Tridimensionnelle vestibulaire oculaire Test Reflex aide d'un Six degrés de plate-forme de mouvement de la liberté

Summary

On décrit une méthode pour mesurer tridimensionnelles réflexes oculaires VESTIBULO (3D VOR) chez l'homme en utilisant une période de six degrés de liberté (6DF) du simulateur de mouvement. Le gain et le désalignement de la VOR angulaire 3D fournissent une mesure directe de la qualité de la fonction vestibulaire. Des données représentatives sur les sujets sains sont fournis

Abstract

L’organe vestibulaire est un capteur qui mesure les accélérations angulaires et linéaires avec six degrés de liberté (6DF). Des anomalies complètes ou partielles de l’organe vestibulaire entraînent des problèmes d’équilibre légers à graves, tels que des vertiges, des étourdissements, une oscillopsie, une instabilité de la démarche, des nausées et/ou des vomissements. Une bonne mesure fréquemment utilisée pour quantifier la stabilisation du regard est le gain, qui est défini comme l’amplitude des mouvements oculaires compensatoires par rapport aux mouvements de tête imposés. Pour tester plus complètement la fonction vestibulaire, il faut se rendre compte que le VOR 3D génère idéalement des rotations oculaires compensatoires non seulement avec une amplitude (gain) égale et opposée à la rotation de la tête, mais aussi autour d’un axe co-linéaire avec l’axe de rotation de la tête (alignement). Une fonction vestibulaire anormale entraîne donc des modifications du gain et des modifications de l’alignement de la réponse VOR 3D.

Nous décrivons ici une méthode pour mesurer le VOR 3D en utilisant la rotation du corps entier sur une plate-forme de mouvement 6DF. Bien que la méthode permette également de tester les réponses VOR ^{de traduction 1}, nous nous limitons à une discussion de la méthode de mesure de VOR angulaire 3D. De plus, nous nous limitons ici à la description des données recueillies chez des sujets sains en réponse à une stimulation angulaire, sinusoïdale et impulsionnelle.

Les sujets sont assis bien droits et reçoivent des impulsions sinusoïdales et d’accélération constante de petite amplitude du corps entier. Des stimuli sinusoïdaux (f = 1 Hz, A = 4°) ont été délivrés autour de l’axe vertical et autour des axes dans le plan horizontal variant entre le roulis et le tangage par incréments de 22,5° en azimut. Les impulsions étaient délivrées en lacet, en roulis et en tangage et dans les plans verticaux du canal. Les mouvements oculaires ont été mesurés à l’aide de la technique de la bobine de recherche sclérale ². Les signaux de la bobine de recherche ont été échantillonnés à une fréquence de 1 kHz.

Le rapport entrée-sortie (gain) et le désalignement (co-linéarité) du VOR 3D ont été calculés à partir des signaux de bobine oculaire ³.

Le gain et la co-linéarité du VOR 3D dépendaient de l’orientation de l’axe du stimulus. Des écarts systématiques ont été constatés en particulier lors de la stimulation de l’axe horizontal. Dans la lumière, l’axe de rotation de l’œil était correctement aligné avec l’axe du stimulus aux orientations 0° et 90° azimut, mais déviait progressivement de plus en plus vers 45° azimut.

Les écarts systématiques de désalignement pour les axes intermédiaires peuvent s’expliquer par un faible gain pour la torsion (rotation de l’axe X ou de l’axe de roulis) et un gain élevé pour les mouvements verticaux de l’œil (rotation de l’axe Y ou de l’axe de pas (voir Figure 2). Étant donné que la stimulation de l’axe intermédiaire entraîne une réponse compensatoire basée sur la sommation vectorielle des composantes individuelles de la rotation de l’œil, l’axe de réponse nette s’écartera car le gain pour les axes X et Y est différent.

Dans l’obscurité, le gain de toutes les composantes de rotation de l’œil avait des valeurs plus faibles. Le résultat était que le désalignement dans l’obscurité et pour les impulsions avait des pics et des creux différents de ceux de la lumière : sa valeur minimale était atteinte pour la stimulation de l’axe de tangage et sa valeur maximale pour la stimulation de l’axe de roulis.

Présentation de cas

Neuf sujets ont participé à l’expérience. Tous les sujets ont donné leur consentement éclairé. La procédure expérimentale a été approuvée par le Comité d’éthique médicale du Centre médical de l’Université Erasmus et a adhéré à la Déclaration d’Helsinki pour la recherche impliquant des sujets humains.

