Tiefe transkranielle Magnetstimulation: Verbessertes Spulendesign und Bewertung der induzierten Felder unter Verwendung des MIDA-Modells

Zusammenfassung

Die Stimulation tiefer Hirnstrukturen durch transkranielle Magnetstimulation (TMS) ist eine Methode zur Aktivierung tiefer Neuronen im Gehirn und kann zur Behandlung psychiatrischer und neurologischer Störungen von Vorteil sein. Um die Möglichkeit einer tieferen Hirnstimulation (elektrische Felder, die den Hippocampus, den Nucleus accumbens und das Kleinhirn erreichen) numerisch zu untersuchen, wurden kombinierte TMS-Spulen unter Verwendung der Doppelkegelspule mit der Halo-Spule (HDA) modelliert und untersucht. Numerische Simulationen wurden mit MIDA durchgeführt: einem neuen multimodalen bildgebungsbasierten detaillierten anatomischen Modell des menschlichen Kopfes und Halses. Die 3D-Verteilungen der magnetischen Flussdichte und des elektrischen Feldes wurden berechnet. Der Prozentsatz des Volumens jedes Gewebes, das einer elektrischen Feldamplitude ausgesetzt ist, die 50% oder mehr der maximalen Amplitude von E im Kortex für jede Spule entspricht, wurde berechnet, um die elektrische Feldausbreitung (V50) zu quantifizieren. Die Ergebnisse zeigen, dass nur die HDA-Spule elektrische Felder auf den Hippocampus, den Nucleus accumbens und das Kleinhirn verteilen kann, wobei V50 0,04%, 1,21% bzw. 6,2% entspricht.

1. Einleitung

Die transkranielle Magnetstimulation (TMS) ist eine nichtinvasive und schmerzfreie Methode zur Aktivierung von Neuronen im Gehirn und kann als Sonde höherer Gehirnfunktionen und als Intervention bei neurologischen und psychiatrischen Erkrankungen eingesetzt werden . Mehrere Spulen wurden entwickelt, um verschiedene Hirnregionen für verschiedene Behandlungen (Depression und Parkinson-Krankheit) zu stimulieren, aber aufgrund der schnellen Dämpfung des elektrischen Feldes tief im Gehirn wurde TMS auf oberflächliche kortikale Ziele mit einer Tiefe von etwa 2-3 cm beschränkt . Neuere Studien zeigen jedoch, dass die Behandlung von Depressionen auch nicht-oberflächliche Hirnareale von 3-5 cm Tiefe sowie tiefere Regionen von 6-8 cm Tiefe berücksichtigen kann .

