79 Lu se Tableau 10 Influence de la m thode ALLES sur la localisation des g n rateurs de potentiels voqu s en comparaison avec la m thode de num risation lectromagn tique Les valeurs obtenues Ax Ay et Az sont exprim es en millim tres Il existe donc pour les potentiels voqu s tudi s une diff rence moyenne de localisation de source de 5 5 mm en x de 6 1 mm en y et de 5 0 mm en z La correspondance du mod le dipolaire GOF varie en moyenne de 5 0 en fonction du mode de rep rage des capteurs EEG Si on compare le GOF obtenu avec les deux m thodes on observe dans la moiti des cas une meilleure correspondance du mod le avec la m thode ALLES et dans l autre moiti une meilleure correspondance avec la num risation lectromagn tique 99 4 5 Localisation neuroanatomique des potentiels voqu s visuels et somesth siques chez les sujets sains volontaires Nous avons tudi la localisation des g n rateurs intra c r braux li e l enregistrement de PEV et de PES chez neuf sujets sains volontaires Nous avons relev les localisations anatomiques
216. luenc par la d formation des lignes de champ magn tique lors de la pr sence ou non de d soxyh moglobine ce qui caract rise par cons quent l activit m tabolique neuronale Figure 3 Contraste en IRMf selon l oxyg nation sanguine c r brale Coupes frontales d un cerveau de souris en IRM 8 4 Tesla Sur l image de gauche a le sang a t compl tement oxyg n HbO ce qui se traduit sur l image par une homog n it de contraste au niveau de l anatomie c r brale Sur l image de droite b la respiration s est faite dans des conditions normales donc par la pr sence de Hb et de HbO ce qui se traduit par un contraste plus lev de l image d apr s Ogawa et al 1990 Ainsi le contraste obtenu en IRMf d crit galement sous l acronyme BOLD Blood Oxygen Level Dependent repr senterait la signature des cons quences lectriques et h modynamiques de l activit du cerveau Ce signal BOLD voluera donc au cours du temps en fonction de la localisation spatiale des r gions c r brales impliqu es par la stimulation et de la demande m tabolique en relation avec les conditions d oxyg nation de flux et de volumes sanguins c r braux Puisque l IRMf est une technique indirecte de mesure de l activit m tabolique et que la r ponse h modynamique est difficilement quantifiable il est n cessaire d avoir un signal de r f rence ligne de base ou contr le pour valider statistiquement l
217. magnetic digitization 1s the most currently used method but MRI localization could be an interesting way because no additional method or device needs to be used to locate the EEG Sensors Resum Grace l enregistrement des courants lectriques de surface en EEG il est possible d estimer la localisation des g n rateurs corticaux de cette activit Pour r aliser cette localisation de source il est n cessaire de rep rer pr cis ment la position spatiale des capteurs EEG Cette revue d crit et compare cinq m thodes diff rentes de rep rage qui ont t rapport es dans la litt rature La m thode manuelle consiste mesurer manuellement la position des lectrodes puis calculer leurs coordonn es en 3D Diff rents appareillages utilisant notamment des ondes lectromagn tiques ou acoustiques ont t d velopp s et commercialis s pour cette application Le syst me de photogramm trie num rique consiste calculer la position 3D des lectrodes partir de photos num riques de la t te du patient avec les lectrodes en place La derni re m thode consiste utiliser l examen IRM pour le rep rage direct des capteurs dans l espace anatomique du sujet La localisation spatiale des capteurs EEG est une tape essentielle pour estimer pr cis ment la position des g n rateurs corticaux de l activit EEG de scalp Elle se doit donc d tre rapide pr cise reproductible et peu on reuse Actuellement la num ris
218. mais centr e cette fois ci sur le connecteur Figure 50 Coupes axiales identiques en Echo de gradient a et en Echo Planar Imaging b centr es sur la cupule d une lectrode EEG en Ag AgCl Ref 3331D10 MEI France Aucun art fact n est visible dans la r gion d int r t cercle rouge Figure 51 Coupes axiales identiques en Echo de gradient a et en Echo Planar Imaging b centr es sur le connecteur d une lectrode cupule EEG en Ag AgCl R f 3331D10 MEI France Deux artefacts de susceptibilit magn tique avec d formation de l image sont visibles fl ches blanches sur ces clich s 83 Les trois autres capteurs test s ont pr sent les m mes r sultats que l lectrode cupule EEG MEI Ref 3331D10 a savoir une excellente compatibilite de la cupule en IRM mais une compatibilite r duite au niveau du connecteur 4 1 2 Visibilit en IRM Deux types de r sultats ont t obtenus en fonction du type de balisage test savoir soit par l interm diaire des gels de conduction soit par l interm diaire de marqueurs externes IRM 4 1 2 1 Les gels de conduction Des hypersignaux en T1 t moignant du paramagn tisme de plusieurs gels l tat naturel ont t relev s Voici la liste des gels de conduction qui ont mis un signal intense et dont la lettre figure sur les images IRM Figure 52 MicroTen 10 SPM Palerme Italie Reegapha MEI Montreuil France Electrode Cream
219. marqueurs multi modalitaires b Cinq r gions en hypersignal sont visibles sur ces images Chacune des r gions d tect es sur l image a ensuite fait l objet d une localisation spatiale en x y et d une mesure de surface mm Voici les r sultats pour les deux types de marqueurs IRM tudi s Billes de gadolinium Marqueurs Multi modalitaires _ 262 Moyenne 552 348 Tableau 2 D tection et rep rage bidimensionnel des marqueurs IRM Les surfaces d tect es sont plus importantes avec les billes de gadolinium 55 2 mm qu avec les marqueurs multi modalitaires 34 8 mm 86 Les r sultats en terme de pr cision montrent une erreur moyenne de 1 60 1 14 mm avec l utilisation des billes de gadolinium et de 1 47 0 95 mm pour les marqueurs multi modalitaires Tableau 3 Concernant les mesures d angles nous avons relev une erreur moyenne de 0 13 0 08 avec l utilisation des billes de gadolinium et de 0 70 0 35 avec les marqueurs ps Billes de gadolinium Marqueurs multi modalitaires Erreur moyenne mm Ecart type mm Tableau 3 Comparaison entre les distances et angles physiques mesur s et les m mes param tres calcul s partir des coordonn es x y des marqueurs IRM 4 1 3 Valorisation industrielle Gr ce au soutien de la soci t TEA et de ses collaborateurs deux validations industrielles ont vu le jour suite a la fabrication de nos prototypes de capteurs EEG IRM Ces
220. mesur es avec le pied coulisse et l IRM t 0 13 p 0 90 le pied coulisse et ALLES t 0 47 p 0 65 95 4 3 2 R sultats chez l Homme 4 3 2 1 Reproductibilit Les erreurs de reproductibilit intra et inter observateurs ont t tudi s chez les patients pileptiques N 10 avec le syst me de num risation lectromagn tique seulement Pour rappel l erreur de reproductibilite est calcul e comme tant la distance moyenne chez un patient autour d une coordonn e moyenne calcul e a partir de l ensemble des donn es obtenues chez tous les patients Etant donn l automatisation de notre algorithme nous n avons pas r alis d tude de reproductibilit Les r sultats sont r sum s dans le tableau 7 Toutes les valeurs indiqu es sont en millim tres Erreurs inter observateurs Erreurs intra observateurs n 3 n 2 1 2 3 4 5 6 7 3 9 Tableau 7 Reproductibilit s inter et intra observateurs du syst me de num risation lectromagn tique chez 10 patients pileptiques La reproductibilit moyenne inter observateur chez les patients pileptiques est donc de 4 17 2 10 mm et de 2 59 1 07 mm en intra observateur Il est int ressant de noter ici que notre m thode ALLES ne pr sente aucune erreur de reproductibilite tant donn son automatisation compl te Notre rep rage ALLES est donc observateur ind pendant 4 3 2 2 Pr cision L tude de la pr cis
221. mier temps l analyse des paroxysmes intercritiques chez les patients pileptiques inclus dans notre tude Dans un second temps nous montrerons les r sultats obtenus avec l tude de potentiels voqu s visuels et somesth siques Tous les r sultats pr sent s dans cette tude ont t r alis s avec une mod lisation dipolaire des v nements lectroneurophysiologiques qui repr sentent un total de 113 tudes 4 4 1 Etude des paroxysmes intercritiques Huit patients pileptiques pharmaco r sistants ont t inclus dans cette tude Voici les r sultats obtenus Dip le Equivalent Tay La acorvs Ci EE ES Patients Ay 2 sf 5 5 3 i 2 9 2 8 2 7 8 Ax 5 0 1 9 11 6 5 0 8 l 8 4 5 7 3 78 89 3s Tableau 9 Influence de la m thode ALLES sur la localisation des g n rateurs de paroxysmes intercritiques en comparaison avec la m thode de num risation lectromagn tique 12 6 Les valeurs obtenues Ax Ay et Az sont exprim es en millim tres Il existe donc pour les pointes intercritiques tudi es une diff rence de localisation dipolaire de 5 7 mm en x de 7 8 mm en y et 8 9 mm en 7 avec l utilisation des coordonn es obtenues avec la m thode ALLES ou celles obtenues avec la num risation lectromagn tique La correspondance du mod le dipolaire GOF varie de 3 8 en fonction du mode de rep rage des capteurs EEG 98 4 4 2 Etude des potentiels vogu s Neuf sujets sains vo
222. montr tout l int r t de l EEG HR dans l tude spatio temporelle des pointes intercritiques puisque les r sultats obtenus montrent une grande complexit des relations existantes entre une l sion anatomique l IRM et la zone dans laquelle naissent les pointes intercritiques En effet sur les huit patients tudi s les r sultats obtenus montrent un recouvrement total de ces deux zones 3 patients un recouvrement partiel 2 patients ou une dissociation 3 patients Il faut cependant noter que m me si la zone irritative se trouve a distance de la l sion il est tout a fait possible d observer des pointes propag es via un r seau fonctionnel c r bral L interpr tation des v nements paroxystiques intercritiques ne doit pas se faire simplement selon un mode spatial Il est n cessaire d tudier ceux ci du point de vue temporel et de prendre en compte les liens fonctionnels qui existent entre les zones anatomiques c r brales L EEG HR a donc toute sa place dans le cadre du bilan pr chirurgicale car cette technique permet une analyse anatomo fonctionnelle non invasive en rapport avec la zone irritative et elle permet d optimiser la d finition topographique des cibles lors des explorations intra c r brales en SEEG La cortectomie vis e curative ne doit donc pas se limiter une simple r section de la l sion A l image de l tude clinique pr c dente nous pouvons dire que notre m thode ALLES permet d o
223. n pour simuler la r ponse BOLD enregistr e Nous n avons utilis qu un seul contraste du type 1 1 pour mettre en vidence les variations entre les phases de repos et d activit Enfin du point de vue statistique nous avons toujours test notre hypoth se de d part Ho avec un test de Student t dont la valeur de p tait gale a 0 001 z 3 Ceci signifie que les activations obtenues sur nos cartographies c rebrales ne sont pas dues au hasard mais a une difference significative au seuil de 0 001 des signaux enregistr s pendant la phase de repos et d activation 69 Figure 41 Carte d activation obtenue au terme du traitement des donn es d IRMF convention radiologique Vous pouvez observer sur ces cartes d activation en coupe axiale les zones activ es lors d une stimulation motrice de la main droite Cette stimulation correspond l ouverture et a la fermeture de la main mouvement de pr hension au rythme de 1Hz impos par une s quence vid o montrant un m tronome Le mouvement de la main est contr l visuellement par l exp rimentateur lors de l examen Fited responses FLU_VBALE fitted a aa plus error r ponse en 51 6 4 8 33 6 o 50 100 150 200 250 300 350 temps seconde Figure 42 D cours temporel du signal d un voxel appartenant a une zone activ e Ce signal en pointill est en parfaite corr lation avec les phases de repos et de stimulation demand es
224. n 35 ce qui diminue tr s nettement le risque de mouvements de la t te de l individu lors de l acquisition Plan de coupe IRM Bille de gadolinium Figure 96 Influence de l emplacement de la coupe sur le rep rage IRM Le centre physique O de la bille de gadolinium peut tre consid r a tort en O si le plan de coupe ne passe pas pr cis ment au centre de la bille ou s il existe un espacement trop important entre les coupes Les diff rences de pr cision observ es entre l tude sur fant me et chez Homme sont certainement dues a la forme g om trique des t tes En effet la t te humaine pr sente une forme beaucoup plus complexe que la forme arrondie du fant me de t te Ceci a pour cons quence de perturber la projection des coordonn es du centre des marqueurs sur le cuir chevelu En effet avec le fant me une simple projection centripete permettait d obtenir une correction satisfaisante alors que cette m me projection donne des r sultats tr s mauvais chez l Homme C est pour cette raison que nous avons d velopp une nouvelle m thode de projection bas e sur le calcul de norme vectorielle et de cr ation d un maillage convexe Ces r sultats m me s ils ne nous permettent pas de savoir quelle est la m thode la plus pr cise montrent que le rep rage en IRM est aussi pr cis que le pied coulisse num rique et la num risation lectromagn tique La pr cision obtenue semble suffisante pour r
225. n et d ajustement des moindres carr s Goodness Of Fit GoF entre le champ reconstruit avec les sources localis es et les mesures r elles Le param tre de goodness of fit est defini de la fa on suivante N S Ka S u comp obs GoF 1 gt Fe i obs ou Saas est le champ lectromagn tique calcul a partir de la position et de l orientation des sources et S obs le champ lectromagn tique mesur sur les Nc capteurs D autres m thodes ont t d velopp es afin de ne pas mod liser la source par un seul g n rateur mais au contraire de permettre une estimation de multiples dip les comme MUSIC Multiple Signal Classification Mosher et al 1992 Cette m thode consiste positionner un ensemble de dip les sur l ensemble du volume cortical de fa on quidistante Gr ce une analyse en composante principale du signal cette m thode pr sente une cartographie repr sentant la contribution de chacun des dip les l mentaires 1 3 Le rep rage spatial des capteurs EEG Spatial localization of EEG electrodes Koessler L Maillard L Benhadid A Vignal JP Braun M Vespignani H Neurophysiologie Clinique Clinical Neurophysiology 2007 37 97 102 Annexe 1 Cette tape qui fait l objet de ce travail de These repr sente une tape a part enti re dans la m thode de localisation de source En effet pour visualiser la position du g n rateur intra c r bral il est n cessaire de r
226. n potentiel plus important que ceux positionn s la perpendiculaire de cet axe et donc proches des lignes d iso potentialit s Figure 5 Figure 5 Champ lectrique cr par un potentiel post synaptique excitateur PPSE au niveau des dendrites apicales d une cellule pyramidale corticale Ce PPSE engendre une d polarisation membranaire des dendrites apicales constituant de ce fait un puits de courant alors que le soma et les dendrites basales constituent une source de courant Des lignes de champs lectriques sont alors cr es dans le milieu extracellulaire lignes pleines fl ch es ainsi que des lignes d iso potentialit s lignes pointill es Le potentiel mesur entre les points C et D proches de la cellule est quasi nul car sur la m me ligne d 1so potentialit alors que le potentiel mesur entre les points A et B situ s dans l axe source puits pr sente une amplitude de 500 uV Figure extraite de Gloor 1985 Les courants emis par une seule cellule ne sont pas enregistrables en surface il faut donc la synchronisation d un grand nombre de cellules corticales pour qu emerge une activit enregistrable par les lectrodes de scalp utilis es en EEG de surface Ce nombre est valu entre 10 et 10 neurones Nunez 1981 La mod lisation dipolaire est donc caract ris e par six param tres dont trois correspondent la localisation spatiale du g n rateur x y z un l amplitude et deux l orie
227. n que le mod le dipolaire Une m trique compos e de n dipoles l mentaires est plac e telle une grille sur l imagerie anatomique du sujet Chaque dipole est s par par une distance fixe qui peut tre r gl e par l utilisateur 8mm par d faut L algorithme calcule ensuite par analyse en composante principale le signal EEG et fournit une cartographie c r brale dont les couleurs chaudes repr sentent les dipoles qui expliquent le mieux gt 95 le signal analyse Figure 36 Figure 36 Exemple d une coupe frontale avec utilisation de l algorithme MUSIC 3 4 L examen d IRM Fonctionnelle RMP De fa on tester la compatibilit IRM de nos capteurs nous avons aussi impl ment l examen d IRM fonctionnelle de fa on tester le ferromagn tisme de ceux ci dans des conditions tr s sensibles Cette mise en place a n cessit la prise en compte de plusieurs aspects allant de l acquisition au post traitement des images 3 4 1 Les aspects technologiques Comme indiqu dans le chapitre 3 3 4 toutes les images d IRM fonctionnelle ont t enregistr es avec VIRM 1 5 Tesla Signa General Electric Medical Systems GEMS Milwaukee Etats Unis Comme pour les examens d IRM standard nous avons utilise l antenne t te 8 canaux Afin d tudier les relations spatiales existantes entre la localisation des g n rateurs intra c r braux avec l EEG Haute R solution et l IRM fonctionnelle nous avons m