Six sujets ont servi de témoins. Trois sujets présentaient une insuffisance vestibulaire unilatérale due à un schwannome vestibulaire. L’âge des sujets témoins (six mâles et trois femelles) variait de 22 à 55 ans. Aucun des témoins n’avait de troubles visuels ou vestibulaires dus à des troubles neurologiques, cardiovasculaires et ophtalmiques.

L’âge des patients atteints de schwannome variait entre 44 et 64 ans (deux hommes et une femme). Tous les sujets atteints de schwannomes étaient sous surveillance médicale et/ou avaient été pris en charge par une équipe pluridisciplinaire composée d’un otho-rhino-laryngologiste et d’un neurochirurgien du Centre médical universitaire Erasmus. Les patients testés avaient tous un schwannome vestibulaire du côté droit et ont fait l’objet d’une politique d’attente et de surveillance (tableau 1 ; sujets N1-N3) après avoir reçu un diagnostic de schwannome vestibulaire. Leurs tumeurs étaient stables depuis plus de 8 à 10 ans sur l’imagerie par résonance magnétique.

Protocol

1. Plate-forme de mouvement 6DF

Stimuli vestibulaires ont été livrés avec une plate-forme de mouvement (voir figure 1) capable de générer des stimuli angulaires et translationnelle à un total de six degrés de liberté (FCS-MOOG, Nieuw-Vennep, Pays-Bas). La plate-forme est déplacé par six actionneurs électromécaniques reliés à un ordinateur personnel avec le logiciel de contrôle dédié. Il génère des mouvements précis avec six degrés de liberté. Les capteurs placés dans les vérins d'une surveillance continue du profil de déplacement de la plate-forme. Le dispositif a <0,5 mm de précision pour linéaire et <0,05 ° pour les mouvements angulaires. Vibrations pendant la stimulation étaient de 0,02 °. La fréquence de résonance du dispositif était> 75 Hz. profil de déplacement de la plate-forme a été reconstituée à partir de l'information de capteur dans les actionneurs à l'aide de la dynamique inverse et envoyé à l'ordinateur de collecte de données. Pour synchroniser plate-forme et les données des mouvements oculaires, un faisceau laser a été monté à l'arrière de la platform et projetée sur une petite cellule (1 mm, le temps de réaction de 10 ps). La tension de sortie de la cellule photoélectrique a été échantillonné à une fréquence de 1 KHz en même temps que les données de mouvement d'oeil et pourvu d'un indicateur en temps réel d'apparition de mouvement avec une précision msec. Lors de l'analyse hors ligne en utilisant Matlab (The MathWorks, Natick, MA), le profil de mouvement reconstruit de la plate-forme basée sur l'information capteur des actionneurs dans la plate-forme a été précisément aligné avec le début du mouvement de la plate-forme.

2. Sujets

A. coin

Les sujets sont assis sur une chaise montée au centre de la plate-forme (figure 2). Le corps du sujet a été retenu par une ceinture de sécurité à quatre points tel qu'il est utilisé dans les voitures de course. Les ceintures de sécurité ont été ancrés à la base de la plate-forme de mouvement. Le président a été entouré par un cadre cube PVC et a servi de support pour les bobines de champ. Le système de bobines de champ est réglable en hauteur, de telle sorte que le sujLes yeux de ect étaient dans le centre du champ magnétique.

B. fixation de la tête

La tête est immobilisée à l'aide d'une carte de morsure dentaire-empreinte moulée individuellement, qui a été fixée à la charpente cubique par une barre rigide. Un oreiller vide pliée autour du cou et un anneau attaché à la présidence assurée autre fixation du sujet (Figure 1). En outre, pour surveiller les mouvements de la tête parasites lors de la stimulation, nous avons joint deux capteurs 3D (Analog Devices Inc, Norwood, MA) directement au conseil d'administration de la morsure, l'une pour angulaire et l'autre pour les accélérations linéaires.

3. Système de coordonnées

rotations oculaires sont définis dans un système de coordonnées droitier tête fixe (Figure 3). Dans ce système, du point de vue d'une rotation vers la gauche sur l'axe Z (lacet), une rotation vers le bas autour de l'axe Y (tangage) et de la rotation vers la droite sur l'axe des X (roulis) de l'objet sont définies comme positive. Les plans orthogonaux aux axes X, Y et Z des axes de rotation sont respectivement les plans de roulis, de tangage et de lacet (figure 3).