Mit herkömmlichen TMS mit kreisförmigen oder acht (Fo8) Spulen können Regionen des tiefen Gehirns nicht erreicht werden, da das elektrische Feld in Abhängigkeit von der Gewebetiefe für diese Art von Spulen schnell abnahm . Daher waren viel höhere Stimulationsamplituden erforderlich, um tiefere neuronale Regionen zu stimulieren. Solche hohen Intensitäten an den Quellen können jedoch viele Sicherheitsbedenken aufwerfen und lokale Beschwerden aufgrund der direkten Aktivierung von Nerven und Muskeln in der Kopfhaut verursachen . Spulendesigns, die für tiefe TMS geeignet sind, wie Doppelkegelspule , Halo-Spule und H-Spule, wurden entwickelt, um diese Einschränkungen zu umgehen. Die Doppelkegelspule sorgt für eine tiefere Felddurchdringung und wurde verwendet, um den vorderen cingulären Kortex mit der transsynaptischen Aktivierung anzuvisieren . Die Halo-Spule wurde entwickelt, um das Magnetfeld in der Tiefe im Gehirn zu erhöhen, wenn sie zusammen mit den vorhandenen Fo8- und Kreisspulen verwendet wird, die typischerweise für TMS verwendet werden . Das Spulendesign wird eine Kombination aus zwei TMS-Spulen sein, die hauptsächlich verwendet werden, um das tiefe Eindringen des elektrischen Feldes zu erhöhen: die Doppelkegelspule und die Halo-Spule. Die Aktivierungsorte im Gehirn hängen mit dem Bereich zusammen, in dem das induzierte elektrische Feld maximal ist. Diese Positionen hängen wiederum von der Platzierung und Geometrie der Spulen sowie vom Kopfmodell für Simulationsstudien ab . Trotz ihrer Bedeutung und des zunehmenden klinischen Einsatzes der TMS-Spulen ist die Kenntnis der räumlichen Verteilung des induzierten elektrischen Feldes noch nicht umfassend erforscht . Verschiedene Arbeiten untersuchten die räumliche Verteilung des induzierten elektrischen Feldes unter Verwendung experimenteller Daten oder numerischer simulationsbasierter Methoden mit vereinfachten Kopfmodellen wie Kugeln (d. H. ) oder menschlichen Kopfmodellen mit sehr wenigen Geweben (d. h.). Kürzlich haben Deng et al. veröffentlichte eine umfassende Studie unter Verwendung eines menschlichen Kopfmodells zur Quantifizierung der Fokalität des elektrischen Feldes und der Eindringtiefe verschiedener TMS-Spulen. In Anbetracht des offensichtlichen und signifikanten Unterschieds zwischen der Geometrie des menschlichen Gehirns und der Kugelform wird die Verteilung des induzierten elektrischen Feldes in den beiden Modellen jedoch unterschiedlich sein. Es versteht sich, dass die Struktur des Gehirns, die Auflösung und die Anzahl der Gewebe die Verteilung des elektrischen Feldes und des maximalen elektrischen Feldes im Gehirn beeinflussen können, was zu einer falschen Identifizierung von Stimulationsorten führen kann (d. H. zeigte, dass der Unterschied im elektrischen Feld zwischen jungen und erwachsenen menschlichen Kopfmodellen größer als 100 V / m sein kann). In der realistischen Kopfgeometrie und da die Kopffläche ungleichmäßig ist und eine variable Krümmung aufweist, wird die resultierende elektrische Feldverteilung viel empfindlicher für die Spulenorientierung und -position sein . Guadagnin et al. kürzlich wurde eine umfangreiche Studie veröffentlicht, die eine Charakterisierung der induzierten E-Verteilungen im Gehirn eines realistischen menschlichen Modells (Ella V1.3 aus der virtuellen Population, die aus 76 verschiedenen Geweben im ganzen Körper besteht) aufgrund verschiedener Spulenkonfigurationen ermöglicht. Kürzlich wurde ein neues multimodales anatomisches Modell des menschlichen Halses und Kopfes von Iacono et al. . Das neue hochauflösende Modell (bis zu 500 µm) enthält 153 Strukturen in Kopf und Hals und ermöglicht eine detaillierte Charakterisierung des tiefen Hirngewebes mit einer atlas-basierten Segmentierung, was das MIDA-Modell zu einem der fortschrittlichsten bildbasierten Modelle für anatomische Modelle im Stand der Technik macht.

Das Ziel dieser Arbeit ist es, numerische Modelle zu verwenden, um ein kombiniertes tiefes TMS-Spulendesign unter Verwendung von Doppelkegel- und Halo-Spulen zu entwerfen und zu untersuchen. Die Untersuchung des Hirnmodelleffekts auf das induzierte elektrische Feld wurde mit dem MIDA-Modell durchgeführt. Die Neuheit dieses Papiers ist wie folgt: (i) Modellieren Sie eine kombinierte tiefe TMS-Spule, die aus Halo- und Doppelkegelspulen besteht, um tiefe Gehirnstrukturen (Hippocampus, Nucleus accumbens und Kleinhirn) zu erreichen und Charakterisierung des induzierten elektrischen Feldes im Gehirn durch die kombinierte Spule.(ii) Charakterisierung der induzierten elektrischen Felder mit MIDA: eines der detailliertesten bildbasierten anatomischen Modelle auf dem neuesten Stand der Technik einschließlich Validierung der Simulationen mit experimentellen Ergebnissen.