228. nates 8 Angular coordinates 0 and 6 located with Fastrack Polhemus on ten different healthy subjects show a variation about 4 1 3 6 for 0 azimuth and 4 5 3 7 for latitude between standard ten twenty electrode coordinates 7 These experiments are subject to errors because of the shape of the head A better correlation can be measured with the frontal and temporal electrodes 2 Comparison between manual measurements and electromagnetic digitization Two teams have compared manual measurements and electromagnetic digitization 1 10 The first study shows that there is a mean intra observer error of location of about 0 39 0 01mm between manual measurements with callipers and the Fastrack system and a mean inter observer error about 0 43 0 04mm This study was performed with twenty one electrodes taped to a phantom head surface The second study was done with sixty four electrodes in eleven healthy subjects The mean intra observer error was about 3 6 0 5mm Concerning the duration digitization takes 7 95 min whereas the manual measurements distances inter electrodes takes 5 66 min 3 Comparison between MRI localization and 3D electromagnetic digitization This study was realized by Brinkmann et al using twenty one electrodes on a realistic head model The authors first calculated the digitizer measurement accuracy and showed that the inter observer distance error was 0 39 0 01mm and the composite intra obser
229. nd intra observer accuracy in measuring scalp EEG sensors on the surface of the patient s scalp with the digitizer Digitizer measurements were made twice by three observers All numbers reported are in millimeters Inter observer Intra observer errors errors 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 In terms of accuracy the correlation between fifteen physical distances measured to distances calculated with ALLES and electromagnetic digitization 1s shown in Figure 11 Excellent correlations were obtained between these three techniques All intra class correlations ICC were comprised between 0 97 and 0 99 R correlation between physical distances measured with calipers and electromagnetic digitization was 0 99 0 98 with calipers and ALLES and 0 97 with electromagnetic digitization and ALLES 215 All ALLES and digitization distances were compared with these physical distances The mean and the standard deviation were calculated from the fifteen distances The distance error with the digitizer was 2 18 1 60mm mean standard deviation and 2 91 2 29 mm with ALLES Correlation between physical distances measured with electromagnetic digitization and ALLES y 1 0034x 0 589 R 0 9875 160 00 140 00 i I gal 120 00 l l l git 100 00 2 a 80 00 i Sid 60 00 ee 40 00 I c Polhemus 20 00 0 00 i 0 00 20 00 40 00 60 00 80 00 100 00 120 00 140 00 160
230. ndant ces trois ann es Je vous remercie d avoir financ mon projet et de m avoir accord votre soutien pour la valorisation industrielle du capteur EEG IRM Ma pr sence a vos c t s m a apport une vision nouvelle du monde de l industrie et j ai pu acqu rir gr ce a vous une culture industrielle que je n avais pas avant ce Doctorat Soyez assur de mon plus profond respect et de ma profonde gratitude A M le Professeur Jacques FELBLINGER pour m avoir accueilli dans ton Unite de Recherche J ai particuli rement appr ci la qualit de nos relations et la franchise que tu as eue en toutes circonstances avec moi Mon exp rience au sein de ton laboratoire a t tres enrichissante Re ois ici un modeste t moignage de ma haute consid ration A M le Docteur Louis MAILLARD pour m avoir encadr depuis mes d buts au laboratoire d explorations fonctionnelles neurologiques En effet je tiens a te remercier pour tous ces projets que tu m as confi s depuis 2002 Merci pour ta disponibilit tes conseils et ta bonne humeur au quotidien Ce fut un r el plaisir de travailler en ta compagnie et j espere que lavenir nous rapprochera nouveau La r ussite de ce Doctorat est en grande partie li e tol A M le Docteur Jean Pierre VIGNAL pour m avoir aid et guid dans mes travaux Je vous remercie pour la qualit des discussions que nous avons eues et pour vos conseils tr s pr cieux Ce fut pour moi un r el plais
231. ns test plusieurs mat riaux et substances visibles en IRM Nous avons ensuite con u et adapt un support ergonomique pouvant accueillir a la fois le marqueur IRM et l lectrode EEG L ensemble lectrode support et marqueur formant ainsi notre capteur Les tudes de ferromagn tisme que nous avons men es ont montr une excellente compatibilit de la cupule en Ag AgCl et une compatibilit faible du micro connecteur permettant de relier l lectrode au c ble de connexion EEG La bonne compatibilit ferromagn tique de la cupule est tr s importante dans le sens o 1l s agit de l l ment directement en contact avec la peau De plus gr ce plusieurs enregistrements EEG IRM et IRMf chez des t moins et des patients nous avons vu que la compatibilit m diocre des connecteurs avait une influence tres faible sur la qualit des images obtenues Il est tr s important de noter qu aucune br lure ni aucune sensation d chauffement n ont t constat es ou rapport es par la population incluse dans cette tude Une solution envisageable pour am liorer la compatibilit IRM du micro connecteur serait de fabriquer celui ci directement dans la continuit de la cupule et dans le m me m tal Figure 95 De cette fa on plus aucun c ble ne serait n cessaire et plus aucun probl me de compatibilit en IRM ne serait observ Figure 95 Vue de dessus et de profil d un prototype de cupule EEG permettant d am liore
232. ns une r gion non fonctionnelle du cerveau La localisation anatomique des activit s pathologiques recueillies en surface devient de ce fait fondamentale dans la perspective d une chirurgie de l pilepsie A cet effet l exploration pr chirurgicale sera destin e a d terminer la localisation pr cise de la zone pileptog ne qui est l origine des crises d pilepsie L lectroenc phalographie num ris e mise en uvre depuis quelques ann es utilise notamment une fr quence d chantillonnage lev e une modification du filtrage et de l amplitude a r volutionn la neurophysiologie et a permis une analyse plus fine des signaux recueillis la surface du cuir chevelu Ainsi l enregistrement de l activit bio lectrique c r brale permet la localisation des g n rateurs intra c r braux l origine de courants lectriques recueillis en surface gr ce un proc d de localisation de source qui n cessite au pr alable un rep rage tridimensionnel des capteurs lectroenc phalographiques 195 10 15 20 25 30 35 Pour la mod lisation du volume c r bral des patients ainsi que des g n rateurs intra c r braux responsables des crises d pilepsie des mod les biophysiques et math matiques ont t propos s afin de d terminer de fa on la plus pr cise possible la localisation anatomique de la zone pileptog ne L imagerie par r sonance magn tique est un examen non invasif qui va permettre
233. nsems J and van Huffelen A Measurement of the conductivity of skull temporarily removed during epilepsy surgery Brain Topography 2003 16 1 29 38 Huppertz H Otte M Grimm C Kriesteva Feige R Mergner T L cking C Estimation of the accuracy of a surface matching technique for registration of EEG and MRI data Electroenceph clin Neurophysiol 1998 106 409 415 Ikeda H Nishijo H Miyamoto K Tamura R Endo S Ono T Generators of visual evoked potentials investigated by dipole tracing in the human occipital cortex Neuroscience 1998 84 3 723 39 Jack R Marsh R Hirshchorn K Sharbrough F Cascino G Karwoski R Robb R EEG scalp electrode projection onto three dimensional surface rendered images of the brain Radiology 1990 176 413 418 Jallon P Hauser AW Dulac O Berg A Prognosis of epilepsies and epileptic syndromes John Libbey Eurotext 2003 Jansen FE Huiskamp G van Huffelen AC Bourez Swart M Boere E Gebbink T Vincken KL van Nieuwenhuizen O Identification of the epileptogenic tuber in patients with tuberous sclerosis a comparison of high resolution EEG and MEG Epilepsia 2006 47 1 108 14 Jasper HH The ten twenty electrode system of the International Federation Electroenceph Clin Neurophysiol 1958 10 371 375 Jin K Nakasato N Shamoto H Kanno A Itoyama Y Tominaga T Neuromagnetic Localization of Spike Sources in Perilesional Contralateral Mirror and Ipsilateral Remote Areas in Patients wit
234. nt t effectu es dans le protocole qui concernent les donn es recueillies nouvelles donn es augmentation de la dur e de suivi transmission d autres personnes le protocole doit tre soumis de nouveau au Comit consultatif sur le traitement de l information en mati re de recherche dans le domaine de la sant puis la Commission nationale informatique et libert 10 6 Confidentialit des sujets L investigateur s assurera que l anonymat de chaque volontaire participant l tude est garanti Aucune information permettant l identification des personnes ne sera communiqu e des tiers autres que ceux repr sentants du promoteur et du Minist re de la Sant r glementairement habilit s d tenir cette information et qui sont tous tenus au secret professionnel 10 7 Dur e de l tude La dur e totale de l tude est de 2 ans Chaque sujet inclut passera environ une demi journ e plusieurs jours pour le protocole d fini Pr ciser la dur e pr vue totale de l tude la dur e de la participation pour chaque sujet volontaire et les dates envisag es pour la p riode de recrutement des patients ces derni res doivent tre estim es de mani re assez large pessimistes dans la mesure o elles conditionnent la dur e de couverture de l assurance responsabilit civile du promoteur pour le protocole Date pr vue de d but d tude Septembre 2005 Date pr vue de fin d tude Ao t 2007
235. nt grera avec toutes les tapes de la localisation de source a savoir L enregistrement EEG L enregistrement IRM La mod lisation des milieux de propagation La mod lisation des g n rateurs corticaux Le recalage anatomo fonctionnel La r solution du probl me inverse FEFFEE Toutes ces tapes indissociables ont une influence sur la localisation des g n rateurs de l activit c r brale Dans notre cas nous nous proposons d optimiser une de ces tapes savoir le rep rage spatial des capteurs EEG 44 Chapitre III Mat riels et M thodes Nous allons aborder dans ce chapitre la description des dispositifs et m thodes utilis s pour mettre au point notre nouvelle m thode de rep rage des capteurs EEG en IRM Nous verrons dans un premier temps les dispositifs nouveaux que nous avons d velopp s savoir le capteur EEG IRM et l algorithme de d tection automatique puis nous voquerons dans un second temps les tudes effectu es pour valider de notre projet 3 1 Le capteur EEG IRM Afin de rep rer les lectrodes EEG gr ce a l IRM nous avons d velopp un nouveau capteur qui prend en compte d une part les contraintes nonc es dans le chapitre 2 savoir la compatibilit avec le champ magn tique intense Bo la compatibilit avec les ondes radiofr quences la visibilit dans le champ IRM D autre part ce d veloppement a aussi t fait dans le but de permettre une mise en p
236. nt des dilations de Virchow Robin Matthias et Koessler 2007 147 Localisation neuroanatomique des pointes intercritigues chez des patients pileptiques Huit patients pr sentant une pilepsie partielle pharmaco r sistante avec une origine post rieure pari tale occipitale temporo occipitale ont fait l objet de cette tude au cours de laquelle nous avons localis les g n rateurs des pointes intercritiques recueillies en surface Les r sultats obtenus montrent une bonne corr lation entre la localisation neuroanatomique des pointes intercritiques et les hypoth ses lectrocliniques d finies partir des enregistrements vid o EEG En r gle g n ral la localisation de la zone irritative confirme une des deux hypoth ses formul es par les cliniciens Les localisations non concordantes DOL TO PER NO laissent penser qu un r seau fonctionnel plus complexe existe entre la zone l origine des pointes et celle l origine des crises Ces localisations devront donc faire l objet d analyse plus pr cise notamment avec des enregistrements de profondeur SEEG Notre m thode ALLES n affecte donc pas la localisation spatiale des g n rateurs de pointes intercritiques Toutes les tudes de pointes intercritiques seront valid es prochainement puisque les patients inclus auront un examen de St r oelectroencephalographie L EEG HR ne se substitue pas aux autres examens du bilan pre chirurgical analyse lectroclini
237. ntation 1 2 2 La mod lisation des milieux de propagation A l origine la mod lisation des milieux de propagation s est faite avec un mod le sph rique constitu de sph res concentriques repr sentant respectivement le scalp la bo te cranienne et le cerveau Une quatri me sph re tant quelques fois ajout e pour la prise en compte du liquide c phalo rachidien Lopes da Silva amp Van Rotterdam 1993 Classiquement les sph res avaient des rayons respectifs de 90 83 et 70 mm Des valeurs standard de conductivit s sont attribu es chacun de ces volumes concentriques Geddes amp Baker 1967 0 33 Siemens metre pour le cerveau et le scalp et 0 0042 Siemens metre pour Pos 23 Dans le cas ou le liquide c phalo rachidien est repr sent sa valeur est de 1 Siemens metre Il faut noter que ces valeurs sont consid r es a tort homog nes En effet le crane pr sente une conductivit anisotrope qui varie selon son paisseur mais aussi en fonction de la direction des courants lectriques qui le traversent A titre d exemple le crane a une conductivit 3 a 10 fois plus faible pour les sources radiales que pour les sources tangentielles la surface osseuse La conductivit c r brale est elle aussi anisotrope avec une conduction pr ferentielle dans la direction parall le aux fibres que dans une direction perpendiculaire Nicholson 1965 Wolters et al 2006 Ces anisotropies ne sont pas encore suffisamment prises
238. obb R 1998 Scalp recorded EEG localization in MRI volume data Brain Topography 10 4 245 253 De Munck J C Vijn P C M Spekreise H 1991 A pratical method for determining electrode positions on the head Electroenceph clin Neurophysiol 78 85 87 Gavaret M Badier JM Marquis P Bartolomei F Chauvel P 2004 Electric source imaging in temporal lobe epilepsy J Clin Neurophysiol 21 4 267 82 217 Gavaret M Badier JM Marquis P McGonigal A Bartolomei F Regis J Chauvel P 2006 Electric source imaging in frontal lobe epilepsy J Clin Neurophysiol 23 4 358 70 Huppertz H Otte M Grimm C Kriesteva Feige R Mergner T L cking C 1998 Estimation of the accuracy of a surface matching technique for registration of EEG and MRI data Electroenceph clin Neurophysiol 106 409 415 Huppertz HJ Hof E Klish J Wagner M Lucking CH Kristeva Feige R 2001 Localization of interictal delta and epileptiform EEG activity associated with focal epileptogenic brain lesions Neuroimage 13 1 15 28 Khosla D Don M Kwong B 1999 Spatial mislocalization of EEG electrodes effects on accuracy of dipole estimation Clin Neurophysiol 110 261 271 Koessler L Maillard L Benhadid A Vignal JP Braun M Vespignani H 2007 Spatial localization of EEG electrodes Neurophysiologie Clinique Clinical Neurophysiology 37 97 102 Lagerlund T Sharbrough F Jac
239. of the anatomical data MRI with the functional data EEG relies on the 3D localization of the EEG electrodes placed on the head of the patient Five different methods can be found in literature The first 1s in a technical manual 3 10 However the most current method uses the electromagnetic digitizers 7 10 17 Other authors propose alternative techniques MRI localization of the electrodes 1 8 13 18 the use of geodesic photogrammetry system GPS 12 15 and the use of ultrasound digitization 14 The different methods for determining electrode positions 1 Manual methods Several manual methods have been described in the literature to perform the 3D localization of EEG electrodes The first one called direct measurement 3 consists in measuring with calipers the position between each sensor and fixed landmarks nasion left and right pre auricular points These measurements enable the calculation of Cartesian coordinates for each electrode placed on the head Fig 1 adapted form De Munck JC In this approach the electrode is modelled by a point which represents its center of gravity M x y Z right ear inion x Fig 1 Manual determination of the electrode position M 165 In order to find the 3D coordinates of the electrode M the distances 2b d1 d2 d3 and c are measured The following system of equations gives the Cartesian coordinates of the electrode dl 4 x a y 7 x 2a ee ab 2d
240. oire ou un h pital De plus une mauvaise inclinaison du stylet lectromagn tique sur le capteur lors de la num risation peut fausser aussi les mesures La distance s parant le transmetteur lectromagn tique et la t te des individus tant fix e dans le protocole entre 50 cm et 70 cm aucune erreur de num risation ne peut tre imputable ce param tre qui doit tre imp rativement contr l En effet la documentation technique du syst me Fastrack pr cise qu au dela de 3m de distance la pr cision du rep rage peut tre r duite 140 La pr cision du syst me de num risation dans des conditions cliniques semble donc tr s nettement inf rieure puisque la documentation technique de l appareil donne une pr cision statique de 0 8 mm voir documentation technique en annexe 6 Du point de vue du rep rage spatial en IRM les erreurs de pr cision peuvent tre dues 1 aux h t rog n it s des gradients ce qui provoque une distorsion g om trique des images IRM 2 aux mouvements de la t te du patient dans l antenne 3 au plan de coupe car s il ne passe pas pr cis ment au centre du marqueur des erreurs AL peuvent tre provoqu es Figure 96 Dans le cadre de nos tudes nous avons pris toutes les pr cautions pour immobiliser la t te du patient Il n existe aucun espacement entre les coupes Pour encore am liorer la m thode nous avons trouv une nouvelle s quence IRM 3D T1 qui est beaucoup plus rapide 4 mi
