- Résumé
- 1. Introduction
- 2. Matériaux et méthodes
- 2.1. Plate-forme de simulation
- 2.2. Modèles de bobines numériques
- 2.3. Modèle anatomique et Propriétés diélectriques des tissus
- 2.4. Validation: Simulation versus Expériences
- 3. Résultats et discussions
- 3.1. Distribution du champ B
- 3.2. Distribution du champ électrique
- 3.3. Propagation du champ électrique dans les Structures cérébrales profondes
- 4. Conclusion
- Disponibilité des données
- Conflits d’intérêts
- Remerciements
Résumé
La stimulation des structures cérébrales profondes par stimulation magnétique transcrânienne (TMS) est une méthode d’activation des neurones profonds dans le cerveau et peut être bénéfique pour le traitement des troubles psychiatriques et neurologiques. Pour étudier numériquement la possibilité d’une stimulation cérébrale plus profonde (champs électriques atteignant l’hippocampe, le noyau accumbens et le cervelet), des bobines TMS combinées utilisant la bobine à double cône avec la bobine Halo (HDA) ont été modélisées et étudiées. Des simulations numériques ont été réalisées à l’aide de MIDA : un nouveau modèle anatomique détaillé basé sur l’imagerie multimodale de la tête et du cou humains. Les distributions 3D de la densité de flux magnétique et du champ électrique ont été calculées. Le pourcentage de volume de chaque tissu exposé à une amplitude de champ électrique égale ou supérieure à 50% de l’amplitude maximale de E dans le cortex pour chaque bobine a été calculé pour quantifier la propagation du champ électrique (V50). Les résultats montrent que seule la bobine HDA peut propager des champs électriques à l’hippocampe, au noyau accumbens et au cervelet avec V50 égal à 0,04%, 1,21% et 6,2%, respectivement.
1. Introduction
La stimulation magnétique transcrânienne (SMT) est une méthode non invasive et indolore pour activer les neurones dans le cerveau et peut être utilisée comme sonde des fonctions cérébrales supérieures et comme intervention pour les troubles neurologiques et psychiatriques. Plusieurs bobines ont été conçues pour stimuler différentes régions du cerveau pour différents traitements (dépression et maladie de Parkinson) mais, en raison de l’atténuation rapide du champ électrique profondément dans le cerveau, la TMS a été limitée à des cibles corticales superficielles, d’environ 2 à 3 cm de profondeur. Cependant, des études récentes montrent que le traitement des dépressions peut également prendre en compte des zones cérébrales non superficielles de 3 à 5 cm de profondeur, ainsi que des régions plus profondes de 6 à 8 cm de profondeur.
En utilisant des TMS traditionnels, avec des bobines circulaires ou en huit (Fo8), les régions du cerveau profond ne peuvent pas être atteintes, car le champ électrique diminuait rapidement en fonction de la profondeur des tissus pour ce type de bobines. Ainsi, des amplitudes de stimulation beaucoup plus élevées étaient nécessaires pour stimuler des régions neuronales plus profondes. Cependant, de telles intensités aux sources peuvent soulever de nombreux problèmes de sécurité et peuvent causer une gêne locale due à l’activation directe des nerfs et des muscles du cuir chevelu. Des conceptions de bobines adaptées aux TMS profonds, telles que les bobines à double cône, les bobines Halo et les bobines H, ont été développées pour contourner ces limitations. La bobine à double cône offre une pénétration de champ plus profonde et a été utilisée pour cibler le cortex cingulaire antérieur avec l’activation transsynaptique. La bobine Halo a été conçue pour augmenter le champ magnétique en profondeur dans le cerveau lorsqu’elle est utilisée avec les bobines Fo8 et circulaires existantes généralement utilisées pour le TMS. La conception de la bobine sera une combinaison de deux bobines TMS principalement utilisées pour augmenter la pénétration profonde du champ électrique: la bobine à double cône et la bobine Halo. Les emplacements d’activation dans le cerveau sont liés à la zone où le champ électrique induit est maximal. Ces emplacements, à leur tour, dépendent du placement et de la géométrie des bobines ainsi que du modèle de tête pour les études de simulation. Malgré son importance et l’utilisation clinique croissante des bobines TMS, la connaissance de la distribution spatiale du champ électrique induit n’est pas encore étudiée de manière exhaustive. Différents travaux ont étudié la distribution spatiale du champ électrique induit en utilisant des données expérimentales ou des méthodes basées sur des simulations numériques avec des modèles de tête simplifiés tels que des sphères (c.-à-d.) ou des modèles de tête humaine avec très peu de tissus (c.-à-d.). Récemment, Deng et al. a publié une étude approfondie utilisant un modèle de tête humaine sphérique pour quantifier la focalité du champ électrique et la profondeur de pénétration de diverses bobines TMS. Cependant, compte tenu de la différence évidente et significative entre la géométrie du cerveau humain et la forme sphérique, la distribution du champ électrique induit sera différente dans les deux modèles. Il est bien entendu que la structure du cerveau, la résolution et le nombre de tissus peuvent affecter la distribution du champ électrique et du champ électrique maximal dans le cerveau, ce qui peut entraîner une identification erronée des emplacements de stimulation (c’est-à-dire que la différence de champ électrique peut être supérieure à 100 V / m entre les modèles de têtes humaines jeunes et adultes). Dans la géométrie de la tête réaliste et comme la surface de la tête est non uniforme et avec une courbure variable, la distribution du champ électrique résultant sera beaucoup plus sensible à l’orientation et à la position de la bobine. Guadagnin et coll. récemment publié une étude approfondie fournissant une caractérisation des distributions E induites dans le cerveau d’un modèle humain réaliste (Ella V1.3 de la population virtuelle contenant 76 tissus différents dans tout le corps) en raison de diverses configurations de bobines. Récemment, un nouveau modèle anatomique multimodal du cou et de la tête humains a été développé par Iacono et al. . Le nouveau modèle haute résolution (jusqu’à 500 µm) contient 153 structures dans la tête et le cou et fournit une caractérisation détaillée des tissus cérébraux profonds avec une segmentation basée sur atlas, ce qui fait du modèle MIDA l’un des modèles anatomiques les plus avancés de l’état de la technique.