2. Materialien und Methoden

2.1. Simulationsplattform

TMS-Spulen und menschliches Kopfmodell wurden mit einem kommerziellen Softwarepaket Sim4Life modelliert. Dies ist eine Simulationsplattform, die berechenbare menschliche Phantome mit physikalischen Lösern und Gewebemodellen kombiniert. Sim4Life bietet eine moderne und benutzerfreundliche und enthält state-of-the-art-Ressourcen, um eine schnelle und einfache Erfahrung beim Einrichten von Modellgeometrien zu ermöglichen. Die magnetische Flussdichte und die elektrischen Felder im menschlichen Kopf wurden mit dem Sim4Life Magneto Quasistatic Solver analysiert, der die effiziente Modellierung quasistatischer EM-Regime durch Anwendung der Finite-Elemente-Methode auf abgestufte Voxelnetze ermöglicht. Die numerischen Simulationen basieren auf der in Sim4Life implementierten EM-Niederfrequenztheorie. Für ein elektrisches Feld E und ein Magnetfeld B unter der Annahme eines Vektorpotentials A mit und eines skalaren elektrischen Potentials bezieht sich die skalare Potentialgleichung auf die komplexe Permittivität, die definiert ist als die elektrische Leitfähigkeit, die elektrische Permittivität und die Winkelfrequenz. Für eine charakteristische Länge und einen Permeabilitätswert stellt die quasistatische Näherungsbedingung sicher, dass der ohmsche Strom das B-Feld nur unwesentlich stört und das Vektorpotential A äquivalent zum magnetostatischen Vektorpotential ist. Das statische Vektorpotential kann dann nach dem Biot–Savart-Gesetz (das über den gesamten Berechnungsbereich konstant ist) berechnet werden. Da die meisten biologischen Materialien dielektrische Eigenschaften aufweisen, die bei niedriger Frequenz gehorchen, kann (1) vereinfacht werden, um Gleichung (2) in dem Magneto-quasistatischen Löser zu implementieren. Alle Randbedingungen werden als Null-Neumann-Randbedingungen vernachlässigt, d. H. verschwindender normaler Fluss. Der reellwertige Löser wird von diesem Modell verwendet. Das elektrische Feld wird nur im lossy () -Bereich berechnet, während das H-Feld überall berechnet wird. Daher deckt das Standardraster nur die verlustbehaftete Domäne ab.

2.2. Numerische Spulenmodelle

Neue Deep TMS-Spulen wurden kürzlich mit kombinierten Spulen entwickelt. Zum Beispiel entwarfen Lu und Ueno eine kombinierte Spule, die aus Fo8- und Halo-Spulen bestand, um tiefe Gehirnstrukturen zu erreichen. Da die Doppelkegelspule eher für tiefes TMS in Betracht gezogen wird , ist das Spulendesign die Kombination der Halo-Spule mit der Doppelkegelspule, um ein tieferes Eindringen des elektrischen Feldes in die Gehirnstrukturen zu ermöglichen. Abbildung 1 zeigt das Kopfmodell des erwachsenen Mannes (MIDA) mit einer Halo-Spule (Abbildung 1 (a)), einer Doppelkegelspule (Abbildung 1 (b)), kombinierten Halo- und Fo8-Spulen (HFA) (Abbildung 1 (c)) und einer HDA-Spule (Abbildung 1 (d)). Um die Leistung der kombinierten Spule mit früheren veröffentlichten TMS-Spulen zu vergleichen, modellierten wir die Doppelkegelspule mit zwei benachbarten kreisförmigen Wicklungen, die in einem 120 ° -Winkel von 10 Windungen mit einem Innen- und Außendurchmesser von 15 mm bzw. 40 mm befestigt sind, und die Halo-Spule mit 5 kreisförmigen Wicklungen von 150 mm bzw. 138 mm . Die Fo8-Spule befindet sich 10 mm über der Hautoberfläche des Kopfes, um die Isolationsdicke der Spule und die Halo-Spule 97 mm unter dem Kopfscheitelpunkt zu berücksichtigen . Simulationen wurden unter Verwendung von Pulsströmen mit einer Frequenz von 2,5 kHz durchgeführt, basierend auf der biphasischen Pulsfrequenz, die von kommerziellen TMS-Systemen verwendet wird. Wir gingen von einer 100% igen Stimulatorleistung aus, die 5 kA elektrischem Strom in den Spulen entspricht . Der Strom, der in den benachbarten zwei Flügeln der Fo8 und der Doppelkegelspulen fließt, ist in entgegengesetzte Richtungen. Um die Verteilung und Ausbreitung des elektrischen Feldes in verschiedenen Hirngeweben (graue Substanz, weiße Substanz, Thalamus, Hypothalamus, Hippocampus, Amygdala, Nucleus accumbens und Kleinhirn) zu beurteilen, wurde der Volumenprozentsatz jedes Gewebes berechnet, das einer elektrischen Feldamplitude ausgesetzt war, die gleich oder größer als die Hälfte der maximalen Amplitude des elektrischen Feldes im Kortex für jede Spule war (V50 verwendet in ). Das Maximum einer Amplitudenverteilung entspricht ihrem 99. Perzentil anstelle des Maximums, um mögliche Rechenungenauigkeiten zu berücksichtigen .