241. ompatibilit et visibilit des capteurs EEG en IRM 4 1 1 Compatibilit en IRM Du point de vue m canique nous avons not un tr s bon comportement des capteurs dans l IRM puisque nous n avons observ aucun d placement de ceux ci sous l effet du champ magn tique Bo Aucune force d attraction entre l aimant de l IRM et les capteurs n a t observ e Du point de vue de l imagerie deux r sultats majeurs ont pu tre mis en vidence Le premier montre une excellente compatibilit des cupules EEG avec les s quences en Echo de gradient et en Echo Planar Imaging En effet apr s inspection visuelle de plusieurs experts en imagerie nous n avons observ aucun art fact et aucun hypersignal sur les images Les cupules EEG n entrainent pas de distorsion des images A titre d exemple la figure 50 montre les r sultats obtenus avec l lectrode cupule en Ag AgCI R f 3331D10 MED Le deuxi me r sultat obtenu montre une compatibilit m diocre des connecteurs qui permettent de faire le lien avec le syst me d acquisition EEG t ti re En effet ces connecteurs g n ralement constitu s d alliage de Cuivre impure pr sentent des artefacts et une d formation du champ magnetique dans leur voisinage Cette deformation s accentue nettement avec la s quence EPI du fait de la grande susceptibilit magn tique de cette s quence La figure 51 montre les r sultats obtenus avec la m me lectrode que pr c demment
242. onfiguration spatiale des lectrodes du syst me 10 10 Il est n anmoins possible de modifier ce mod le dans le programme si d autres configurations spatiales sont utilis es en recherche clinique Le processus de d tection et de labellisation des 64 capteurs prend en moyenne dix minutes ce qui est tr s convenable par comparaison avec les dur es estim es de num risation lectromagn tique 8 min Le et al 1998 ou de photogramm trie 15 20 min Russel et al 2005 La projection des capteurs de surface sur le cortex c r bral a d j t d crite dans la litt rature Okamoto et al 2004 et 2005 Jurcak et al 2005 Jack et al 1990 Ces m thodes utilisent diff rents proc d s de projection des capteurs d pendant ou non de la pr sence du maillage c r bral Dans notre cas nous avons utilis le maillage 3D du cerveau obtenu apr s mod lisation dans le logiciel de localisation de source Par calcul de l intersection entre le maillage c r bral et une sph re imaginaire centr e sur le capteur nous avons r ussi localiser le point anatomique sous jacent chacun des capteurs Cet outil comme nous le verrons par la suite permet de faire des corr lations neuroanatomiques et de v rifier le bon positionnement des capteurs la surface du cerveau Deux types de valorisation de cet algorithme peuvent tre envisag s savoir la mise en ligne gratuite sur le web de cet outil comme cela peut tre le cas de logici
243. ontaire version n 3 du 16 01 2006 Nancy fe mercredi 25 janvier 2006 C Ua Pr sident o gt a N st s e 4 saze Docteur Pe PETON s 29 avenue du Mar chal de Lattre de Tassigny 54035 NANCY Cedex Vel 03 83 85 22 09 Fax 03 83 85 26 79 E mail cepprb chu nancy fr 194 7 10 15 20 25 30 Annexe 4 Brevet d invention DESCRIPTION La pr sente invention concerne le domaine m dical et plus particuli rement des quipements utilis s dans le domaine des investigations par imagerie par r sonance magn tique et par d tection de signaux lectrophysiologiques notamment en vue de l tablissement de diagnostics relatifs au fonctionnement d organe telle que le cerveau par exemple et a pour objet un capteur de signaux lectrophysiologiques utilis en relation avec les enregistrements d imagerie par r sonance magn tique ou IRM morphologiques et fonctionnels pourvu d un moyen de localisation compatible avec et rep rable l IRM Pour illustrer ce propos prenons par exemple l application m dicale concernant la localisation du foyer pileptog ne dans le cadre des bilans pr chirurgicaux des pilepsies partielles pharmaco r sistantes Dans 30 des cas les pilepties partielles sont r sistantes un traitement m dicamenteux et seul un traitement chirurgical par ex r se de la zone pileptog ne peut tre envisag condition que cette zone pathologique soit unique et soit situ e da
244. or posterior axis along the left right axis and around the circumference All numbers reported are in millimeters mean mean 213 Table 3 This table presents the differences between and t test values of all the methods of investigating distances Cal digital calipers Dig digitizer MRI magnetic resonance images Dist distances ACTE mm mm Cal Dist MRI Dist 006 1 59 016 0 87 0 03 Study with human subjects Every subject underwent an MRI investigation with the new scalp EEG sensors Fig 8 e e si fi dhsgn atte use ui a Fig 8 Axial and Frontal views of EEG sensors on a patient s scalp Examples of the 3D convex hull and spatial reconstruction of the 64 sensors are presented in Figures 9 and 10 Each intersection of lines represents an EEG sensor A B Fig 9 3D convex hull using the barycenters of the segmented Gado balls Top sight A and right sight B 214 FT10 FT9 TP8 Ea FT10 FT8 po P10 B Fig 10 Spatial reconstruction of the 64 sensors Top sight A and Right sight B Inter and intra observer measurement errors are summarized in table 4 The composite mean standard deviation digitization inter observer distance error was 4 17 2 10 mm and 2 59 1 07 mm for intra observer distance error In contrast to this 1t 1s important to notice that there were no errors of reproducibility with the automatic MRI algorithm Table 4 Inter a
245. otentiel cr e alors un courant qui se propage entre la source zone p ri somatique et le puits arborescence dendritique Gloor 1985 Creutzfled amp Houchin 1974 Au niveau d un m me neurone 1l y aura alors en pr sence de deux p les lectriques de signes oppos s qui peuvent tre mod lis s comme un dip le lectrique unitaire Un ensemble de cellules pyramidales synchronis es et orient es parall lement en colonne corticale pourra donc tre mod lis par un dip le quivalent de courant Selon l arrangement spatial des colonnes neuronales ce dip le quivalent pr sentera des orientations diff rentes qui feront donc varier les diff rences de potentiels enregistr es entre les couples d lectrodes Si le dip le est orient perpendiculairement la surface on parle de dipole radial alors que s il est orient parall lement on parle de dip le tangentiel Figure 4 Figure 4 Relation entre mod le dipolaire et structure corticale On distingue grossi rement deux types de dip les de courant les dip les radiaux qui correspondent l activation des sommets des gyri corticaux et les dip les tangentiels qui correspondent l activation des sillons corticaux 22 Le potentiel recueilli en surface d pend nettement plus de l orientation du dip le par rapport aux capteurs que de la distance s parant le g n rateur des capteurs En effet les capteurs positionn s dans l axe source puits capteront u
246. ototype et de son c ble de connexion le reliant au systeme d acquisition EEG Histogramme de niveaux du gris du volume IRM avec calcul automatique du seuil gr ce au calcul de la courbe adaptative Exemple de maillage convexe 2D comprenant l ensemble des points de cet espace g om trique Exemple illustrant la m thode de calcul de la normale en un point d intersection du maillage 3D Exemple d une partie du cuir chevelu d un sujet o on peut distinguer le maillage convexe passant par le centre des marqueurs IRM points noirs Projection plane du syst me international 10 10 Exemple de paroxysmes intercritiques o toutes les voies EEG ont t superpos es IRM anatomique haute d finition selon les trois plans de coupe frontal transverse et sagittal Dispositif de num risation lectromagn tique Fastrack Polhemus Colchester Etats unis Rep rage manuel d un capteur EEG l aide du logiciel ASA Delimitation par seuillage des diff rents tissus constitutifs du milieu de propagation des courants lectroneurophysiologiques Exemples de recalage anatomo fonctionnel en coupe sagittale Repr sentation du syst me anatomique qui d finit les axes x y et z pour la localisation de source Exemple d une coupe frontale avec utilisation de l algorithme MUSIC Schema synoptique global r sumant I installation technique que nous avons mise en place au CHU de Nancy P
247. our se faire deux hypotheses de d part ont t mises Est ce que les gels de conduction inject s dans les lectrodes cupules produisent un signal IRM Est ce que ce signal peut permettre de localiser les lectrodes Est il possible de m langer des solutions paramagn tiques avec ces gels pour les rendre visibles Existe t il des marqueurs externes IRM qui pourrait indiquer sur les images IRM la pr sence d une lectrode 46 3 1 2 1 Les gels de conduction Les gels de conduction sont des solutions plus ou moins liquides riches en lectrolytes chlorure de sodium de potassium etc afin d optimiser le recueil du signal EEG en augmentant la conductivit des signaux et en diminuant l imp dance Plusieurs types de gels existent sur le march selon les fabricants Voici la liste des diff rents gels couramment utilis s pour les enregistrements vid o EEG longue dur e et qui ont t test s au cours de cette tude Electrode Cream GE Medical System Freiburg Allemagne Brygel HC Brymore Faetano R publique de San Marin Reegapha MEI Montreuil France EC2 AstroMed West Warmick Etats Unis Giunta Erasmo Micromed Treviso Italie Electro gel ECI Ohio Etats Unis MicroTen 10 40 50 et 60 SPM Palerme Italie Zero Gel Aspet In Med Quint Fonsegrives France Les solutions paramagn tiques utilis es pour marquer les gels de conduction sont d une part le gadolini
248. ous avons compar les localisations anatomiques et les aires de Brodmann associ es chacune de ces positions Figure 47 Repr sentation en coupe sagittale gauche et frontale droite du r f rentiel de Talairach d fini par 8 rep res anatomiques L axe x pointe vers l avant l axe y vers la gauche et l axe z vers le haut L origine de ce rep re est situ e au niveau de la commissure blanche ant rieure AC 3 8 Etude des g n rateurs de pointes intercritiques chez des patients pr sentant une pilepsie partielle post rieure Dans le cadre de cette tude vingt patients pileptiques pharmaco r sistants ont t inclus Cette population est compos e de 8 femmes et de 12 hommes dont la moyenne d ge est de 37 7 ans Parmi cette population 9 patients pr sentent une pilepsie temporale 7 une pilepsie post rieure pari tale et occipitale 2 une pilepsie centrale 2 une pilepsie frontale Pour chacun de ces patients nous avons enregistr des paroxysmes intercritiques et tudi la localisation anatomique des g n rateurs de pointes intercritiques A l image des tudes effectu es chez les sujets sains nous avons utilis deux types de mod lisation de source savoir la mod lisation dipolaire moving dipole et MUSIC Chaque patient a fait l objet d hypoth ses cliniques pr alablement faites par l quipe m dicale et d finies apr s analyse de la s miologie des crises en vid o EEG
249. ous du capteur la figure 4 est une vue en l vation lat rale de la cellule lectrophysiologique seule et la figure 5 est une vue de dessus du corps du capteur Les figures 1 3 des dessins annex s repr sentent titre d exemple un capteur de signaux lectroenc phalographiques essentiellement constitu par une lectrode lectroenc phalographique 1 munie d une connexion lectrique 2 un c ble de liaison un appareil de d enregistrement et ou de traitement des signaux et d un orifice 3 d introduction de gel de conduction De mani re connue l lectrode 1 est r alis e sous forme d une cupule concave en argent argent chlorure impolarisable laquelle est soud e la connexion lectrique 2 figure 4 Le c ble de liaison un appareil de d enregistrement et ou de traitement des signaux est reli la connexion lectrique 2 par un connecteur de type microfiche 198 10 15 20 25 30 35 Conform ment l invention ce capteur est pourvu en outre d un moyen de localisation 4 compatible avec et rep rable l IRM De pr f rence l lectrode lectroenc phalographique 1 est mont e dans un support 5 logeant simultan ment le moyen de localisation 4 figures 1 et 2 Ce support 5 pr sente cet effet une partie inf rieure ou base 5 de logement et de maintien de l lectrode lectroenc phalographique 1 et une partie sup rieure 5 de fixation et de maintien du moyen de localisation 4 figur
250. p rage des capteurs Smm les erreurs de localisation dipolaire sont de 2 mm en position et de 2 en orientation De plus lorsque le rapport signal sur bruit est faible les erreurs de rep rage des capteurs engendrent des erreurs importantes de localisation sur les sources profondes 39 A l inverse lorsque le rapport signal sur bruit augmente on observe une erreur plus importante sur les sources superficielles Ceci s explique par le fait que le bruit a un effet nettement plus important sur les sources profondes parce que d j att nu es par l loignement aux capteurs le signal d croit avec l inverse du carr de la distance 2 5 Influence du nombre de capteurs EEG sur la localisation de source Le nombre d lectrodes EEG positionn es sur le scalp influence aussi la localisation spatiale des g n rateurs intra c r braux A partir d tudes de simulation et r elles plusieurs auteurs ont montr que des distances inter lectrodes d environ 2 3 cm taient n cessaires pour viter les distorsions de champ lectrique de surface Gevins et al 1990 Spitzer et al 1989 Srinivasan et al 1996 1998 Theoriquement une distribution spatiale homog ne des capteurs devrait apporter une meilleure r solution topographique des l ments enregistr s en surface Neuf configurations diff rentes d lectrodes comprenant entre 25 et 181 lectrodes ont t choisies pour les tudes de simulation Lantz et al 2003
251. pour ce traitement une dur e moyenne d environ 10 minutes 4 2 1 La d tection Gr ce la figure 57 vous pouvez visualiser sur les images IRM des croix rouges qui indiquent la position pr cise des bulles rep r es gr ce l algorithme dans le volume anatomique du sujet consid r Cette tape enti rement automatis e permet l utilisateur de v rifier la bonne d tection des marqueurs et s il le faut de corriger les faux positifs points faussement identifi s comme des marqueurs et les faux n gatifs marqueurs non d tect s Pour se faire l utilisateur peut se d placer dans le volume IRM gr ce un curseur de d placement et cliquer sur l image pour ter ou positionner une croix rouge correspondant un marqueur sur l image Sun Ko Be KW Bus Oe gerne Coque Etuis Tr has Coque Etta que Coque Bamir Figure 57 Illustration de l interface de l algorithme montrant trois coupes frontales d avant en arri re de la t te d un sujet en Echo de Gradient T1 Ces trois images IRM montrent les diff rents marqueurs IRM d tect s croix rouges par l algorithme A c t de chaque image IRM se trouve un curseur de d placement dans le volume IRM 90 Il est int ressant de noter sur cette figure que nos nouveaux capteurs EEG ne perturbent pas les images IRM Aucun artefact de distorsion et ou de susceptibilit magn tique n est visible la surface du cuir chevelu 4 2 2 Le maillag
252. pourtour de la t te le syst me s affranchit donc des erreurs de localisation dues aux mouvements de la t te pendant l acquisition Stylet Emetteur Emetteur Transmetteur Champ lectromagn tique R cepteurs Figure 9 Dispositif de num risation lectromagn tique Polhemus Fastrack Les avantages d un tel syst me sont qu il est tr s pr cis et que le temps d acquisition de l ensemble des lectrodes est court quelques minutes Cependant les coordonn es des lectrodes tant rep r es par rapport des r cepteurs plac s sur le scalp il est indispensable de num riser aussi les rep res anatomiques Nasion Pre auriculaire droit et gauche De ce fait une transformation math matique des coordonn es spatiales devra tre effectu e afin d obtenir les coordonn es des lectrodes dans le syst me anatomique Ce type de transformation math matique est r alis par des logiciels Neuroscan EEtrak mais des erreurs peuvent tre induites lors de cette transformation Du point de vue pratique cette m thode est relativement d licate car il faut que la t te du patient soit tr s proche de l metteur moins de 60 cm sinon des erreurs importantes peuvent se produire Brinkmann et al 1998 Des pr cautions particuli res sont aussi n cessaires prendre lors du rep rage spatial notamment dans l inclinaison du stylet par rapport l lectrode num ris e L utilisation et la pr cision d
253. pport plastique que nous avons usin et qui permet le maintien de l lectrode EEG et l embo tage du marqueur IRM Ce support pr sente une base de forme arrondie de 18mm de diam tre ce qui offre une surface de collage suffisamment importante pour un enregistrement EEG de longue dur e Cette base est perc e au centre un diam tre de 9mm afin de pouvoir emboiter et fixer l lectrode EEG Le support fait 10mm de hauteur ce qui le rend ergonomique Le plastique utilis est st rilisable et supporte l ensemble des produits de d sinfection utilis s en laboratoire Le plan d taill du support se trouve en Annexe 2 Pour la conception de ce support nous nous sommes bas s sur le support Brainlab Reference 52151 BrainLab Allemagne Ce prototype est accompagn d un cable de connexion EEG en cuivre d une longueur gale a 1 20m permettant de relier le capteur au systeme d acquisition EEG Ce cable EEG est pourvu de deux connecteurs differents L un est un micro connecteur m le qui permet la liaison avec le capteur et l autre est un connecteur de type securit qui permet la connexion avec la bo te t ti re EEG Pour nos essais d enregistrement EEG Haute R solution nous avons utilis un cable de connexion EEG MEI R f rence 241602 MEI France 50 L ensemble du dispositif comprenant les trois l ments est repr sent ci dessous Figure 23 Micro connecteur male Le mm Marqueur IEM Mic