4. Les enregistrements des mouvements oculaires

Les mouvements oculaires des deux yeux ont été enregistrées avec des bobines de recherche scléraux 3D (Skalar, Delft, Pays-Bas) ⁴ à l'aide d'un kHz système basé sur la méthode de détection d'amplitude de Robinson (Modèle EMP3020, Skalar médicale, Delft, Pays-Bas) standard de 25 deux bobine de champ ^5. Les signaux de la bobine ont été passés à travers un filtre passe-bas analogique avec une fréquence de coupure de 500 Hz et échantillonnées en ligne et stockés sur le disque dur à une fréquence de 1 kHz avec 16 précision de bits (système CED course Spike2 v6, Cambridge conception de circuits électroniques , Cambridge).

5. Recherche Coil Calibration

Avant les essais, la sensibilité et la non-orthogonalité de direction et de torsion bobines a été vérifiée in vitro par le montage de la bobine sur un Fick giSystème mbal placé au centre du champ magnétique. En faisant tourner le système à cardan sur tous les axes cardinaux nous nous sommes assurés que toutes les bobines utilisées dans les expériences étaient symétrique pour toutes les directions à l'intérieur de 2%.

In vivo, les signaux horizontaux et verticaux des deux bobines ont été calibrés individuellement en demandant au sujet de fixer successivement une série de cinq objectifs (objectif central et une cible à 10 degrés à gauche, à droite, de haut en bas) pendant cinq secondes chacune. Les cibles d'étalonnage ont été projetées sur un écran translucide à 186 cm de distance. l'analyse de l'expérience post des données de calibrage a abouti à la sensibilité et les valeurs des bobines compensée chaque recherche. Ces valeurs ont ensuite été utilisés dans les procédures d'analyse écrits en Matlab ^3.

6 Stimulation

A. stimulation sinusoïdale

La plate-forme livrée rotations sinusoïdales l'ensemble du corps (1 Hz, A = 4 °) sur les trois cardiaxes internes: L'axe rostrale-caudale ou vertical (lacet), l'axe interauriculaire (tangage) et de l'axe du nez-occipitale (roulis), et sur les axes horizontaux intermédiaires incrémenté par pas de 22,5 ° entre roulis et de tangage.

Stimuli sinusoïdaux ont été livrés à la lumière et l'obscurité. Dans la lumière, les sujets fixés sur une cible visuelle allumé en permanence (une LED rouge, 2 mm de diamètre) situé à 177 cm en avant du sujet au niveau des yeux (figure 1C panneau de gauche). Head a été positionné de telle sorte que la ligne de Reid était base (la ligne imaginaire reliant le conduit auditif externe avec le cantus orbitale inférieure) était à 6 degrés par rapport à la terre horizontale). Lors d'une stimulation sinusoïdale dans l'obscurité, la cible visuelle a été brièvement présentée (2 sec) lorsque la plate-forme était stationnaire pendant chaque intervalle entre deux stimuli consécutifs. Pour éviter les mouvements oculaires spontanés pendant la stimulation, les sujets ont été invités à fixer le lieu imaginaire de la cible fixe dans l'espace au cours de sinusoïdeal stimulation après la cible avait été éteint juste avant l'apparition du mouvement. Nous avons vérifié que le type d'instruction réduit principalement les mouvements oculaires effectués dans les ténèbres, et a eu que peu d'effet sur le gain (<10%). Cette variabilité a eu lieu dans toutes les composantes (horizontale, verticale et de torsion) simultanément.

B. stimulation Impulse

Courte durée des impulsions du corps entiers ont été livrées dans un environnement faiblement éclairé. Le seul stimulus visible à la disposition du sujet était une cible visuelle situé à 177 cm en avant du sujet au niveau des yeux. Chaque impulsion a été répétée six fois et remis dans un ordre aléatoire et avec une synchronisation aléatoire d'apparition mouvement (intervalles varier entre 2,5 et 3,5 sec.) Le profil des impulsions est une accélération constante de 100 ° ^-2 sec pendant les 100 premières millisecondes de l'impulsion, suivie d'une diminution progressive de l'accélération linéaire. Cette relance a entraîné une augmentation linéaire de la vitesse pour atteindre un veloction de 10 ° s ^-1 après 100 ms. Mouvements de la tête aberrantes pendant la stimulation vestibulaire mesurées par la vitesse angulaire et les dispositifs d'accélération linéaire sont à moins de 4% de l'amplitude de stimulation. La vitesse de pointe des mouvements de l'oeil en réponse à ces impulsions est 100 fois supérieur au niveau de bruit des signaux de la bobine.