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Abbildung 1

Übersicht der Magnetspulen und des MIDA-Kopfmodells. (a) Halo-Spule. (b) Doppelkegelspule. (c) HFA-Spule. (d) HDA-Spule.

2.3. Anatomisches Modell und dielektrische Eigenschaften des Gewebes

Das menschliche MIDA-Kopfmodell wurde verwendet, um die Magnetfeldinteraktion der Spulen mit Hirngewebe zu untersuchen (Abbildung 2).

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Abbildung 2

MIDA kopfmodell: Modell einiger repräsentativer Strukturen von Kopf und Hals. (Haut. (b) Muskeln, die Muskeln werden mit den Schädelstrukturen gezeigt. (c, d) Schiffe, die Schiffe werden sowohl ohne als auch mit dem GM gezeigt. (e) GM. (f) WM. (g) Kleinhirn und Hirnstamm. (h) Ventrikel, Hippocampus, Hypothalamus und Amygdala .

MIDA gehört zu den fortschrittlichsten multimodalen bildgebungsbasierten anatomischen Modellen des menschlichen Halses und Kopfes. Das anatomische Modell verfügt über einzigartige hochauflösende 153-Strukturen, darunter mehrere unterschiedliche tiefe Gehirnstrukturen, Schädelschichten und Knochen sowie Nerven sowie Venen und Arterien , was für unsere Studie zur Unterscheidung verschiedener tiefer Gehirnstrukturen und der induzierten elektrischen Felder in diesen Gehirngeweben von großer Bedeutung ist. Die dielektrischen Parameter der Gewebe werden basierend auf der Datenbank basierend auf Gabriel et al. .

2.4. Validierung: Simulation versus Experimente

Um die Simulationssoftware zu validieren, verglichen wir die numerischen Simulationen der Magnetfelder einer handelsüblichen Spule, die üblicherweise bei der Implementierung von TMS verwendet werden, mit Messungen von . Wir haben die doppelte 70 mm Magstim 2. Generation mit Fernbedienung in Betracht gezogen . Diese Spule besteht aus 9 Wicklungen (Innen- und Außendurchmesser von 32 mm bzw. 48 mm). Wir haben einen Abstand von 1 mm zwischen den Wicklungen berücksichtigt Luftspalt und Isolierung. Abbildung 3 zeigt die axiale Komponente des simulierten und gemessenen Magnetfeldes (kA/m) in einem Abstand von 20 mm entlang der TMS-Spulenlänge. Die Berechnungen zeigen eine gute Übereinstimmung mit dem gemessenen Feld. Es wurde eine relative Abweichung von 0,12%-10,75% erhalten. Wir beobachten höhere Abweichungen in der Mitte und an den Kanten, die auf die geringfügigen Vereinfachungen bei der Modellierung von TMS-Spulen zurückzuführen sind.

Abbildung 3

Axiale Komponente des simulierten und gemessenen Magnetfelds (kA/m) in einem Abstand von 20 mm entlang der Länge der TMS-Spule (Magstim 2nd Generation Double 70 mm remote control).