254. pr sentent de nombreux inconv mients limitant fortement la pr cision la fiabilit et la simplicit d utilisation En effet ce rep rage est une tape limitante de la localisation des g n rateurs intrac r braux du fait que les mesures enregistr es ne sont pas reproductibles et pr cises cause de l influence de l environnement sur le champ lectromagn tique utilis ainsi que du fait de la num risation manuelle effectu e par l utilisateur En outre l utilisation d un tel appareillage exige une tape suppl mentaire au proc d de localisation de source qui n cessite d j l enregistrement de l activit lectrique c r brale et l enregistrement d imagerie par r sonance magn tique anatomique du patient Il a galement t propose dans ce type d tude de mettre en ceuvre des capteurs qui restent en place sur le scalp pendant la r alisation de l imagerie par r sonance magn tique et permettant simultan ment l enregistrement des signaux lectroenc phalographiques Toutefois m me si de tels capteurs permettent une interpolation des donn es de l imagerie avec celles des signaux leur positionnement spatial ne peut pas tre directement v rifi du fait qu ils ne sont pas d tectables En outre comme ces capteurs fonctionnent simultan ment la r alisation de l imagerie par r sonance magn tique ils sont reli s par des fils conducteurs au dispositif d enregistrement et ou de traitement des donn es et ils
255. que des crises IRM imagerie m tabolique et fonctionnelle mais elle apporte une pr cision suppl mentaire dans Il identification de la zone irritative Avec le d veloppement de nos nouveaux capteurs il est aussi envisageable d tudier des crises en EEG HR et donc de d finir tr s pr cis ment la zone pileptog ne Deux patients ont t r cus s pour un traitement chirurgical tant donne d une part les foyers multiples observ s chez GRU DI et d autre part les h t rotopies p ri ventriculaires observ es chez PER NO L EEG HR va donc permettre pour les six patients restants de d finir des cibles anatomiques pr cises en plus des cibles identifi es partir des hypoth ses lectrocliniques formul es par l quipe m dicale Cette technique tr s prometteuse permet donc d tudier l chelle individuelle les relations complexes qui existent entre la zone pileptog ne l origine des crises et la zone 1rritative l origine des pointes intercritiques L EEG HR apporte ind niablement un plus cette tape indispensable de localisation anatomique avant toute cortectomie vis e curative Projection neuroanatomique des capteurs EEG en IRM Dans l analyse visuelle de PEEG de scalp brut le neurophysiologiste int gre des donn es anatomiques comportant notamment la connaissance des structures c r brales situ es en regard des lectrodes concern es par un ph nom ne lectrique Si cette connai
256. que et des algorithmes ne donnant que les coordonn es des capteurs Le dernier param tre valu est la performance de la m thode ALLES Pour cela nous avons estim les pourcentages de vrais positifs capteurs correctement identifies de faux positifs points faussement d tect s comme des capteurs et de faux n gatifs capteurs pr sents non d tect s pour une population de 18 individus Les r sultats montrent une proportion tr s lev e de marqueurs correctement d tect s d embl e 91 6 De m me la proportion de faux positifs est faible 3 9 Ces r sultats peuvent s expliquer par l utilisation du maillage convexe qui contraint la position surfacique des points d tect s En effet ce mod le n autorise pas la presence de points l int rieur du maillage t tra drique Les points faussement identifi s sont donc exclusivement situ s en p riph rie du maillage au niveau de la base du cou hypersignaux d artefact de d glutition en dessous de la ligne temporale basse Ces erreurs pourraient tre supprim es en r tr cissant le volume d acquisition IRM notamment au niveau de la partie inf rieure de la t te Concernant maintenant le pourcentage de faux n gatifs les r sultats peuvent tre am lior s 8 4 puisque les capteurs non d tect s sont dus en majorit l clatement des billes de gadolinium lors de l examen IRM ou alors un signal IRM trop faible d la perforation de la bille en con
257. quement 2 5 10 sur les coordonn es sph riques standard de chaque lectrode Ces erreurs de rep rage spatial montrent des erreurs moyennes de localisation de source allant de 2 5 15 6 en orientation voir Figure 16 20 Deus 20 5 S yet La 15 15 E 1s 5 amp E L a 10 1 10 10 D Le i a 5 SS 5 ie a _ 0 0 0 2 5 10 2 5 710 2 5 10 Erreurs de rep rage des lectrodes Erreurs de rep rage des lectrodes Erreurs de rep rage des lectrodes Figure 16 Erreurs de localisation et d orientation dipolaire dues des erreurs de rep rage des capteurs respectivement de gauche droite de 2 5 et 10 Figure adapt e de Khosla et al 1999 Cependant cette tude montre aussi que le mod le de t te ainsi que la pr sence de parasites dans l enregistrement EEG perturbent plus la localisation de source que le mauvais rep rage des lectrodes de surface L quipe de Wang montra ensuite avec un mod le de t te r aliste que les erreurs de localisation dipolaire Smm en position et 4 en orientation dues a une erreur moyenne de rep rage des lectrodes de 5mm taient quivalentes aux m me erreurs de localisation dipolaire si on ajoute du bruit au signal EEG avec un facteur de 8 a 10 fois Dans des conditions r elles d enregistrement EEG c est dire avec un faible bruitage des signaux et pour la m me erreur de re
258. qui sont trop petits pour correspondre un capteur sont supprim s 3 2 2 La d tection automatique La deuxi me tape de l algorithme consiste construire une maillage convexe selon la m thode de triangulation de Delaunay Boissonnat J D et al 1986 Ernst P et al 1996 Ce maillage 3D est calcul de fa on obtenir la plus petite enveloppe de l espace g om trique contenant l ensemble des points d tect s Figure 25 Figure 25 Exemple de maillage convexe 2D comprenant l ensemble des points de cet espace g om trique Le maillage 3D obtenu gr ce cette m thode est constitu d un ensemble de facettes o chaque intersection repr sente un marqueur IRM d tect Par ce proc d de triangulation 1l est possible d liminer tous les faux positifs qui se situeraient l int rieur de la coque c est a dire dans la t te du sujet Etant donne qu il existe une distance entre le centre du marqueur IRM et l lectrode il est n cessaire d appliquer une correction math matique pour obtenir les coordonn es spatiales des capteurs Pour se faire l algorithme doit calculer les vecteurs unitaires dont l origine se situe au niveau de chaque marqueur d tect et dont l orientation est perpendiculaire la surface du maillage Pour se faire chaque normale en un point vertex Vi est calcul e de la mani re suivante Une sph re de rayon arbitraire est centr e sur chacun des vertex de la coque puis
259. r la compatibilit ferromagn tique du micro connecteur Cette cupule en Ag AgCl est compos e d un micro connecteur femelle 1 directement li e la surface concave de la cupule 2 Un orifice 3 surmontant le disque m tallique permet l introduction d un gel de conduction Le collage de nos capteurs sur le cuir chevelu a montr une tr s grande r sistance dans le temps ce qui nous a permis de faire des enregistrements prolong s de plus d un jour dans certains cas Actuellement les enregistrements EEG HR s effectuent majoritairement avec des bonnets EEG qui sont inconfortables pour le patient et gu peuvent bouger sous l effet de contraintes m caniques lors d une crise d pilepsie Gr ce notre dispositif nous pouvons augmenter la dur e d enregistrement en EEG HR et par cons quent augmenter la probabilit d enregistrer des paroxysmes intercritiques et des crises 136 Le capteur EEG IRM ouvre donc de nouvelles voies dans l tude des crises d pilepsie en EEG HR Pour le moment tr s peu d tudes ont d crit la localisation des g n rateurs intra c r braux de crises d pilepsie Mine et al 1997 et 2005 Miller et al 2007 Enfin la dispersion du gel conducteur qui provoque des ponts di lectriques est aussi supprim e avec l utilisation de nos capteurs Sur la vingtaine d enregistrements EEG HR que nous avons r alis s aucun pont di lectrique n a t constat Si pour une raison q
260. r cette information Dans notre cas la validation en terme de localisation passera par l tude des g n rateurs physiologiques des potentiels voqu s Ceci nous permettra de dire de fa on certaine si les r sultats obtenus avec les deux m thodes sont en parfaite ad quation avec la litt rature Pour conclure si on se place dans le cadre d une pilepsie partielle pharmaco r sistante o une SEEG ou une chirurgie sont indiqu es notre m thode de rep rage spatial des capteurs ne remet pas en cause la d finition des cibles neuroanatomiques issues de la localisation de source En effet les variations observ es ne d passent pas le centim tre quelque soit la direction consid r e De plus 1l ne faut pas oublier que les tudes de localisation de source sont aussi assujetties d autres erreurs potentielles telles que un mauvais recalage de l EEG et de l IRM du fait d une erreur de positionnement des marqueurs anatomiques de l individu un environnement EEG trop bruit un mod lisation dipolaire incorrecte mod le utilis nombre de sources une mod lisation incorrecte des milieux de propagation g om trie valeurs de conductivit inappropri es Les r sultats que nous avons obtenus ne doivent donc pas faire oublier les autres sources potentielles d erreurs et toutes les pr cautions mettre en uvre lors d une tude de localisation de source Localisation neuroanatomique des PEV et PES chez le
261. r l EEG de surface est la pointe Celle ci r sulte d une somme de d polarisations neuronales qui g n rent des bouff es de potentiels d action encore appel s burts 19 Ces ph nom nes paroxystiques de d but et de fin brutaux sont caract ristiques de l pilepsie et leur localisation spatiale est primordiale dans la prise en charge chirurgicale des pilepsies partielles pharmaco r sistantes La pointe est une onde tr s aigu transitoire distincte de l activit de fond par son amplitude 10 15 fois l activit de fond et d une dur e br ve de 20 70 ms d apr s Vespignani John Libbey 2003 A B 50 ms 20 uV Figure 1 Enregistrement intracellulaire sur pi ce de r section chirurgicale de cortex pileptique humain d apr s Schwartzkroin 1987 En neurone avec potentiel d action unique En B neurone hyperexcitable pileptique la stimulation entra ne une bouff e de potentiels d action r p titifs 1 1 2 Activit h modynamique c r brale Lors de l activation d un r seau cortical plus ou moins complexe selon la t che effectu e on observe une augmentation de la consommation en Oxyg ne et en Ad nosine Tri Phosphate ATP issu de la d gradation du glucose lors du cycle de Krebs Ces modifications du m tabolisme c r bral sont permises grace l augmentation relative et locale du d bit sanguin c r bral Ces modifications vasculaires ont fait l objet de nomb
262. re au moyen d un capteur suivant l une quelconque des revendications 1 6 caract ris en ce qu il consiste positionner des capteurs sur le scalp ou cuir chevelu d un patient r aliser un enregistrement de l lectroenc phalogramme num ris puis acqu rir l IRM anatomique et la localisation spatiale des capteurs et enfin mod liser le mod le de propagation des courants lectroneurophysiologiques volume conducteur et appliquer une m thode math matique de mod lisation dipolaire pour localiser le ou les g n rateurs de l activit c r brale 202 ABREGE DESCRIPTIF KOK KK K K K K K K K K K K K Capteur de signaux lectrophysiologiques La pr sente invention concerne un capteur de signaux lectrophysiologiques essentiellement constitu par une lectrode lectrophysiologique 1 munie d une connexion lectrique 2 un c ble de liaison un appareil de d enregistrement et ou de traitement des signaux et d un orifice 3 d introduction de gel de contact Capteur caract ris en ce qu il est pourvu en outre d un moyen de localisation 4 compatible avec et rep rable l IRM L invention est plus particuli rement applicable dans le domaine m dical et notamment des quipements utilis s dans le domaine des investigations par imagerie par r sonance magn tique et par d tection de signaux lectroneurophysiologiques notamment en vue de l tablissement de diagnostics relatifs au fonctionnement du
263. reuses tudes dont les premiers travaux sont l uvre d Angelo Mosso qui imagina un syst me ing nieux pour mettre en vidence les variations d afflux sanguins lors d une t che cognitive Figure 2 Figure 2 Mesure de l activit h modynamique Syst me astucieux d velopp par Angelo Mosso la fin du XIX me si cle pour mettre en vidence l afflux sanguin au niveau c r bral lors de l ex cution d une t che cognitive Le sujet est allong sur le dos sur une table en quilibre autour de son centre de gravit ce qui provoque lors de tout changement de masse une inclinaison de la table Lors d une activation c r brale on observe alors localement une diff rence de concentration en oxyg ne du sang Le ratio entre oxyh moglobine HbO et d soxyh moglobine Hb est donc modifi en fonction de l activit neuronale 20 Actuellement il est possible de mesurer gr ce l imagerie par r sonance magn tique fonctionnelle IRMf la susceptibilit magn tique du sang qui d pend de son degr d oxyg nation En effet la d soxyh moglobine Hb pr sente des propri t s paramagn tiques lectrons non appari s qui perturbent localement le champ magn tique Figure 3 La cons quence imm diate de cette inhomog n it de champ magn tique est une diminution du temps de relaxation transversale T2 et donc une chute de l intensit du signal des voxels Le contraste des images IRM est donc inf
264. ri tales On peut nouveau observer la pr sence de l onde N20 sur les d rivations CP2 P2 CP4 et P4 16 00 46 040 FA F4 F3 Ea Fc1 Pen FC3 PT il h i C3 SR SNS rz cP2 CP4 DE rsa ail CP3 D UN sn Pz P2 7 Noe mA P3 P1 24V 25 ms Figure 75 Signaux EEG N20 en r ponse la stimulation du m dian gauche e Cartographie c r brale associ e maximum d amplitude de l onde N20 16 00 46 036 16 00 46 036 C 0 09 0 09 UV Max 0 09 Min 0 09 F5 F FCS C5 Figure 76 Cartographie c r brale en r ponse la stimulation du m dian gauche 107 e Localisations dipolaire et MUSIC recal es sur l IRM 18 00 48 038 18 00 48 038 5 97e 001 Unit Figure 78 Localisation MUSIC de l onde N20 obtenue apr s stimulation du m dian gauche 108 e R sultat de localisation de source pour le PES du tibial droit e Enregistrement EEG HR des voies frontales centrales et pari tales On visualise sur cet enregistrement la forme classique en W P40 N50 P60 sur les d rivations ipsilat rales a la stimulation en Cz CPz C2 et CP2 16 10 06 060 SV en Ah sf c1 NV F1 DNA avy Pz P2 a a in 25 ms Figure 79 Signaux EEG P40 N50 P60 en r ponse a la stimulation du tibial droit e Cartographie c r brale associ e au maximum d amplitude de l onde P40 16 10 06 060 16 10 06 060 Max 0 10 Min 0 08 C5 CP5 TP7 Figure 80 Car
265. rice 96 96 TR 2 5 s TE 30 ms Champ de vue 25 25 cm dur e d acquisition 5 min35 s avec 4 Dummy volumes pour obtenir la stabilit m canique des gradients La premi re s quence permet l obtention d images anatomiques avec une bonne r solution spatiale alors que la deuxi me s quence dite fonctionnelle permet d enregistrer les informations fonctionnelles tant donn sa rapidit d acquisition Il est important de souligner que les images obtenues avec la deuxi me s quence ont une tr s faible r solution spatiale ce qui impose le recalage superposition avec les images de la premi re s quence voir tape de recalage ci dessous Toutes les images brutes enregistr es sont au format DICOM Digital Imaging and COmmunications in Medicine Plusieurs tapes de traitement d images sont n cessaires pour arriver la visualisation des r sultats Pour se faire nous avons utilis le logiciel SPM2 Statistical Parametric Mapping Wellcome Department of Imaging Neuroscience UCL Londres qui fonctionne sous Matlab Mathworks version 6 5 Cet outil a fait l objet de la r daction d un manuel d utilisation pour le personnel du service de Neuroradiologie du CHU de Nancy Ce manuel s est fortement inspir du manuel crit pour SPM99 par l quipe de Jean Luc Anton du Centre d IRMf de Marseille http irmfmrs free fr 65 3 4 2 1 Le format des images La premi re tape de pr traitement consiste mod
266. rique sans b n fice individuel direct Etude prospective Aucune tude ancillaire n est pr vue pour instant 7 EXPLORATIONS L exploration sera compos e de diff rents examens EEG Haute r solution L enregistrement lectroenc phalographique haute r solution consiste disposer sur le cuir chevelu du patient un nombre lev de capteurs en g n ral gal 64 et enregistrer les signaux recueillis avec une fr quence d chantillonnage lev e 512 Hz Les 64 capteurs sont dispos s selon la norme du syst me international 10 10 une lectrode de r f rence est situ e au niveau pr fontral central et une lectrode de masse est coll e au niveau du delto de L enregistrement EEG HR sera r alis l aide du syst me Micromed SD64 Acquisition des images IRM 183 Les images IRM seront acquises sur un appareil IRM Signa 1 5T GE HEALTHCARE du CHU de Nancy service de neuroradiologie La s quence IRM enregistr e aura les caract ristiques suivantes 3D TI SPGR Echo de gradient TR 20s TE 3s paisseur de coupe 1 2mm Matrice 192 192 FOV 23cm Dur e d acquisition 10 15min Potentiels voqu s La technique de stimulation et d acquisition des potentiels voqu s somesth siques et visuelles fait appel au syst me d acquisition Micromed SD64 et de stimulation BQ Evoke utilis et valid en routine clinique au sein du service de neurologie Les stimulations visuelles
