Système d’exploration cérébrale : Electroencéphalo-

L’électroencéphalogramme (ou EEG) enregistre l’activité électrique du cortex à l’aide d’électrodes placées à la surface du scalp. La figure 1.9 montre le place- ment des électrodes à l’aplomb du cortex moteur, lors d’un enregistrement des si- gnaux EEG effectué dans notre laboratoire. Cette technique a été mise au point en 1929 par le neurologue Hans Berger [Berger, 1929]. Il s’agit d’une technique non-invasive dans la mesure où elle ne nécessite pas d’opération chirurgicale. Par conséquent, l’électroencéphalographie présente peu de risques pour le patient, et est utilisée de manière quotidienne en milieu hospitalier.

En contrepartie, l’EEG enregistre uniquement l’activité corticale périphérique, et non l’activité cérébrale profonde comme le permettent des électrodes intra-cé- rébrales. Le signal recueilli correspond à la résultante d’activités oscillatoires à différentes fréquences des neurones situés plusieurs centimètres sous l’électrode.

FIGURE1.9 – Bonnet d’Electroencépha- lographie. 0 200 400 600 800 1000 −100 −50 0 50 100 Echantillons Am p li tu d e (µ V )

FIGURE1.10 – Signal EEG brut.

La figure 1.10 représente un signal EEG brut recueilli par une électrode placée à l’aplomb du cortex moteur. Les variations du potentiel membranaire de chaque neurone, sous l’influence de leur afférences synaptiques excitatrices et inhibitrices, génèrent à l’intérieur de la cellule un dipôle qui est perpendiculaire à la surface corticale et dont la polarité s’inverse régulièrement. A un niveau macroscopique, la fluctuation de polarité des dipôles générés par un ensemble de neurones est à l’origine des variation du signal EEG. Ce signal est recueilli à condition qu’une po- pulation suffisamment large de neurones ait une activité synchrone, de telle sorte que plus le nombre de neurones est important, plus le signal résultant de leur ac- tivité est ample. Par conséquent, une variation de la puissance du signal EEG est le reflet d’un changement de la taille de la population le générant ou du degré de synchronisation des activités des neurones.

Le signal EEG est composé de plusieurs composantes fréquentielles dont la puis- sance peut être modulée par une activité corticale spontanée ou par une tâche mentale particulière. Il existe une relation entre les bandes de fréquences et la puissance du signal, de telle sorte que les activités oscillatoires lentes induisent une augmentation de l’amplitude du signal, tandis que les oscillations rapides sont difficiles à enregistrer du fait de leur faible amplitude [Pfurtscheller, 2001]. Enfin, l’organisation en parallèle des neurones, comme le sont les cellules pyramidales, favorise la sommation des variations de potentiel et donc leur diffusion jusqu’aux électrodes placées sur le scalp.

Le principe de l’EEG est de mesurer une différence de potentiel entre deux élec- trodes dans le cas d’un montage bipolaire, ou entre une électrode de référence et plusieurs électrodes pour un montage monopolaire. Dans le dernier cas, l’électrode choisie comme référence est placée sur une zone où les variations électriques sous- jacentes sont les plus faibles possibles. C’est pourquoi l’électrode de référence est souvent positionnée au niveau du lobe de l’oreille ou du nez.

La résolution spatiale de l’EEG, de l’ordre du centimètre, ne permet pas d’enre- gistrer l’activité d’une source cérébrale avec précision, d’où l’intérêt du filtrage spa-

tial. Cette faible résolution spatiale est due à la diffusion de l’activité électrique par les tissus (os, peau) que le signal traverse. De plus, l’atténuation du signal EEG par ces mêmes tissus a pour conséquence le fait que l’amplitude mesurée est de l’ordre du microvolt. Le signal recueilli est donc sensible aux bruits, notamment muscu- laires, et nécessite d’être amplifié pour améliorer le rapport signal sur bruit. L’EEG ne permet pas d’enregistrer le signal cérébral dans une large bande de fréquence (< 50 Hz). En effet, les tissus traversés par le signal jouent le rôle de filtre passe- bas à cause des propriétés électriques des cellules qui les composent [Leuthardt et al., 2004]. Pour recueillir des signaux EEG corrects, il est également nécessaire de tenir compte de la conduction du signal électrique. L’utilisation d’un gel spécial permet de diminuer l’impédance de contact entre l’électrode et la surface du scalp, et ainsi d’améliorer la qualité du signal enregistré.

L’EEG présente plusieurs avantages qui en font un capteur privilégié dans le domaine des ICM. D’une part, sa mise en œuvre ne demande pas de compétences médicales approfondies ; par conséquent elle est accessible à des non-cliniciens. D’autre part, son coût d’achat et d’entretien (consommables) en fait une des tech- niques d’exploration cérébrale les moins coûteuse. Ce système présente également l’avantage d’être facilement transportable, pour permettre une utilisation au do- micile du patient. Enfin, l’EEG est doté d’une résolution temporelle de l’ordre de la milliseconde, permettant une analyse temps réel de l’activité cérébrale. L’ensemble de ces avantages font de l’EEG l’une des techniques les plus utilisées pour contrôler une ICM, notamment dans le domaine de l’aide à la communication, à la mobilité dans un environnement réel ou virtuel, et à la préhension.

Le positionnement des électrodes à la surface du scalp est défini par des repères standards selon la nomenclature internationale 10-20 [Klem et al., 1999], indépen- damment de la taille du crâne. Le terme “10-20” correspond à la distance relative entre chaque repère. Celle-ci se mesure en pourcentage (10 % ou 20 %) de la lon- gueur totale de l’axe sur lequel est placé le repère. Ces derniers sont positionnés par rapport à trois axes de référence, représentés sur la figure 1.11, et définis comme sagittal, frontal, et transverse. Le premier axe est représenté sur la figure 1.11 (a), il va du nasion, creux situé au sommet du nez, jusqu’à l’inion, partie la plus pro- éminente de l’os occipital à l’arrière du crâne. Le second axe se situe entre le point pré-auriculaire droit et gauche, comme le montre la figure 1.11 (b). Enfin, le troi- sième axe suit une trajectoire circonférentielle, allant de l’inion jusqu’au nasion en passant par le lobe temporal.

Selon ces trois axes de référence, les repères sont espacés de 20 % les uns par rapport aux autres. Les repères situés à proximité des points anatomiques, inion, nasion, et points pré-auriculaires, sont espacés de 10% par rapport à ces derniers.

Cette première nomenclature, proposée initialement par Jasper [Jasper, 1958], per- met de positionner 21 électrodes à la surface du scalp. Depuis, des extensions du système “10-20” permettent de placer davantage d’électrodes.

Chaque repère est identifié par une lettre et un numéro, correspondant respec- tivement à une aire cérébrale (par exemple O pour Occipital) et à un des deux hémisphères. Les repères affectés d’un chiffre impair (respectivement pair) sont situés sur l’hémisphère gauche (respectivement droit), sachant que le chiffre aug- mente avec la latéralité de l’emplacement repéré. Lorsque le repère est placé sur l’axe sagittal, le numéro est remplacé par la lettre “z”. Le croisement entre l’axe sagittal et l’axe frontal définit le vertex, correspondant à la partie supérieure du crâne. Ce point anatomique est identifié par le repère “Cz”.

(a) Axe sagittal (b) Axe frontal (c) Axe transverse

FIGURE 1.11 – Système international 10/20 : axes de référence (figures extraites

de [Klem et al., 1999]).