3. Ergebnisse und Diskussionen

3.1. B-Feldverteilung

Abbildung 4 zeigt die magnetische Flussdichte auf der Oberfläche der grauen Substanz (GM) des MIDA-Kopfmodells für Halo- (a), Doppelkegel- (b), HFA- (c) und HDA- (d) Spulen bei gleichem Abstand von 10 mm und gleichem Strom, der an die beiden Spulen angelegt wird. Es wurde beobachtet, dass der maximale magnetische Fluss in der Nähe der Spulen auftrat und mit der Entfernung von den Spulen für alle Konfigurationen schnell abklang. Höhere Werte des B-Feldes im Gehirn waren auf der rechten Seite vorhanden, als die HDA- und die HFA-Spule angelegt wurden (Abbildungen 4 (c) und 4 (d)). Ein Vergleich zwischen der Doppelkegel- (Abbildung 4 (b)) und der HDA-Konfiguration (Abbildung 4 (d)) zeigt, dass das Hinzufügen der Halo-Spule zu einer Abnahme des B-Feldes in der linken Hemisphäre zugunsten der rechten Hemisphäre führte. Dies ist darauf zurückzuführen, dass die Kombination der Halo-Spule mit den Doppelkonus- oder Fo8-Spulen dazu führt, dass eine Seite (rechte Seite) des Kopfes einem positiven Strom von den beiden Spulen und die andere Seite (linke Seite) einem positiven und negativen Strom von den Spulen ausgesetzt wird. Dieser Effekt führt zu einer erhöhten Felddurchdringung in der rechten Hemisphäre, wenn die HFA- und die HDA-Spule arbeiten. Dieser asymmetrische Effekt kann auch zugunsten der linken Hemisphäre ausgelöst werden, wenn wir die Stromrichtung im Doppelkegel oder in den Fo8-Spulen umkehren.

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Abbildung 4

Magnetische Flussdichte (Absolutwert in T) berechnet in der grauen Substanz des MIDA-Modells für verschiedene Spulen. (a) Halo-Spule. (b) Doppelkegelspule. (c) HFA-Spule. (d) HDA-Spule.

3.2. Verteilung des elektrischen Feldes

Abbildung 5 zeigt die räumliche Verteilung des elektrischen Feldes auf der grauen Substanz und der weißen Substanz des Gehirns für jede TMS-Spule. Für die Halo-Spule wurde das elektrische Feld hauptsächlich in der Peripherie der GM (Abbildung 5 (a)) und der WM (Abbildung 5 (b)) aufgrund der Nähe dieser Region zur Halo-Spule erzeugt. Abbildung 5 (a) des GM zeigt etwas höhere E-Amplituden als in Abbildung 5 (b) des WM, was zu einem größeren Gewebevolumen führen kann, das höheren Amplituden des elektrischen Feldes ausgesetzt ist. Höhere Werte des elektrischen Feldes waren im GM und im WM für die Doppelkegelspule im Vergleich zur Halo-Spule konzentrierter (Abbildungen 5 (c) und 5 (d)), was zu geringen Eindringtiefen der elektrischen Felder und damit zu einer geringeren Exposition des tiefen Hirngewebes bei ausreichenden E-Amplituden führen kann. Bei Verwendung der HFA-Spule wurden die induzierten elektrischen Felder über der GM- und der WM-Oberfläche hauptsächlich über der rechten Hemisphäre erhöht (Abbildungen 5 (e) und 5 (f)). Die Nummern sind in der Tabelle 1 im nächsten Abschnitt angegeben. Die Ergebnisse für diesen Spulentyp stimmen mit denen überein, die von Lu und Ueno unter Verwendung der Impedanzmethode veröffentlicht wurden . Mit der Anwendung der HDA-Spule (Abbildungen 5 (g) und 5 (h)) wurden die elektrischen Feldverteilungen über die rechte Hemisphäre erhöht und auf der linken Seite im Vergleich zur HFA-Spule verringert, was darauf hindeutet, dass die Eindringtiefe in der rechten Hemisphäre des Gehirns weiter verbessert werden kann Gewebe, auch in Tabelle 1 (nächster Abschnitt) gezeigt. Das elektrische Feld wurde in der rechten Peripherie des GW und des WM für HFA- und HDA-Spulen im Vergleich zur Halo-Spulenkonfiguration weiter erhöht, was zu einer weiteren Eindringtiefe in tiefe Strukturen der rechten Hemisphäre führen kann. Das elektrische Feld war in der linken Peripherie des GW und des WM im Vergleich zur Halo-Spulenkonfiguration verringert, was zu einer geringeren Eindringtiefe in tiefe Strukturen der linken Hemisphäre führen kann. Wie für die B-Feldverteilung bemerkt, ist das elektrische Feld für HFA- und HDA-Spulen wegen der asymmetrischen Verteilung des magnetischen Flusses nicht symmetrisch.

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Abbildung 5

Verteilung des elektrischen Feldes (Absolutwert in V/m) in GM (linke Spalte) und WM (rechte Spalte) für verschiedene Spulen. (a, b) Halo-Spule. (c, d) Doppelkegelspule. (e, f) HFA-Spule. (g, h) HDA Spule.