267. ro connecteur femelle Cable de connexion EEG Support plastique Connecteur securit Figure 23 Vue d ensemble du prototype et de son c ble de connexion le reliant au syst me d acquisition EEG Sur cette vue vous pouvez observer le support plastique maintenant le marqueur IRM et les micro connecteurs qui font le lien entre le capteur et le c ble de connexion EEG Les objectifs de cette tude sont Tester la compatibilit des mat riels utilis s en EEG de routine clinique Trouver un moyen de mise en vidence des capteurs EEG sur les images IRM Mettre au point un nouveau capteur EEG compatible et rep rable en IRM 3 2 L algorithme de d tection et de labellisation automatique Automatic Localization and Labelling of EEG Sensors ALLES Pour rep rer spatialement x y z les capteurs EEG sur les images IRM nous avons d velopp un algorithme de traitement d images Cet algorithme a t pens de fa on limiter au maximum l intervention humaine c est dire en automatisant au maximum le fonctionnement de celui ci Outre la fonction de rep rage nous avons souhait effectuer une labellisation automatique des capteurs afin de pouvoir utiliser ces donn es dans le cadre de la localisation de source Cet outil n existe pas actuellement dans le sens o les algorithmes d crits dans la litt rature se contentent uniquement de localiser les capteurs sur les images IRM L algorithme a t programm en langage M
268. rs dans les trois dimensions x y et z Pour quantifier les erreurs de pr cision nous avons calcul en valeur absolue la diff rence entre la distance physique mesur e au pied coulisse et la distance calcul e obtenue a partir d une m thode de rep rage Nous avons ensuite moyenne tous les carts obtenus par un op rateur donn avec une m me m thode de rep rage Un calcul de variance et d cart type est alors effectu sur l ensemble des donn es issues d une m me m thode de rep rage et d un m me observateur I CPa TP8 I Pz I POz Oz Figure 45 Illustration montrant les mesures de distances que nous avons choisies entre les couples de capteurs Trois orientations ont t s lectionn es une ant ro post rieure une lat rale droite gauche et une circonf rentielle Ces tudes de reproductibilit et de pr cision ont fait l objet d tudes statistiques incluant des tests de Student t et de Concordance ICC Intra Class Correlation Les tests de Student permettront de comparer les moyennes obtenues alors que les tests de concordances permettront l analyse de nos variances Les objectifs d finis pour cette tude sur fant me sont Valider la compatibilit et le rep rage spatial de nos capteurs en IRM Evaluer et comparer la reproductibilit et la pr cision du rep rage spatial de nos nouveaux capteurs avec la num risation lectromagn tique et l IRM man
269. rwick Etats Unis 3 1 1 La compatibilit en IRM Pour r pondre aux contraintes li es IRM nous avons dispos et rep r pr cis ment des lectrodes EEG sur un fant me cubique GE Medical System rempli d une solution de Nickel Sodium Au dessus de chaque lectrode a t plac un marqueur IRM de mani re pouvoir localiser sur les images la zone d emplacement de celle ci Deux s quences IRM ont t utilis es en prenant en compte les deux types de contraste T1 amp T2 e Coupe axiale Echo de Gradient SPGR 3D T1 TE 3ms TI 500ms TR 3ms paisseur de coupe 1 2 mm FOV 32cm Matrice 5127512 e Coupe axiale Echo Planar Imaging EPI T2 TE 79ms TR 10s paisseur de coupe 5 mm FOV 26cm Matrice 128 128 L antenne corps entier int gr e l appareil IRM a t utilis e pour le recueil du signal IRM La compatibilit IRM a alors t test e en analysant visuellement les images IRM pour observer d ventuelles distorsions des images ou hypersignaux De m me l effet projectile a t valu en rapprochant progressivement les lectrodes de l aimant IRM Tous ces examens ont t r alis s avec une IRM 1 5 Tesla Signa Excite General Electric Medical System Milwaukee Etats Unis 3 1 2 La d tection en IRM Dans le but de rep rer les lectrodes EEG gr ce a IRM il est n cessaire de mettre au point une m thode pour mettre en vidence ces capteurs sur les images IRM P
270. s inclus dans les protocoles La premi re tude clinique a concern la localisation des g n rateurs des ondes N20 et P40 suite a des stimulations respectives des nerfs m dians et tibiaux chez des sujets sains volontaires Les localisations obtenues dans la region p ri centrale pour les PE somesth siques et occipitale V1 V2 pour les PE visuels montrent une bonne correspondance avec les tudes d crites dans la litt rature Cette tude montre qu il existe une bonne fiabilit de la localisation de source avec la m thode de rep rage spatial des capteurs que nous avons mise en place Cette tude a t compar e la localisation de source avec les foyers d hyperactivation obtenus en IRM fonctionnelle Gr ce cette tude nous avons montr d une part une tr s bonne compatibilit de nos capteurs en IRMf et d autre part une congruence entre les deux m thodes non invasives d tude du fonctionnement c r bral Les faibles diff rences de localisations observ es sont l pour rappeler que les deux m thodes ne mesurent pas l activit c r bral de la m me mani re puisque l EEG permet une mesure directe alors que l IRMf mesure un param tre h modynamique BOLD en r ponse a une activation neuronale Dans une seconde tude nous avons tudi les relations existantes entre la zone irritative et la zone l sionnelle chez des patients pr sentant une pilepsie partielle post rieure pharmaco r sistante Nous avons
271. s chaque cupule est de l ordre de 0 2 mL Le dispositif est ensuite plac sur un fant me cubique La s quence IRM utilis e pr sente les caract ristiques suivantes Coupe frontale 3D T1 en Echo de Gradient SPGR TE 5ms TR 21ms paisseur de coupe 1 4mm FOV 24 18 Matrice 256 224 L antenne corps entier a t choisie pour le recueil du signal IRM L ensemble des images IRM obtenues gr ce ces tests a ensuite t analys visuellement de mani re valuer qualitativement si les gels conducteurs dans leur tat naturel ou dop en solution paramagn tique mettent un signal IRM et s ils peuvent tre utilis s comme moyen de rep rage des lectrodes EEG 47 3 1 2 2 Les margueurs externes Deux types de marqueurs ont t test s e Des billes de gadolinium Disposable registration marker MR ref 52151 BrainLab Feldkirchen Allemagne mesurant 8mm de diam tre Figure 19 Ce syst me est compos d un bille creuse en polymere remplie d une solution de gadolinium Ce syst me est tr s souvent utilis dans le cadre des interventions neurochirurgicales Neuronavigation pour effectuer le recalage entre le positionnement du patient lors de l intervention et l imagerie par r sonance magn tique b 4 a Figure 19 Bille de gadolinium dans son support plastique BrainLab Feldkirchen Allemagne e Des marqueurs anatomiques multi modalitaires IZI Medical Products Corporation MM3002
272. s de photographie num rique sur le d me du syst me de photogramm trie M thode de rep rage spatial des capteurs EEG gr ce la photogramm trie Marqueur IRM et lectrode EEG de surface D tection d une l sion selon le contraste d une image D composition des signaux enregistr s par un m me voxel d une image Erreurs de localisation et d orientation dipolaire dues des erreurs de rep rage des capteurs respectivement de gauche droite de 2 5 et 10 Effet du nombre d lectrodes sur les erreurs de localisation dipolaire avec diff rents algorithmes de r solution du probl me inverse Cartographie c r brale obtenue partir de diff rentes configurations spatiales d lectrodes Bille de gadolinium dans son support plastique BrainLab Feldkirchen Allemagne Marqueur anatomique multi modalitaire IZI Medical Products Corporation Baltimore Etats Unis Configuration spatiale des marqueurs IRM disques rouges dont on conna t pr cis ment 10 mesures de distances et 5 valeurs d angles 11 Figure 22 Figure 23 Figure 24 Figure 25 Figure 26 Figure 27 Figure 28 Figure 29 Figure 30 Figure 31 Figure 32 Figure 33 Figure 34 Figure 35 Figure 36 Figure 37 Figure 38 Figure 39 Figure 40 Figure 41 Photographie d une lectrode cupule Capsulex utilis e pour la conception du prototype Vue d ensemble du pr
273. s of measurement errors and noise on MEG moving dipole inverse solutions IEEE Trans Biomed Eng 1986 33 854 861 Cuffin B N Effects of Head Shape on EEG s and MEG s IEEE Trans Biomed Eng 1990 37 44 52 De Munck J C Vijn P C M Spekreijse H A pratical method for determining electrode positions on the head Electroenceph clin Neurophysiol 1991 78 85 87 Deiber MP Giard MH Mauguiere F Separate generators with distinct orientations for N20 and P22 somatosensory evoked potentials to finger stimulation Electroencephalogr Clin Neurophysiol 1986 65 5 321 34 Di Russo F Pitzalis S Spitoni G Aprile T Patria F Spinelli D Hillyard S Identification of the neural sources of the pattern reversal VEP Neuroimage 2005 24 3 874 886 Elul R The genesis of the EEG nter Rev Neurobiol 1972 15 227 72 Ernst P Saias I Binhai Zhu Fast randomized point location without preprocessing in two and three dimensional Delaunay triangulations In Proc 1 2 Annu ACM Sympos Comput Geom 1996 274 283 Felblinger J Boesch C Chapter Patient monitoring in the MR Environment in Interventional Magnetic Resonance Imaging Editor J F Debatin G Adam at Springer Verlag 1997 155 Flemming L Wang Y Caprihan A Eiselt M Haueisen J Ojada Y Evaluation of the distortion of EEG signals caused by a hole in the skull mimicking the fontanel in the skull of human neonates Clinical Neurophysiology 2005 116 5 1141 52
274. s sujet sains volontaires La troisi me tude que nous avons men e concerne la localisation des g n rateurs intra c r braux de PEV et de PES chez neuf sujets sains volontaires Apr s avoir enregistr des PEV et des PES des membres sup rieurs et inf rieurs nous avons localis anatomiquement chaque r sultat de localisation de source en fonction de la m thode de rep rage spatial utilis e Num risation lectromagn tique ou ALLES Deux types de mod les ont t utilis s savoir la mod lisation dipolaire moving dipole et MUSIC Les r sultats obtenus avec les PEV donnent une localisation identique quelque soit la m thode de rep rage des capteurs utilis e En effet on obtient une localisation au niveau du lobe occipital avec en l occurrence une majorit de sources lectroneurophysiologiques situ es dans le cuneus Cette structure anatomique comprend les aires de Brodmann 17 et 18 qui sont en rapport avec les aires visuelles primaires et secondaires Ces r sultats sont en parfaite concordance avec les donn es de la litt rature 144 Des tudes pr c dentes ont montr des localisations identiques dans VI et V2 pour des stimulations visuelles alternantes Di Rosso et al 2005 Arroyo S et al 1997 Ikeda H et al 1998 Tableau 15 Authors Technique N75 P100 N145 Michael and VEP VI Halliday 1971 Barrett et al 1976 VEP Vi Lehmann et al 1982 VEP V2 V3 Haimovic and VEP VI Pedley 1982 Hoeppner e
275. servant de fondement au calcul d effectif Il s agit d une tude pilote d un effectif propos de 10 patients et 10 sujets sains 4 4 Objectif s secondaire s La localisation tri dimensionnelle des capteurs EEG a l IRM permettra une utilisation plus simple et pr cise de la m thode de localisation de source dipolaire Un groupe plus tendu d utilisateurs pourra ainsi b n ficier des tudes de localisation dipolaire Par cons quent cette tude autorisera une meilleur d finition topographique de la zone pileptog ne chez les patients pileptiques pharmaco r sistants candidats la chirurgie 5 POPULATION ETUDIEE ECHANTILLONNAGE 5 1 Description de la population Le choix des patients analyser s effectuera selon 1 le type d pilepsie pr sent 2 l ventualit d un bilan pre chirurgical et 3 la pr sence d EPIC de mani re suffisamment abondante pour r aliser une tude de localisation de sources Etant donn le nombre peu important de patients pr sentant ces crit res de s lection nous commencerons cette tude par les sujets volontaires sains qui sont plus nombreux et disponibles 5 2 Description et effectif de l chantillon L effectif total de l tude pilote sera de 20 sujets appartenant aux cat gories pr c demment d crites comme suit Groupe A 10 sujets sains volontaires indemnes de toutes affections neurologiques Groupe B 10 patients pileptiques pharmaco r sis
276. siol 1999 110 2189 2193 21 Wang Y Maurer C Fitzpatrick J An automatic technique for finding and localizing externally attached markers in CT and MR volume images of the head IEEE Trans Biomed Eng 1996 43 6 627 637 193 Fax mis par 03 63 amp 246 79 CCPPRB DE LORRAINE 27 61 66 15 54 Pa COMITE CONSULTATIF de PROTECTION des PERSONNES dans la RECHERCHE BIOMEDICALE de LORRAINE Projet de recherche Sans b n fice individuel direct enregistr sous le n 06 01 02 Te Comit a t saisi le 6 janvier 2006 par Monsieur le Professcur BRAUN pour un protocole intitul Rep rage tridimensionnel des capteurs d lectroenc phalographic grace l imagerie par r sonance magn tique dont le promoteur est le Centre Tlospitalier Universitaire de Nancy Le Comit a examin celle tude lors de sa s ance du 24 janvier 2006 Ont particip aux d lib rations M le Docteur Peton cat 1 M le Professeur Juilli re cat 1 M le Docteur Beau cal 1 M Ic Professeur Wahl cat 1 M Je Docteur Fenot cat 2 M le Professcur Hoffman cat 3 Mme Picaut cat 4 Mme Charonnat cat 6 M Strachli cat 8 Le Comit a adopt la d lib ration suivante AVIS FAVOKABLE pour le protocole version n 2 du 22 12 2005 Ja lettre d information au patient version n 3 du 16 01 2006 a lettre d information au volontaire version n 3 du 16 01 2006 le formulaire de consentement patien vol
277. solution MRI volume a high resolution EEG high sampling rate and large number of electrodes and the 3D coordinates of the EEG electrodes Accurate localization of the EEG sensors is necessary for precise definition of brain generators Usually a fiducial landmark nasion left and right ears is set to define a reference frame for location of the sensors In this way it is possible to co register the EEG data with the MRI volume However if errors are made in the electrode s location this will have a knock on effect on the position of the brain generator observed Khosla et al 1999 206 Several different methods have been suggested for accurately locating the EEG electrodes reviewed in Koessler et al 2007 While some are manual De Munck et al 1991 Le et al 1998 the commonest techniques use electromagnetic digitizers Gevins et al 1990 1991 Wang et al 1994 Le and al 1998 Khosla et al 1999 Other works propose alternative methods MRI localization of the electrodes Lagerlund et al 1993 Yoo et al 1997 Brinkmann et al 1998 Sijbers et al 2000 the use of the geodesic photogrammetry system GPS Russel and al 2004 Tucker and al 1993 and the use of ultrasound digitization Steddin et al 1995 The spatial localization of EEG electrodes needs to be accurate fast reproducible and adapted to clinical use Le et al 1998 However the precise level of accuracy necessary or meaningful for surface electro
278. sques li s aux ondes radiofr quences sont l augmentation de la temp rature les br lures li es aux courants d induction et celles li es la presence d objets m talliques Le champ magn tique d sir pour l imagerie n tant jamais parfait en IRM il existe toujours un champ lectrique associ qui g n re des pertes d nergies L l ment le plus adapt pour mettre ou recevoir un champ magn tique est une boucle qui joue le r le d antenne de surface Un fil droit comme l antenne d un t l phone portable par exemple constitue aussi une antenne id ale pour un champ lectrique Ce qui veut dire que tous les c bles ou parties conductrices sont des antennes de champ lectrique Par d finition une antenne est un transducteur servant transformer une nergie lectromagn tique guid e en nergie lectromagn tique rayonn e et r ciproquement d o le risque pour le sujet introduit dans l IRM Chaque c ble conducteur pr sente une inductance et une r sistance Si une boucle est form e sur ce c ble une capacit est cr e et un circuit r sonant peut exister Ce type de capacit existe aussi par rapport la masse de l IRM 36 Il est possible alors que la fr quence de r sonance soit proche de la fr quence de l IRM Dans ce cas une partie de l nergie IRM sera absorb e par le c ble et l autre transform e par effet Joule en chaleur Le deuxi me param tre qui intervient est la longu
279. ssance est famili re pour le syst me 10 20 elle l est beaucoup moins pour le syst me 10 10 ce qui a justifi la r alisation de cette tude En effet gr ce l utilisation du maillage r aliste du cerveau obtenu apr s segmentation nous avons d fini pour chaque capteur une region d int r t d finie par l intersection du maillage c r bral avec une sph re centr e autour du capteur de surface Une fois les coordonn es corticales obtenues nous avons identifi la structure neuroanatomique sous jacente chacun des capteurs du syst me international 10 10 Quelques travaux ont d crit dans la litt rature la localisation anatomique des capteurs EEG de surface Jack et al 1990 Okamoto et al 2005 Jurcak et al 2005 Ces travaux la diff rence du notre n utilisaient que tr s peu de capteurs ou des coordonn es th oriques calcul es partir du syst me 10 20 Les r sultats que nous avons obtenus pour les capteurs du syst me 10 20 montrent une bonne coh rence avec les donn es de la litt rature Concernant les capteurs additionnels du syst me 10 10 1l faut noter que les localisations moyennes obtenues sont conformes aux 148 d nominations des capteurs Par exemple nous avons obtenu une localisation occipitale pour les lectrodes O une localisation temporale moyenne pour les lectrodes T et une localisation centrale pour les lectrodes C Par contre il est tr s int ressant de noter que