7. Analyse des données

signaux de bobines ont été converties en angles Fick, puis exprimé en tant que vecteurs de rotation ^6,7. A partir des données de fixation de la cible tout droit, nous avons déterminé la désalignement de la bobine dans l'oeil par rapport aux bobines de champ magnétique primaire orthogonales. Les signaux ont été corrigées pour cette décalage axial par rotation contre trois dimensions. Il a également été vérifié qu'aucun glissement de la bobine avait eu lieu au cours de l'expérience en vérifiant la sortie de position lors de la fixation de la cible avant chaque début de mouvement.

Pour exprimer les mouvements oculaires 3D dans le domaine de vitesse,nous avons converti des données de vecteur de rotation en arrière dans la vitesse angulaire. Avant la conversion de vecteur de rotation à vitesse angulaire, nous avons lissé les données de phase de zéro avec un filtre numérique avant et arrière avec une fenêtre gaussienne de 20 points (durée 20 ms).

8. Les réponses sinusoïdales

Un gain. Le gain de chaque élément et le gain de vitesse de l'oeil 3D a été calculée en ajustant une sinusoïde avec une fréquence égale à la fréquence de la plate-forme, par l'intermédiaire des composants de vitesse angulaire verticales et horizontales torsion. Le gain de chaque composant défini comme le rapport entre la vitesse de l'oeil du pic du composant et de la vitesse de pointe de plate-forme est calculée séparément pour chaque oeil.

B désalignement. L'alignement entre l'axe de la vitesse des yeux 3D et l'axe de vitesse de tête a été calculé en utilisant la méthode de Aw et ses collègues ^8,9. A partir du produit scalaire de deux vecteurs, l'alignement a été calculée comme étant la insangle tantaneous en trois dimensions entre l'inverse de la vitesse de l'axe de l'oeil et de l'axe de vitesse de tête. Le gain de vitesse angulaire et le désalignement 3D pour chaque orientation en azimut ont été comparés au gain et le désalignement prédit à partir du vecteur somme de 0 ° (rouleau) et 90 ° (pitch) azimut composants ^10. A partir de ce vecteur somme il résulte que, lorsque les gains de vitesse de roulis et de tangage sont égales, l'orientation de l'axe de rotation de l'oeil soit aligné avec l'axe de rotation de la tête, lorsque les deux sont différents, l'écart maximal entre le stimulus et l'axe de rotation de l'oeil est prévu à 45 ° azimut.

9. réponses impulsionnelles

Traces de données œil gauche et à droite de six présentations pour chaque direction de mouvement ont été analysés séparément. Parce que les valeurs de l'œil gauche et droite étaient presque identiques, les données de l'oeil gauche et de droite ont été moyennées pour déterminer le gain de vitesse de l'œil en réponse à la stimulation d'impulsion. Toutes les traces étaientinspecté individuellement sur l'écran d'ordinateur. Lorsque le sujet a fait un clin d'œil ou saccade lors de l'impulsion qui trace a été écartée manuellement. Composantes de la vitesse angulaire (N = 5 à 6) pendant les 100 premières millisecondes après le début du mouvement a été calculée dans les poubelles de temps de 20 ms (fournissant un filtrage passe-bas efficace) et tracés en fonction de la vitesse de la plate-forme ^11,12.

Results

Lumière de stimulation sinusoïdale

Figure 4 (en haut) montre pour le groupe de contrôle le gain moyen des composantes de vitesse angulaire horizontaux, verticaux et de torsion pour toutes les stimulations sinusoïdales testés dans le plan horizontal à la lumière. Torsion était maximale à l'azimut 0 °, alors que vertical a son maximum à 90 °. Figure 5 montre le gain de vitesse de l'oeil 3D dans la lumière. Gain varié entre 0,99 ± 0,12 (pitch) et 0,54 ± 0,16 (roul...

Discussion

Ce document décrit une méthode permettant de mesurer avec précision 3D VOR angulaire en réponse aux rotations du corps entier chez l'homme. L'avantage de cette méthode est qu'elle donne des informations quantitatives sur le gain et le désalignement de la 3D VOR angulaire dans les trois dimensions. Le procédé est utile pour la recherche fondamentale et dispose également d'une valeur potentielle par exemple cliniques pour tester les patients ayant des problèmes de canaux verticaux ou les patients ...

Materials

List of materials used in this article

Name	Company	Catalog Number	Comments
Base de mouvement électrique MB-E-6DOF/24/1800KG * (Anciennement E-CUE 624-1800)	FCS-MOOG, Nieuw-Vennep, Pays-Bas
Champ magnétique avec détecteur, Modèle EMP3020	Skalar Medical, Delft, Pays-Bas
CED power 1401, fonctionnant sous Spike2 v6	Cambridge Electronic Design, Cambridge
Bobines de recherche électromagnétiques	Chronos Vision, Berlin, Allemagne