Abbildung 6 zeigt die elektrische Feldverteilung im Querschnitt mit der kombinierten HDA-Spule. Koronaler Schnitt (Abbildung 6 (b)) zeigt ein höheres elektrisches Feld in der rechten Hemisphäre im Vergleich zu dem in der linken Hemisphäre für die asymmetrische Spule HDA, die von der elektrischen und der Flussdichteverteilung im Gehirn erwartet wurde. Höhere elektrische Felder sind auch in einigen tiefen Strukturen im Gehirn vorhanden (in der Mitte von Abbildung 6 (b)). Der nächste Abschnitt wird eine quantitativere Bewertung des elektrischen Feldes liefern, das sich in tiefe Gehirnstrukturen ausbreitet.

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Abbildung 6

Elektrische Feldverteilung (Absolutwert in V/m) im Querschnitt des MIDA-Modells mit der HDA-Spule. Sagittale Ansicht bei x=20 cm. (b) Koronale Ansicht bei y=20 cm.

3.3. Ausbreitung des elektrischen Feldes in tiefe Hirnstrukturen

Um die Ausbreitung und Penetration des elektrischen Feldes zu quantifizieren, zeigt Tabelle 1 den Volumenprozentsatz jedes Gewebes, bei dem die Amplitude des elektrischen Feldes größer ist als die Hälfte des Peaks von E im Kortex für jede Spule (V50). Aufgrund der Tatsache, dass in der rechten und linken Hemisphäre des Hirngewebes unterschiedliche Feldverteilungen auftreten, wurde der Volumenprozentsatz jedes Hirngewebes für beide Seiten des Gehirns für HFA- und HDA-Spulen berechnet (Doppelkegel- und Halo-Spulen sind symmetrische Spulen). HFA_R und HDA_R beziehen sich auf den Volumenprozentsatz jedes Hirngewebes auf der rechten Seite unter Verwendung der HFA- bzw. HFA_L und HDA_L beziehen sich auf den Volumenprozentsatz jedes Hirngewebes auf der linken Seite unter Verwendung der HFA- bzw. Die Ergebnisse zeigen, dass V50 in der rechten Hemisphäre größer ist als in der linken Hemisphäre für die asymmetrischen Spulen, was von der elektrischen und der Flussdichteverteilung im Gehirn erwartet wurde (Abbildungen 4 und 5). Dieser Effekt ist deutlicher für die tieferen Strukturen wie Hippocampus und Nucleus accumbens, wo die V50 ist 0.04% und 1.21% in der rechten Seite des Hippocampus und Nucleus accumbens, beziehungsweise, während dieser Prozentsatz ist gleich Null auf der linken Seite (für die HDA-Spule). Ein Vergleich zwischen den HDA- und den HFA-Spulen zeigt, dass mit der HDA ein größerer Prozentsatz der rechten Seite tiefer Strukturen (Hippocampus, Nucleus accumbens und Kleinhirn) erreicht werden kann als mit der HFA (V50 entspricht 6,2% und 3,24% für die rechte Seite des Kleinhirns bei Verwendung der HDA- bzw. der HFA-Spulen. Hippocampus und nucleus accumbens kann nur erreicht werden, wenn mit der HDA spule mit V50 gleich 0.04% und 1.21% für hippocampus und nucleus accumbens, beziehungsweise). Dieser Vorteil der HDA-Spule (V50 von HDA_L: 21,77%, 20,18% und 1.94% für GM, WM, und Kleinhirn, beziehungsweise) über die HFA Spule (V50 von HFA_L: 21.54%, 20.44%, und 1.85% für GM, WM, und Kleinhirn, beziehungsweise) ist weniger wichtig in der linken Seite des Hirngewebes. Die Halo-Spule zielt auf tiefere Strukturen im Gehirn ab (V50 entspricht 2,12% für das Kleinhirn mit der Halo-Spule), auch ohne eine kombinierte Spule zu verwenden, und verteilt hohe Amplituden des elektrischen Feldes (V50 von Halo: 23,96%, 22,13% und 2,12% für GM, WM und Kleinhirn), die größer sind als die HDA- und die HFA-Spulen auf der linken Seite des Gehirngewebes. Doppelkegel (V50 von DC: 26,69% und 24.27%, für GM bzw. WM) und Halo-Spulen bieten aufgrund der asymmetrischen Verteilung des magnetischen Flusses eine größere Feldverteilung in der WM- und der GM-linken Seite als die HDA- und HFA-Spulen. Thalamus, Hypothalamus und Amygdala haben 0% von V50 für jede Spulenkonfiguration. Graue und weiße Substanz können von allen Spulen mit V50 >0 erreicht werden. Auch hier wurden höchste Werte für HFA- und HDA-Spulen erhalten.