280. sse aii art yenne pe 2 19 2 65 x 2 4 7 5 4 7 9 4 3 2 3 Performance Chaque sujet a fait l objet d une analyse visuelle lors de la d tection des capteurs EEG gr ce l interface utilisateur de l algorithme Apr s un comptage minutieux nous avons calcul les pourcentages de vrais positifs capteurs correctement identifi s de faux positifs points faussement d tect s comme des capteurs et de faux n gatifs capteurs pr sents non d tect s pour chacun des individus inclus dans notre tude n 18 97 Les performances moyennes de notre algorithme donnent les r sultats 91 6 de vrais positifs 3 9 de faux positifs 8 4 de faux n gatifs Nous rappelons ici que les faux positifs et n gatifs ont t corrig s manuellement a partir de l interface de l algorithme ALLES pour permettre une analyse comparative des m thodes avec 64 capteurs 4 4 Influence de la m thode ALLES sur la localisation de source L objectif de cette tude tait d tudier l influence de la m thode ALLES sur la localisation de source Pour se faire nous avons tudi des v nements lectroneurophysiologiques avec d une part notre m thode et d autre part avec la num risation lectromagn tique qui constitue actuellement la technique la plus couramment utilis e Deux tudes distinctes ont t effectu es en fonction des v nements lectrophysiologiques tudi s Nous verrons dans un pre
281. st dire une fois les capteurs ou le bonnet 6t s aucune possibilit n est offerte pour trouver la position du capteur manquant D ailleurs il arrive quelques fois de noter posteriori que le fichier de coordonn es des lectrodes est vide Des pr cautions de sauvegarde sont donc n cessaires lors de l utilisation du syst me Polhemus A l inverse notre m thode ALLES permet d analyser les images IRM enregistr es m me apr s avoir d coll les capteurs UV Influence de la m thode ALLES sur la localisation de source L objectif de cette deuxi me tude tait d estimer l influence de l utilisation de la m thode de rep rage ALLES sur la localisation de source Cette tude s est faite en comparaison avec l utilisation de la num risation lectromagn tique Pour cela deux types d explorations neurophysiologiques ont t men es savoir tude des pointes intercritiques chez 8 patients pileptiques tude de potentiels voqu s visuels et somesth siques chez 9 sujets sains volontaires Pour r aliser une telle tude nous avons d pos un projet d tude sans surco t et re u l autorisation de mener cette tude par le Comit d Ethique de notre institution Au total 113 v nements lectroneurophysiologiques ont t tudi s en localisation de source Les r sultats obtenus dans les deux populations avec les deux m thodes de rep rage spatial sont sensiblement identiques puisque l
282. st widely used for high resolution EEG 216 However it is possible to modify the reference model in the algorithm in order to detect and label another configuration of EEG sensors The method described in this paper 1s more robust than other previously reported methods Gevins et al 1990 Wang et al 1994 Brinkmann et al 1998 Yoo et al 1997 Russel et al 2004 No previous study that described MRI localization of electrodes used dedicated EEG sensors but all used a small number of MRI markers Furthermore all algorithms presented in the literature only detected EEG sensors whereas our algorithm automatically detects and labels EEG sensors Consequently the EEG sensor coordinates can be directly entered into source localization software Each EEG acquisition is reviewed by experienced neurophysiologists One limiting factor of automatic MRI localization is that the MRI must be done before removing these sensors Our EEG sensors present several advantages e g 1 the possibility of making long recordings over several days of high resolution EEG which is currently not possible with the EEG cap In this way the probability of recording seizures is increased 2 good fixation of the sensors during EEG acquisition With EEG sensors glued onto the scalp it is certain that they do not move contrary to the EEG cap which can move during a seizure or movement of the head and 3 the EEG signals on each sensor are perfect because the sensor ma
283. st tr s d pendante de l op rateur et de son exp rience Les variations intra op rateurs sont elles aussi en faveur du rep rage IRM 2 25 1 48 mm avec la num risation lectromagn tique et 0 85 0 33 mm avec l IRM Les tudes men es chez l Homme N 10 ont confirm la mauvaise reproductibilit de la num risation lectromagn tique 4 17 2 10 mm en inter observateur et 2 59 1 07 mm en intra observateur Les variations intra observateurs peuvent tre dues a une d rive instrumentale au cours du temps ou des erreurs de rep rage spatial des rep res anatomiques chez un m me sujet Ces erreurs ne sont pas observ es lors du rep rage manuel en IRM car il est plus ais de rep rer les structures anatomiques de fa on reproductible et il n existe aucune d rive puisque le rep rage spatial s effectue sur des signaux intensit des voxels qui ne varient pas au cours du temps De plus 1l est tr s important de souligner que la m thode ALLES poss de une reproductibilit de 100 puisque l algorithme d tecte toujours les points de la m me fa on puisque le mesurande reste fixe l intensit des voxels d une image ne varie plus apr s l acquisition IRM Cet avantage est non n gligeable dans le sens o notre m thode est ind pendante de l observateur et que l environnement ne joue aucun r le sur la mesure En terme de pr cision avec le fant me de t te nous avons compar des distances physiques mesur
284. stions pos es lors de la t che demand e et ainsi de visualiser les zones du cerveau activ es par un paradigme d fini Cette tape va consister mod liser les signaux enregistr s au niveau de chacun des voxels de l image et de les comparer avec un mod le d termin par l utilisateur en fonction d une part des caract ristiques de la s quence et d autre part en fonction du paradigme r alis Cette tape complexe et importante peut se r sumer simplement en quatre grandes tapes La d finition du mod le math matique qui associe chaque condition exp rimentale un ou plusieurs r gresseurs qui d crivent la forme th orique des variations du signal IRMf associ cette condition L estimation des coefficients de chaque r gresseur de mani re ce que le mod le corresponde le plus possible aux donn es enregistr es ou math matiquement que la variance r siduelle soit la plus petite possible La d finition et l estimation des contrastes qui permettent d tudier l influence des diff rentes conditions les unes par rapport aux autres en fonction des signaux enregistr s La visualisation des r sultats peut se faire sous diff rentes formes comme une carte d activation Figure 41 l volution du signal d un voxel en fonction du temps plot Figure 42 Dans le cadre de nos tudes les r sultats n ont subi aucun lissage spatial et nous avons utilis le mod le HRF hemodynamic response functio
285. str e En effet comme nous l avons voqu pr c demment dans ce chapitre il faut environ 10 cm de surface corticale activ e pour qu un signal EEG soit enregistr en surface Il faut donc utiliser ces localisations anatomiques comme tant des points c r braux contribuant de fa on tr s importante dans le signal enregistr mais pas de fa on exclusive Cette grande contribution est due au fait que l intensit du signal lectrique d cro t avec l inverse du carr Cependant cette intensit peut tre modul e voir annihil e en fonction de l orientation du dip le Figure 99 Figure 99 Distribution des champs lectriques en fonction de l orientation des couches corticales activ es Sur cette figure on peut noter la combinaison des champs lectriques Q7 et O re us par le capteur P2 d apr s Gloor P et al 1985 150 Chapitre VI Conclusion La m thode de localisation de source connait un essor consid rable dans le domaine de la recherche en Neurosciences Elle s introduit au fur et a mesure dans le diagnostic clinique en l occurrence dans la prise en charge pr chirurgicale des pilepsies partielles pharmaco r sistantes De nombreux mod les de sources Dip le quivalent MUSIC LORETA sLORETA Minimum Norm LAURA EPIFOCUS et de milieux de propagation sph rique r alistes bas sur des l ments fronti res BEM ou elements finis FEM sont maintenant propos s m me si aucun consen
286. sus sur ces mod les n a encore t trouv Cependant m me si les technologies et les algorithmes voluent la m thode de localisation de source reste encore tr s d pendante de l op rateur et n cessite un investissement mat riel lourd Ces contraintes freinent encore l arriv e de cette technique en clinique En effet en plus des enregistrements EEG et IRM n cessaires cette m thode nous venons de voir que le rep rage spatial des capteurs EEG est une tape indispensable qui peut influencer la localisation de source Pour optimiser cette tape nous avons dans un premier temps d velopp un nouveau capteur des signaux EEG compatible et rep rable en IRM Celui ci est compos d une cupule munie d un c ble court d une bille de gadolinium et d un support permettant l assemblage de ces deux l ments L ensemble constituant un dispositif fiable et ergonomique Le capteur a t test avec r ussite sur plusieurs enregistrements EEG et s quences IRM Ce d veloppement a t valid industriellement grace au d p t d un brevet d invention fran ais Des am liorations sont encore en cours pour am liorer la fiabilit de la d tection et la compatibilit magn tique des connecteurs Dans un second temps nous avons d velopp un algorithme permettant de localiser de labelliser et de projeter anatomiquement les capteurs EEG visibles dans le volume IRM Cet algorithme pr sente une interface simple et conviviale
287. systematic errors in the EEG inverse problem a simulation study Physiol Meas 2000 21 3 379 93 Goncalves SI de Munck JC Verbunt JP Bijma F Heethaar RM Lopes da Silva F In vivo measurement of the brain and skull resistivities using an EIT based method and realistic models for the head JEEE Trans Biomed Eng 2003 50 6 754 67 Grimm Ch Schreiber A Kristeva Feige R Mergner Th Hennig J Lucking C A comparison between electric source localisation and fMRI during somatosensory stimulation Electroencephalography and clinical Neurophysiology 1998 106 22 29 Hamalainen MS Sarvas J Realistic conductivity geometry model of the human head for interpretation of neuromagnetic data IEEE Trans Biomed Eng 1989 36 2 165 71 Hedou V M thodes num riques pour la mod lisation lectro anatomique du cerveau Th se de science Universit de Rennes I 1997 Heeger DJ Ress D What does fMRI tell us about neuronal activity Nat Rev Neurosci 2002 3 142 51 156 Helmholtz HLF Ueber einige Gesetze der Vertheilung elektrischer Str me in k rperlichen Leitern mit Anwendung aud die thierisch elektrischen Versuche Ann Physik und Chemie 1853 9 211 33 Henderson CJ Butler SR Glass A The localization of equivalent dipoles of EEG sources by the application of electrical field theory Electroencephalogr Clin Neurophysiol 1975 39 2 117 30 Hoekema R Wieneke G Leijten F van Veelen C van Rijen P Huiskamp G A
288. t du maillage utilis pour d crire les diff rents milieux Plus le maillage est fin plus on s approche de la r alit Malheureusement ce type de m thode n cessite des ordinateurs puissants et des temps de calcul qui les rendent inutilisables si le maillage est trop fin Suite aux travaux de Meijs Meijs 1987 H m l inen H m l inen et Sarvas 1989 et Cuffin Cuffin 1990 Yvert Yvert et coll 1995 a montr que pour des dip les proches de la surface de la t te 1l tait n cessaire d am liorer localement le maillage 5 a 8 triangles cm2 afin d obtenir des valeurs de potentiels acceptables Par contre pour des dip les plus profonds plus de 3 cm le maillage peut rester plus grossier de l ordre de 0 5 triangle cm2 42 L autre param tre intrins que d un mod le r aliste est la conductivit affect e en chaque point du maillage du mod le Il n existe pas notre connaissance d tude syst matique le concernant m me si on conna t de fa on globale les diff rences de conductivit s entre les tissus composant la t te Geddes et Baker 1967 Pourtant quelques tudes ont montr es toute l importance de ces valeurs Akhtari et al 2002 Hoekema et al 2003 puisqu elles peuvent tre diff rentes d un individu un autre mais aussi qu elles peuvent varier au cours du temps chez un m me individu Ces valeurs devraient donc tre calibr es avant chaque enregistrement EEG de mani re attribuer de fa on personn
289. t of increasing stimulus rates Exp Brain Res 1998 120 3 306 15 161 Valeriani M Insola A Restuccia D Le Pera D Mazzone P Altibrandi MG Tonali P Source generators of the early somatosensory evoked potentials to tibial nerve stimulation an intracerebral and scalp recording study Clin Neurophysiol 2001 112 11 1999 2006 Van Hoey G Vanrumste B D Have M Van de Walle R Lemahieu I Boon P Influence of measurement noise and electrode mislocalisation on EEG dipole source localisation Med Biol Eng Comput 2000 38 3 287 96 Vespignani H L EEG De la Technique la clinique John Libbey 2003 Wolters CH Anwander A Tricoche X Weinstein D Koch MA MacLeod RS Influence of tissue conductivity anisotropy on EEG MEG field and return current computation in a realistic head model a simulation and visualization study using high resolution finite element modeling Neuroimage 2006 30 3 813 26 Wang Y Gotman J The influence of electrode location errors on EEG dipole source localization with a realistic head model Clin Neurophysiol 2001 112 1777 80 Wang Y Maurer C Fitzpatrick J An automatic technique for finding and localizing externally attached markers in CT and MR volume images of the head ZEEE Trans Biomed Eng 1996 43 6 627 637 Wilson FN Bayley RH The electric field of an eccentric dipole in a homogeneous spherical conducting medium Circulation 1950 1 84 92 Yan Y Nunez P L and Hart R T F
290. t rature Valeriani et al en 1997 et 2001 Baumgartner et al 1998 Les localisations dipolaires et MUSIC sont coh rentes avec la stimulation faite au niveau du nerf tibial puisque la somatotopie li e a l activation du pied est situ e au niveau de la partie m diale du lobe frontal Nos r sultats de localisation de source montrent donc une localisation des g n rateurs intra c r braux relativement fid le aux donn es de la litt rature Cette tude d montre que notre m thode ALLES permet une localisation de source fiable et qu aucune erreur spatiale n a t engendr e la suite de l utilisation de celle ci De plus les r sultats sont sensiblement identiques avec la num risation lectromagn tique Il est int ressant de noter dans cette tude les diff rences de configuration des cartographies d amplitude obtenues En fonction de l orientation du g n rateur on peut noter l existence d un seul PES membres inf rieurs ou de deux p les lectriques PES des membres sup rieurs Compatibilit des capteurs EEG en IRMf tude du cortex sensitif primaire Dans le cadre de cette tude nous avons enregistr chez 4 sujets sains volontaires les r ponses hemodynamiques en IRMf et les r ponses lectroneurophysiologiques en EEG HR li es a des stimulations somesthesiques des membres sup rieurs 3 sujets et inf rieurs 1 sujet r alis s m caniquement par frottements avec une brosse chirurgicale Cette tud
291. t rieure 3 9 Projection neuroanatomique des capteurs EEG en IRM 3 9 1 L algorithme 3 9 2 La labellisation neuroanatomique Chapitre IV R sultats 4 1 Compatibilit et visibilit des capteurs EEG en IRM 4 1 1 Compatibilit en IRM 4 1 2 Visibilit en IRM 4 1 2 1 Les gels de conduction 4 1 2 2 Les marqueurs IRM 4 1 3 Valorisation industrielle 4 1 3 1 Enveloppe Soleau 4 1 3 2 Brevet d invention francais 4 2 D tection et labellisation avec la methode ALLES 4 2 1 La d tection 4 2 2 Le maillage convexe 4 2 3 La projection plane 4 2 4 La labellisation 4 2 5 La projection corticale 4 3 Reproductibilit Pr cision et Performance de la m thode ALLES Automatic Localization and Labeling of EEG Sensors ALLES in MRI volume 77 78 80 83 83 90 93 Koessler L Benhadid A Maillard L Vignal J P Felblinger J Vespignani H Braun M Neuroimage 4 3 1 R sultats sur fant me 4 3 1 1 Reproductibilit 4 3 1 2 Pr cision 4 3 2 R sultats chez Homme 4 3 2 1 Reproductibilit 4 3 2 2 Pr cision 4 3 2 3 Performance 4 4 Influence de la m thode ALLES sur la localisation de source 4 4 1 Etude des paroxysmes intercritiques 4 4 2 Etude des potentiels voqu s 98 4 5 Localisation neuroanatomique des potentiels voqu s visuels et somesth siques chez les sujets sains volontaires 4 6 Compatibilit des capteurs EEG en IRMf tude du cortex sensitif primaire 4 7 Localisation neuroanatom
292. t 0 01 Concerning precision both methods are equally accurate with no statistical differences To conclude our method offers the possibility of using MRI volume for both source localization and spatial localization of EEG sensors Automation makes this method very reproducible and easy to handle in a routine clinical environment Introduction Recent developments in the 1990s in electroencephalographic EEG source imaging have made it possible to localize brain generators using information on the electrical field recorded on the surface of the head Michel et al 2004 Important applications of this non invasive method include investigation of partial epilepsy Gavaret et al 2004 and 2006 Huppertz et al 2002 and event related potentials ERP Alary et al 1998 Thees et al 2003 The strength of EEG source localization is co registration of electroencephalography data and magnetic resonance images MRI This allows two different kinds of information to be combined 1 e temporal information with a time scale in the order of a millisecond with EEG and anatomical information on a scale in the order of a millimeter with MRI The visual inspection of EEG traces in standard clinical use is difficult to correlate with anatomical structures However EEG source imaging permits accurate correlation of EEG information with anatomical structures in the brain In order to localize the source three different elements are required a high re