Für tiefe TMS sollte sich eine gute Spule durch eine hohe Eindringtiefe und eine hohe Fokalität (d. H. Eine niedrige V50) auszeichnen. Aus Tabelle 1 geht hervor, dass die Doppelkegelspule im Vergleich zu den HDA-Spulen in der rechten Hemisphäre eine bessere Fokalität in der grauen und weißen Substanz bietet (V50 gleich 26, 7 und 33, 8 für DC bzw. Tatsächlich ist die Gleichstromspule nicht in der Lage, tiefere Strukturen wie Hippocampus und Nucleus accumbens zu erreichen, wobei die V50 der HDA-Spule auf der rechten Seite des Hippocampus bzw. des Nucleus accumbens 0,04% und 1,21% beträgt. Dieser Kompromiss zwischen Tiefenschärfe und Schärfe ist den meisten TMS-Spulen inhärent. Spulen, die sich durch eine höhere Eindringtiefe auszeichnen (HDA und HFA), könnten gleichzeitig in einem sehr weiten Bereich des Cortex eine hohe Feldamplitude induzieren (Tabelle 1). Andererseits können die Spulen mit einer fokaleren elektrischen Feldamplitudenverteilung (DC und Halo) keine tiefen Gehirnstrukturen erreichen (Tabelle 1). Keine der vorgeschlagenen Spulen ist in der Lage, diesen Kompromiss zu überwinden, wie auch die vorherige Arbeit nahelegt, da das Erreichen tieferer Gehirnstrukturen eine breitere Ausbreitung des elektrischen Feldes auf der kortikalen Oberfläche impliziert.

4. Schlussfolgerung

Eine Doppelkegelspule in Kombination mit einer Halo-Spule wurde numerisch untersucht und für die tiefe Hirnstimulation unter Verwendung anatomisch realistischer heterogener Kopfmodelle charakterisiert. Die 3D-Verteilung des B-Feldes und des elektrischen Feldes wurden für Halo-, Doppelkegel-, HFA- und HDA-Spulen erhalten. Die Ausbreitung der elektrischen Felder wurde für verschiedene Hirngewebe einschließlich tiefer Hirngewebe (Thalamus, Hypothalamus, Amygdala, Hippocampus, Nucleus accumbens und Cerebellum) unter Verwendung von Halo-, Doppelkegel-, HDA- und HFA-Spulen berechnet und verglichen und zeigte, dass die asymmetrische Magnetfeldverteilung, die durch die HDA-Spule erzeugt wird, die Ausbreitung des elektrischen Feldes innerhalb tiefer Hirnstrukturen (Hippocampus, Nucleus accumbens und Cerebellum) verbessert und somit eine Stimulation des Gehirns in größeren Tiefen ermöglicht. Zu den Einschränkungen der aktuellen Version des numerischen Modells sollte das Fehlen des geeigneten Einbaus der Gewebeanisotropie insbesondere in die weiße Substanz gehören, was die Modellgenauigkeit erhöhen und die elektrische Feldverteilung beeinflussen könnte . Eine Sensitivität der Spulenposition sollte auch in Zukunft durchgeführt werden, um die Wirkung der induzierten Felder zu charakterisieren.

Datenverfügbarkeit

Die Daten, die zur Unterstützung der Ergebnisse dieser Studie verwendet wurden, sind auf Anfrage beim entsprechenden Autor erhältlich.

Interessenkonflikte

Die Autoren erklären, dass sie keine Interessenkonflikte haben.

Danksagungen

Die Forschung wurde von der COST-Aktion BM1309 (COST EMF-MED) und dem FWO-Projekt G003415N unterstützt. E. Tanghe ist Postdoktorand der Forschungsstiftung Flandern (FWO-V).