293. t al 1984 VEP VI Maier et al 1987 VEP VI Biersdorf 1987 VEP VI VI Ducati et al 1988 VEP VI VI Onofrj et al 1993 VEP VI V2 V3 Noachtar et al 1993 VEP VI VI1 V2 V2 V3 Schroeder et al 1995 VEP VI V2 V3 V4 V2 V3 Onofrj et al 1995a VEP VI V2 V3 Onofrj et al 1995b VEP V2 V2 V3 V2 V3 Nakamura et al 1997 VEP MEG VI Seki et al 1996 MEG VI Hatanaka et al 1997 MEG VI VI VI Brecelj et al 1998 VEP MEG VI Shigeto et al 1998 VEP MEG VI VI VI Slotnick et al 1999 VEP VI Hashimoto et al 1999 VEP MEG VI VI VI Nakamura et al 2000 VEP MEG VI Vanni et al 2001 MEG VI Extrastriate Bonmassar et al 2001 VEP fMRI VI VI Tobimatsu 2002 VEP MEG VI VI VI Tabuchi et al 2002 MEG VI VI Tableau 15 Synth se des r sultats obtenus apr s analyse de signaux de PEV N75 P100 N145 D apr s Di Russo et al 2005 Dans notre cas il est n cessaire de pr ciser que la majorit des localisations obtenues se situent au niveau inter h misph rique puisque nous n avons pas stimul par h michamp Le champ visuel d un ceil se projette de fa on bilat rale au niveau des lobes occipitaux voie r tino g niculocorticale c est pourquoi lorsqu on utilise un mod le dipolaire unique celui ci se positionne quidistance des deux sources Pour tudier de mani re plus pr cise la localisation des g n rateurs corticaux des aires visuelles il aurait fallu stimuler par h michamp visuel Les r sultats obtenus avec les PES des m
294. tact avec le gel de conduction En effet les billes sont poreuses et fragiles ce qui entra ne une perte d informations lors de l acquisition des images Gr ce a l interface de l algorithme il est cependant possible de corriger les faux positifs et n gatifs en ajoutant ou retirant manuellement un point sur les images IRM Nous avons donc d velopp un nouveau prototype de fa on isoler et prot ger la bille de gadolinium Figure 97 Cet isolement est rendu possible par le moulage d un support en silicone qui une fois la bille incluse est totalement ferm herm tiquement Un moule sp cifique en Aluminium a t con u industriellement pour cette application a Figure 97 gauche nouveau prototype o le marqueur IRM est enferm dans un support en silicone Un orifice de remplissage a est visible en face avant du capteur pour pouvoir permettre l introduction du gel de conduction sous la cupule A droite capteur EEG IRM utilis dans nos tudes 142 Les r sultats de performance obtenus sont nettement meilleurs que les r sultats issus de m thodes comme la photogramm trie 74 6 de vrais positifs Il est aussi int ressant de souligner qu une erreur de d tection d un point avec le syst me de num risation magn tique entra ne le recommencement de la num risation de tous les capteurs De plus si une erreur s est produite pendant la num risation et qu elle n est r v l e qu posteriori c e
295. tales ne sont pas consid r es La m thode de localisation de source n cessite donc un chantillonnage uniforme de la surface de t te compl te Par cons quent nous positionnerons nos capteurs de fa on homog ne en respectant notamment la configuration spatiale du syst me 10 20 et par extension du syst me 10 10 pour toutes les tudes men es au cours de ce Doctorat Montage original Montages sous chantillonn s en faveur Montage sous chantillonn de la zone occipitale distribu de fa on homog ne 46 olectrodas 37 electrodes 28 electrodes 19 electrodes 18 electrodes ka L s fe lt gt a 7 amp f iy 6 6 8 s 50 as Fur y he fe 7 Ta om DES i FENDE T E AD DO T ee eb ey a TS i ee ey ee ey ia a a j mi ed pin er p T a L Figure 18 Cartographie c r brale obtenue partir de diff rentes configurations spatiales d lectrodes D apr s Michel et al 2004 41 Quand le nombre d lectrodes est trop faible un compromis est cependant possible en chantillonnant les champs lectriques de mani re non uniforme Benar and Gotman 2001 Les tudes effectu es sur des sujets sains a l aide des syst mes de EEG haute r solution sont relativement communes et peu ch res mais 1l a t soutenu plusieurs reprises que de tels enregistrements n taient pas utilisables en routine clinique cause du manque d enregistrements de longues dur es avec un grand nombre d
296. tants Nous allons privil gier l inclusion des sujets sains dans le sens o le recrutement des patients pileptiques pharmaco r sistants candidats la chirurgie est plus long 182 5 3 Source de recrutement Les sujets pr sentant des EPIC seront recrut s parmi les patients pileptiques hospitalis s dans le service de neurologie du CHU de Nancy Leur inclusion dans le protocole ne changera en rien leur programme d investigations et de traitement et n allongera pas la dur e d hospitalisation Pour les sujets sains volontaires le recrutement sera effectu par le neurologue responsable de l tude au service de Neurologie CHU Nancy h pital central 5 4 Crit res d inclusion Sujets g s de plus de 18 ans en mesure de donner leur consentement clair Aspect EEG comprenant des EPIC ou normal Absence de contre indication a l examen IRM 5 5 Crit res d exclusion refus du patient contre indication l examen IRM e pace maker ou d fibrillateur automatique pompe implant e e neurostimulateur auditif anal antidouleur etc e corps ferromagn tiques dans les tissus mous corps trangers intraoculaires clips vasculaires c rebraux e claustrophobie ob sit morbide IMC gt 40 kg m morphotype ne permettant pas Vacces a P IRM e grossesse 6 PLAN EXPERIMENTAL Grandes caract ristiques de tude Etude de faisabilit du rep rage spatial des capteurs EEG a IRM Etude monocent
297. te r alis e gr ce des op rations de morphologie math matique seuillage ouverture fermeture afin de localiser la position pr cise de chaque marqueur sur le scalp Yoo et al 1997 Sijbers et al 2000 Les avantages de cette m thode sont d une part qu elle n cessite peu de mat riels additionnels et donc qu elle est peu on reuse et d autre part grace cette m thode il est possible d obtenir directement les coordonn es des lectrodes dans le syst me anatomique de l individu pas de transformation math matique Cette technique de rep rage permet aussi d effectuer le rep rage d lectrodes qui ne respectent pas le syst me international 10 20 Ainsi un seul examen IRM est n cessaire pour rep rer la position spatiale des lectrodes EEG de surface et pour obtenir l imagerie 3D anatomique du patient n cessaire la mod lisation de la t te L inconv nient majeur de cette m thode est qu elle impose de programmer l examen IRM juste apr s l enregistrement EEG Il faut noter enfin que les marqueurs utilis s ne sont pas r ellement adapt s l utilisation en routine clinique Il serait donc n cessaire d envisager des marqueurs sp cifiques d lectrodes EEG comme l a voqu Yoo et al en 1997 31 1 4 Pr cision des diff rentes modalit s de rep rage spatial 1 4 1 Comparaison entre les m thodes manuelles et la num risation lectromagn tique Ces tudes ont t r alis es en
298. thode math matique de mod lisation dipolaire Ainsi le proc d est simplifi par rapport aux proc d s mis en uvre jusqu ce jour tout en permettant par maintien des capteurs en place pendant l IRM ce sans effets perturbateurs sur la r alisation de l imagerie par r sonance magn tique une am lioration du traitement des donn es aboutissant une meilleure pr cision de la localisation desdits capteurs 199 Le capteur conforme l invention permet donc contrairement aux capteurs existant ce jour un rep rage spatial pr cis reproductible et simple du fait qu il est compatible avec et rep rable l IRM Bien entendu l invention n est pas limit e au mode de r alisation d crit et repr sent aux dessins annex s Des modifications restent possibles notamment du point de vue de la constitution des divers l ments ou par substitution d quivalents techniques sans sortir pour autant du domaine de protection de l invention 200 10 15 20 25 REVENDICATIONS 1 Capteur de signaux lectrophysiologiques essentiellement constitu par une lectrode lectrophysiologique 1 munie d une connexion lectrique 2 a un cable de liaison a un appareil de d enregistrement et ou de traitement des signaux et d un orifice 3 d introduction de gel de conduction caract ris en ce qu il est pourvu en outre d un moyen de localisation 4 compatible avec et rep rable l IRM 2 Capteur suivant la revendic
299. to M Dan I Automated cortical projection of head surface locations for transcranial functional brain mapping Neuroimage 2005 26 18 28 Oostendorp TF Delbeke J Stegeman DF The conductivity of the human skull results of in vivo and in vitro measurements IEEE Trans Biomed Eng 2000 47 11 1487 92 Oostenveld R Praamstra P The five percent electrode system for high resolution EEG and ERP measurements Clin Neurophysiol 2001 112 713 719 Penfield W Rasmussen T The cerebral cortex of man New York Macmillan 1952 Praamstra P Oostenveld R Attention and movement related motor cortex activation a high density EEG study of spatial stimulus response compatibility Cogn Brain Res 2003 16 309 22 Rorden C Brett M Stereotaxic display of brain lesions Behavioural Neurology 2000 12 191 200 Rosenow F L ders H Presurgical evaluation of epilepsy Brain 2001 124 9 1683 700 Russel GS Eriksen KJ Poolman P Phan Luu Tucker Don M Geodesic photogrammetry for localizing sensor positions in dense array EEG Clinical Neurophysiology 2005 116 1130 1140 Sander JWAS Shorvon S Epidemiology of the epilepsies J Neuro l Neurosurg Psychiatry 1996 61 433 443 Schwartzkroin PA In vivo and in vitro microphysiology of focal epilepsy Electroencephalogr Clin Neurophysiol Suppl 1987 39 177 83 Shellock F G and E Kanal Burns associated with the use of monitoring equipment during MR procedures J Magn Reson
300. tographie c r brale en r ponse la stimulation du tibial droit 109 e Localisations dipolaire et MUSIC recal es sur l IRM 16 10 06 052 Unit Figure 82 Localisation MUSIC de l onde P40 obtenue apr s stimulation du tibial droit 110 f R sultat de localisation de source pour le PES du tibial gauche e Enregistrement EEG HR des voies frontales centrales et pari tales On visualise sur cet enregistrement la forme classique en W P40 N50 P60 sur les d rivations ipsilat rales la stimulation en Cz CPz CI et CPI 16 18 15 059 AT 1 1 pV 25 ms Figure 83 Signaux EEG P40 N50 P60 en r ponse a la stimulation du tibial gauche e Cartographie c r brale associ e au maximum d amplitude de l onde P40 0 79 UV Max 0 79 SES Min 033 FC3 a _ e Ail C3 TS C4 C5 C6 Gps CP6 TP7 TP8 Figure 84 Cartographie c r brale en r ponse a la stimulation du tibial gauche 111 e Localisations dipolaire et MUSIC recal es sur l IRM 16 18 15 058 16 18 15 058 Figure 85 Localisation dipolaire de l onde P40 obtenue apr s stimulation du tibial gauche 16 18 15 052 16 18 15 052 16 18 15 052 e Unit Figure 86 Localisation MUSIC de l onde P40 obtenue apr s stimulation du tibial gauche 112 4 6 Compatibilit des capteurs EEG en IRMf tude du cortex sensitif primaire Le premier crit re important noter est l absence d artefact et de d formation
301. tre les voxels gouverne la reconnaissance des structures anatomiques et donc la qualit de la mesure Le signal transmis ou mis peut tre s par en un signal porteur de l information utile au calcul de l image et en un signal sans information utile appel bruit Le bruit a de nombreuses origines bruit lectromagn tique des tissus r sistances lectriques des antennes bruit lectronique il est in vitable et galement r parti sur toutes les fr quences bruit blanc Le rapport contraste sur bruit C B est un l ment essentiel du contraste Si deux voxels adjacents n mettent pas le m me signal ils seront contrast s Cependant ce contraste ne pourra s exprimer que s il d passe de fa on suffisante le niveau du bruit Figure 15 Le signal global de la structure excit e doit tre partag entre tous les voxels Le bruit al atoire est constant quelque soit la taille du voxel Contraste Es Bruit Bruit Figure 15 D composition des signaux enregistr s par un m me voxel d une image Le contraste est caract ris par la diff rence de signal mis entre deux structures voisines Pour obtenir une image contrast e 1l faut que le contraste soit nettement plus important que l intensit du bruit 38 Il est important de noter que la r solution spatiale est li e au contraste puisque plus la taille du voxel diminue plus le contraste tend a disparaitre dans le bruit A titre d exemple lorsque l on pass
302. ttom view C of the EEG sensor MRI data acquisition All MRI examinations were performed on a 1 5T GE Signa GE Healthcare Milwaukee WI with an eight element coil During the process special care was taken so that neither the scalp nor any of the sensors moved The parameters of the MR sequence were selected for both accurately detecting the EEG sensors and producing precise anatomical brain images Contrasted high resolution 3D MRI acquisition was chosen to show possible cortex abnormalities and to produce correct gray and white matter differentiation Additionally the complete MR procedure was performed fast enough to avoid discomfort to the subject and reduce artifacts caused by motion To do this we used a 3D Spoiled Gradient Echo sequence TR 20 ms TE 3 ms a 35 with 230mm field of view 192x192 matrix and 200 slices Slice thickness was 1 2mm without any gap between slices A large bandwidth 31 2 kHz was used to reduce distortion due to magnetic susceptibility Automatic localization and labeling of the EEG sensor ALLES To carry out automatic labeling and identification of EEG electrodes using MRI we consider that the surface of the human head is convex except for the cavities around the eyes We can therefore expect the positions of the EEG electrodes on the scalp to form a convex cloud of points 1 e the EEG electrodes are part of the convex hull defined by the scalp This gives an idea of how EEG electrodes can be identifi
303. u ph nom ne lectrique analys Nous avons choisi comme position initiale pour chaque moving dipole la coordonn e 0 0 60 en sachant que l axe y passe par l axe des deux pr auriculaires positif du c t gauche que l axe x est l axe perpendiculaire y et passe par le nasion positif vers l avant et enfin que l axe 7 passe par le plan perpendiculaire x et y et par le point 0 Figure 35 i A EF L E r 7 T r t k Ea Pir 4 J s i i da LEA M PP Py ir i l an J i r z 1 eT A TR pL Aill Aill Ail BL AA DE CL UN Fe A O PANE Fa Le Bi aa i y ir m i uN mm i FA LM AAA A 114 T na Fa Faa i H p a a p Se an ee O Hi 7 Li 1 a ri Bi RAO CO CU BUTY V Le IN WY TA EER E gaat fh t jy BOTA A RE CRE LAS LL i eu Ar LP NA N A Y Y LATA ae a an ae oe r a ae eee Ree FA TU r aT i 4 FIN j i ia EE CA wa hae La ara F i Li I i i i al rains PATET Li j rh f i aa a ar a B a a e AnA ee AR RL i a Le j Figure 35 Repr sentation du syst me anatomique qui d finit les axes x y et z pour la localisation de source Les rep res anatomiques en rouge repr sentant le nasion et les deux pr auriculaires sont plac s ici sur un mod le r aliste de t te 62 La seconde mod lisation appel e MUSIC pour MUltiple SIgnal Classification a t d crite par Mosher et al en 1999 Cette m thode utilise la m me mod lisatio
304. ue des capteurs EEG en IRM ALLES De fa on estimer la reproductibilit des deux premi res m thodes a et b nous avons effectu des mesures intra et inter observateurs Pour les mesures inter observateurs 5 op rateurs diff rents ont effectu le rep rage spatial et pour les mesures intra observateurs un seul op rateur a r p t l op ration quatre fois La m thode c n a pas t test e du point de vue de la reproductibilit car l algorithme d tecte automatique et de la m me fa on chacun des marqueurs de l image Etant donn l absence de coordonn es spatiales de r f rence pour nos 64 capteurs nous avons d cid de moyenner l ensemble des jeux de coordonn es spatiales obtenues d une part avec la num risation lectromagn tique et d autre part avec l IRM Ces deux jeux de 64 coordonn es moyennes ont alors t choisis comme r f rence pour quantifier les erreurs de reproductibilit 71 A titre d exemple si on consid re le rep rage spatial de trois capteurs A 8 et C de coordonn es x4 V4 74 XB YB ZB et Xe Ve Zc Soit M un point de r f rence de coordonn es Xm Ym Zm AVEC Xm Ym t Zm la moyenne des coordonn es des capteurs A B et C obtenus par un m me op rateur avec une m me m thode de rep rage On peut alors calculer pour le capteur A la distance euclidienne qui le s pare du point de r f rence gr ce l expression suivante DA x x BUA
305. uel et ALLES 73 3 6 Etude chez l Homme Apr s avoir estim et compar notre m thode sur un fant me de t te nous avons souhait valuer les m mes param tres de reproductibilit et de rep rage chez Homme Pour se faire nous avons d pos un projet sans surco t qui a re u un avis favorable aupr s de la Commission de Protection des Personnes CPP de Lorraine Annexe 3 Ce protocole inclut deux populations diff rentes savoir des patients pr sentant une pilepsie partielle pharmaco r sistante et faisant l objectif d un bilan pr chirurgical des sujets sains volontaires Les patients seront recrut s parmi les patients pileptiques hospitalis s dans le service de Neurologie du CHU de Nancy Leur inclusion dans le protocole n a pas chang leur programme d investigations et de traitement Pour les sujets sains volontaires le recrutement s est effectue par les investigateurs de ce protocole Tous les sujets inclus dans ce protocole ont sign un consentement clair 3 6 1 Etude chez des patients pileptiques Les patients inclus dans cette tude pr sentent tous une pilepsie partielle pharmaco r sistante et font l objet d un bilan pr chirurgical qui comprend un enregistrement vid o EEG un enregistrement IRM anatomique une scintigraphie c r brale inter et per critique une tomographie par mission de positons et un bilan neuropsychologique L autre crit re d inclusion conc
306. uelconque un pont devait se former nous n aurions aucune difficult le supprimer avec des solvants ce qui est impossible faire avec les bonnets EEG Les sujets sains et les patients pileptiques inclus dans nos tudes ne nous ont fait part d aucun probleme d inconfort li la pr sence des capteurs m me dans la position allong e Au contraire certains patients ont appr ci la l g ret du dispositif qui est notamment due au c ble court de connexion Pour cette raison nous avons d cid d utiliser en routine clinique ces lectrodes munies d un c ble court pour nos enregistrements de vid o EEG Il faut noter que la pose des capteurs EEG s est effectu e sans probleme la fois chez des personnes ayant des cheveux courts et longs Les enregistrements de longue dur e gt une journ e de l EEG HR permettent d tendre l utilisation de cette technique l tude de crises et pas seulement des v nements intercritiques ce qui justifie pour les utilisateurs neurologues et neurophysiologistes un temps de collage de 90 minutes Concernant maintenant la mise en vidence des capteurs EEG en IRM nous avons test la fois des gels de conduction et des marqueurs IRM Le premier r sultat obtenu montre un paramagn tisme donc un hypersignal T1 de certains gels de conduction introduits dans des tubes essai Cependant en condition r elle d utilisation de ces gels savoir l int rieur de la surfac
307. uement les g n rateurs de l activit lectrique c r brale reste encore actuelle difficile mettre en place et utiliser en routine clinique Une des tapes de cette m thode consiste rep rer spatialement les lectrodes EEG positionn es sur le cuir chevelu Ce travail de Doctorat a consist mettre au point de nouveaux capteurs EEG compatibles et rep rables en IRM et automatiser ce processus pour le rendre plus fiable et plus facile d utilisation Pour ce faire nous avons d velopp et brevet de nouveaux capteurs de signaux lectrophysiologiques et nous avons impl ment un algorithme informatique de d tection et de labellisation automatique en IRM Ces dispositifs ont t test s cliniquement chez des sujets sains et des patients pileptiques en comparaison avec la num risation lectromagn tique qui est la technique de r f rence Nous avons montr dans un premier temps l efficacit de notre m thode du point de vue de la pr cision de la reproductibilite et des performances Nous avons montr ensuite que notre m thode n engendrait pas d erreurs de localisation anatomique des g n rateurs lectroneurophysiologiques PES PEV EPIC Ces tudes cliniques ont t valid es par des enregistrements d IRM fonctionnelle et par une comparaison avec les donn es de la litt rature Enfin nous avons d velopp un outil de projection de la position des capteurs de surface sur le cortex de fa on identifier
308. um Magnevist gadopentetate de dim glumine Schering AG Berlin Allemagne qui est tr s souvent utilis dans la cadre d une mise en vidence du syst me vasculaire c r bral a l IRM et d autre part la vitamine E Toco 500 acetate d alpha tocoph rol 500mg Laboratoire PHARMA 2000 France utilis e en neurochirurgie pour le recalage lors de l utilisation de la Neuronavigation Plusieurs manipulations ont t effectu es au cours de ce travail Les differents gels de conduction ont t introduits dans des tubes a essai en plastique de mani re appr cier de mani re qualitative le signal produit naturellement par ces gels De surcro t un tube suppl mentaire contenant de l lectro gel ECT avec du gadolinium a t test Ces chantillons ont ensuite t plac s sur un fant me cubique Le recueil du signal IRM a t obtenu gr ce l antenne corps entier de l IRM et la s quence IRM utilis e est une 3D T1 en Echo de Gradient SPGR en coupe frontale TE 4 2ms TR 12 2ms paisseur de coupe 2 5mm FOV 32 24 Matrice 256 192 Pour reproduire les conditions r elles d enregistrement EEG nous avons dispos sur une plaque en plexiglas des cupules EEG en Ag AgCl dans lesquelles diff rents gels de conduction ont t introduits Liste nonc e en 1 2 1 De surcro t une cupule a t remplie avec un gel de contact Electro Gel ECI marqu e avec de la vitamine E Le volume inject dan
309. upule d une lectrode EEG en Ag AgCl Coupes axiales identiques en Echo de gradient et en Echo Planar Imaging centr es sur le connecteur d une lectrode cupule EEG en Ag AgCl Coupes frontales en Echo de gradient T1 des differents gels de conduction places dans des tubes a essai en fonction de reperes paramagnetiques IRM Coupe frontale en Echo de gradient T1 des differents gels de conduction plac s a l int rieur de cupules EEG en Ag AgCl Coupes sagittales en Echo de Gradient avec Inversion R cup ration montrant les hypersignaux obtenus avec des billes de gadolinium et des marqueurs multi modalitaires R sultats du seuillage des images IRM obtenues avec des billes de gadolinium et des marqueurs multi modalitaires Illustration du syst me d acquisition et de positionnement de capteurs EEG d crit dans le brevet de Manoli et al Illustration de l interface de l algorithme montrant trois coupes frontales d avant en arri re de la t te d un sujet en Echo de Gradient T1 13 Figure 58 Figure 59 Figure 60 Figure 61 Figure 62 Figure 63 Figure 64 Figure 65 Figure 66 Figure 67 Figure 68 Figure 69 Figure 70 Figure 71 Figure 72 Figure 73 Figure 74 Figure 75 Figure 76 Figure 77 Figure 78 Figure 79 Figure 80 Figure 81 Figure 82 Vue de dessus et de droite du maillage convexe obtenu partir de l IRM d un sujet Vue de dessus
310. ur basal temporal electrodes FT9 P9 FT10 and P10 are sorted according to their x y coordinates and then labeled accordingly 209 Afterwards the outer ring is labeled working clockwise and starting from the electrode Fpz The remaining electrodes are sorted into seven sets of electrodes with respect to their y coordinates The first and last sets contain only three electrodes each while the other sets have seven electrodes each The electrodes in the sets are labeled from left to right Fig 4 Fig 4 Black circles indicate positions of the original 10 20 system grey circles indicate additional positions introduced in the 10 10 extension adapted from Oostenveld et al 2001 Red arrows show the procedure of labelling EEG sensors Finally the algorithm writes the list of EEG electrode coordinates estimated in a file to be used with the source localization software It is worthy of mention that the projection stage 1s only performed for labeling purposes 1 e the real coordinates of the electrodes are estimated in previous stages of the algorithm using the PCA technique Validation Experiment 1 Phantom study Sixty four EEG sensors were taped onto a saline filled MRI head phantom 0 190mm GE Healthcare Milwaukee US Fig 5 A B Fig 5 Top A and front B views of 64 sensors taped on the MRI head phantom 210 Three additional sensors were taped onto the head phantom in order to define the fiducial points nas
311. ur et une perte de temps tr s importante dans la m thode de localisation de source Le deuxi me constat est que toutes les m thodes et les mat riels utilis s pour le rep rage des capteurs sont d pendants de l utilisateur et donc sujets des erreurs de reproductibilit et de pr cision L exp rience pratique de l op rateur avec ces syst mes est donc un facteur non n gligeable qui peut influencer le rep rage spatial des capteurs et donc la localisation de source Partant de ce constat et du fait que les examens d EEG et d IRM sont indispensables la localisation de source nous avons imagin d velopper d une part un nouveau dispositif d enregistrement des signaux EEG compatible et rep rable en IRM et d autre part un algorithme informatique permettant de faire une d tection et une labellisation automatique des capteurs EEG de surface L objectif principal tant de mettre au point une nouvelle m thode de rep rage spatial pr cise reproductible et rapide des capteurs EEG dans le cadre de la localisation de source Pour cela les capteurs devront montrer une excellente compatibilit pour l enregistrement des signaux EEG et l enregistrement des examens d imagerie anatomique et fonctionnelle L algorithme devra lui tre rapide fiable et comporter une interface conviviale De tels outils et une telle m thodologie constitueraient un r el progr s puisqu ils optimiseraient une tape indispensable de la localisation d
312. urophysiol 1997 102 335 339 173 Annexe 2 Plan du support plastique utilis pour le prototype de capteur EEG IRM 174 Annexe 3 Projet sans surco t intitul REPERAGE TRI DIMENSIONNEL DES CAPTEURS EEG GRACE A L IRM VERSION DU 25 OCTOBRE 2005 Promoteur CHU de Nancy Investigateur principal Marc Braun Laboratoire ADI UHP INSERM ERI 13 CHU de NANCY Brabois Tour Drouet 4 tage 54511 VANDOEUVRE Cedex T l 03 83 15 49 76 E mail m braun chu nancy fr Co investigateurs Jacques Felblinger Laboratoire ADI UHP INSERM ERI 13 CHU de NANCY Brabois Tour Drouet 4 tage F 54511 VANDOEUVRE Cedex T l 03 83 15 49 76 ou 03 83 15 79 00 E mail j felblinger chu nancy fr Herv Vespignani Service de Neurologie H pital Central CHU de Nancy 29 Avenue du Mar chal de Lattre de Tassigny F 54035 NANCY Cedex T l 03 83 85 26 70 E mail h vespignani chu nancy fr Louis Maillard Service de Neurologie H pital Central CHU de Nancy 29 Avenue du Mar chal de Lattre de Tassigny F 54035 NANCY Cedex T l 03 83 85 26 70 E mail maillard chu nancy fr Laurent Koessler Laboratoire ADI UHP INSERM ERI 13 CHU de NANCY Brabois Tour Drouet 4 tage F 54511 VANDOEUVRE Cedex T l 03 83 85 96 59 E mail l koessler chu nancy fr 175 1 RESUME SYNOPTIQUE DU PROTOCOLE 1 1 Justification et objectifs Le rep rage des lectrodes EEG dans l espace anatomique du patient
313. us il faut pr ciser que les m thodes de transformations g om triques pour passer dans l espace anatomique de Talairach sont diff rentes Ce passage s effectue par une mise en place manuelle de marqueurs anatomiques sur les images IRM pour les r sultats de localisation de source alors que cette tape est automatis e enti rement avec le logiciel SPM2 D autre part il faut aussi consid rer les relations complexes du couplage h modynamique et lectroneurophysiologique De nombreuses recherches sont encore en cours actuellement B nar et al 2002 et 2006 et Bonaventura et al 2006 Kilner et al 2005 Aubert et al 2001 En effet LEEG HR est une m thode non invasive qui enregistre l activit neuronale de fa on directe alors que l IRM fonctionnelle mesure une activit c r brale indirecte li e au signal BOLD De plus la mod lisation dipolaire ne doit pas tre consid r e comme la repr sentation ponctuelle d un g n rateur unique intrac r bral mais plut t comme le barycentre d une zone c r brale plus tendue Des tudes ont montr qu il fallait une surface corticale relativement tendue pour g n rer une activit EEG de surface Cette surface a d abord t estim e 6 cm Cooper et al 1965 puis de 10 20 cm Tao et al 2007 Le point important de cette tude est de noter que les r sultats obtenus avec la localisation de source ne sont pas perturb s par la m thode ALLES Cette
314. vec notre m thode 1 d obtenir l imagerie anatomique du patient 2 de mod liser les milieux de propagation des courants neurophysiologiques et 3 de rep rer les capteurs EEG de surface Comme nous l avons soulign dans le chapitre pr c dent d autres perspectives peuvent tre envisag es suite ce travail notamment dans le cadre des enregistrements combin s d EEG en IRM fonctionnelle ou encore de localisation anatomique dans le cadre des potentiels voqu s visuels somesth siques et cognitifs 153 R f rences Akhtari M Bryant HC Emin D Merrifield W Mamelak AN Flynn ER Shih JJ Mandelkern M Matlachov A Ranken DM Best ED DiMauro MA Lee RR Sutherling WW A model for frequency dependence of conductivities of the live human skull Brain Topogr 2003 16 1 39 55 Allison T McCarthy G Wood CC Jones SJ Potentials evoked in human and monkey cerebral cortex by stimulation of the median nerve A review of scalp and intracranial recordings Brain 1991 114 6 2465 503 Aubert A Costalat R Valabr gue R Modelling of the coupling between brain electrical activity and metabolism Acta Biotheor 2001 49 4 301 26 Arroyo S Lesser RP Poon WT Webber WR Gordon B Neuronal generators of visual evoked potentials in humans visual processing in the human cortex Epilepsia 1997 38 5 600 10 Badier J M Etude de la localisation des sources c r brales d activit s paroxystiques par cartographie These de sc
315. ver distance error was 0 43 0 04mm Afterwards the author demonstrated that the FRE fiducial registration error between corresponding marker centroids following registration was 2 21 0 97mm with a maximum error of 4 87mm Finally in order to test the accuracy the FLE fiducial localization error between the MRI and digitized inter electrodes distances was 0 90 0 67mm 171 4 Comparison between electromagnetic digitizer and GPS To compare the accuracy of the GPS method with the current standard for electrode digitization Russel et al 2005 has marked thirty seven points using a computer controlled laser pointing method on a modified bowling ball Columbia 300 White Dot 12 The Cartesian coordinates of these points were chosen as a gold standard to compare the digitization and the GPS methods For the GPS the RMS position error of sensor localization measurements was 1 27 mm SD 0 08 For the Polhemus Fastrak the RMS position error was 1 02 mm SD 0 04 This difference was not significant F 1 70 3 02 Afterwards the GPS was tested on four patients with 129 sensors in order to estimate the performance of the semi automatic localization The mean results showed that 96 sensors were triangulated across two or more cameras 11 sensors were triangulated only by one camera and 22 sensors which were not detected Conclusion The spatial localization of EEG electrodes is an important step in the co registration of EEG and MRI data
316. with drug resistant partial epilepsy patterns of conduction and results from dipole reconstructions Electroencephalogr Clin Neurophysiol 1996 99 69 78 Lantz G Grave de Peralta R Spinelli L Seeck M Michel C M Epileptic source localization with high density EEG how many electrodes are needed Clin Neurophysiol 2003 114 63 69 Le J Lu M Pellouchoud E Gevins A A rapid method for determining standard 10 10 electrode positions for high resolution EEG studies Electroenceph clin Neurophysiol 1998 106 554 558 Logothetis NK Wandell BA Interpreting the BOLD signal Annu Rev Physiol 2004 66 735 69 Lopes da Silva F Van Rotterdam A Biophysical aspects of EEG and magnetoencephalogram generation In Niedermeyer E Lopes da Silva F eds Electroencephalography Basic principles clinical applications and related fiels Williams and Wilkins 1993 93 109 Malmivuo JA Suihko VE Effect of skull resistivity on the spatial resolutions of EEG and MEG IEEE Trans biomed Eng 2004 51 7 1276 80 Manoli Samir et al 2003 EEG electrode and EEG electrode locator assembly United States Patent WO 03 005897 Masters David et al 2003 Devices including protein matrix materials and methods of making and using same United States Patent WO 03 015754 Mathias J Koessler L Brissart H Foscolo S Schmitt E Bracard S Braun M Kremer S Giant Cystic Widening of Virchow Robin Spaces An Anatomofunctional Study Am J Neuroradio
317. y H z 2 On repr sentera ainsi la reproductibilit du rep rage de ce point comme tant la dispersion autour du point moyen M Pour estimer la reproductibilit du rep rage de ces trois capteurs il suffit donc de faire la moyenne des distance Dy Da et Dc Voir Figure 44 C Figure 44 Illustration de la m thode de calcul de la reproductibilit avec trois capteurs A B et C La reproductibilit repr sente la dispersion autour d un point moyen M c est dire la moyenne des distances euclidiennes Dy Dg et Dc Si on consid re maintenant notre tude avec un jeu entier de 64 capteurs il faut alors moyenner les 64 distances D obtenues par calcul pour pouvoir estimer l erreur de reproductibilite totale Ce qui signifie dans notre cas qu on obtiendra une dispersion moyenne D pour chacun des observateurs Un calcul de variance et d cart type est alors effectu sur l ensemble des donn es issues d une m me m thode de rep rage et d un m me observateur 72 Concernant la pr cision des m thodes de localisation nous avons mesur au pied coulisse PAC num rique Digiroch 300 mm 0 01 mm 15 distances physiques entre des couples de capteurs determines Nous avons choisi ces couples selon trois axes diff rents l axe ant ro post rieur l axe droite gauche et l axe circonf rentiel Figure 45 Ces trois orientations ont t choisies d lib r ment pour estimer les erreu
318. ycenters of the automatically detected gadolinium balls This helps to eliminate any spurious detection of gadolinium balls located inside the patient s head Lastly the 3D coordinates of the convex hull vertices the marker need to be corrected to obtain the right coordinate of the EEG sensor This is done by adding a small distance 8 mm to the hull surface in the opposite direction from the normal The normal to the hull at a given vertex Vi is estimated as follows first we define a sphere having a small arbitrary radius centered at the vertex and then we look for the list of intersection points of this sphere with the triangles adjacent to the vertex Afterwards using the Principal Component Analysis PCA technique we can estimate the normal to the surface that approximates to the points of intersection The x ambiguity in the direction of the estimated normal is lifted by observing a positive distance from the estimated surface plane to the vertex Vi 1 e the estimated normal vectors on the convex hull point outwards Fig 3 A Head surface gt Convex hull Fig 3 Example of head surface which shows how the projection of markers coordinates The third and final stage of the algorithm projects the estimated locations of the EEG electrodes onto an ellipsoid that models the patient s head After readjusting to align the ellipsoid with the ten ten international system the EEG electrodes can be automatically labeled First the fo

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