L’objectif de ce travail est d’utiliser des modèles numériques pour concevoir et étudier une conception combinée de bobines TMS profondes utilisant des bobines à double cône et Halo. L’étude de l’effet du modèle cérébral sur le champ électrique induit a été réalisée à l’aide du modèle MIDA. La nouveauté de cet article est la suivante: (i) Modéliser une bobine TMS profonde combinée composée de bobines Halo et double cône pour atteindre des structures cérébrales profondes (hippocampe, noyau accumbens et cervelet) et caractériser le champ électrique induit dans le cerveau par la bobine combinée.(ii) Caractérisation des champs électriques induits à l’aide de MIDA: parmi les modèles anatomiques à base d’images les plus détaillés, y compris la validation des simulations avec des résultats expérimentaux.
2. Matériaux et méthodes
2.1. Plate-forme de simulation
Les bobines TMS et le modèle de tête humaine ont été modélisés avec un progiciel commercial Sim4Life. Il s’agit d’une plate-forme de simulation, combinant des fantômes humains calculables avec des solveurs physiques et des modèles tissulaires. Sim4Life fournit un outil moderne et convivial et contient des ressources de pointe pour permettre une expérience rapide et facile lors de la configuration des géométries de modèles. La densité de flux magnétique et les champs électriques dans la tête humaine ont été analysés avec le solveur magnéto quasi-statique Sim4Life, permettant la modélisation efficace des régimes EM quasi-statiques en appliquant la méthode des éléments finis sur des mailles de voxels graduées. Les simulations numériques sont basées sur la théorie des basses fréquences EM implémentée dans Sim4Life. Pour un champ électrique E et un champ magnétique B, en supposant un potentiel vectoriel A avec et un potentiel électrique scalaire, l’équation de potentiel scalaire se réfère à la permittivité complexe définie comme, est la conductivité électrique, est la permittivité électrique et est la fréquence angulaire. Pour une longueur caractéristique et une valeur de perméabilité, la condition d’approximation quasi-statique garantit que le courant ohmique ne perturbe que de manière négligeable le champ B et que le potentiel vectoriel A est équivalent au potentiel vectoriel magnéto-statique. Le potentiel vectoriel statique peut alors être calculé par la loi de Biot-Savart (quand est constant sur l’ensemble du domaine de calcul). Étant donné que la plupart des matériaux biologiques présentent des propriétés diélectriques obéissant à basse fréquence, (1) peut être simplifié pour que l’équation (2) soit mise en œuvre dans le solveur magnéto-quasi-statique. Toutes les conditions aux limites sont négligées en tant que conditions aux limites de Neumann nulles, c’est-à-dire la disparition du flux normal. Le solveur à valeur réelle est utilisé par ce modèle. Le champ électrique est calculé uniquement dans le domaine avec perte (), alors que le champ H est calculé partout. Par conséquent, la grille par défaut ne couvre que le domaine avec perte.
2.2. Modèles de bobines numériques
De nouvelles bobines TMS profondes ont été conçues récemment en utilisant des bobines combinées. Par exemple, Lu et Ueno ont conçu une bobine combinée composée de bobines Fo8 et Halo pour atteindre les structures cérébrales profondes. Étant donné que la bobine à double cône est plus considérée pour les TMS profonds, la conception de la bobine est la combinaison de la bobine Halo avec la bobine à double cône pour fournir une pénétration plus profonde du champ électrique à l’intérieur des structures cérébrales. La figure 1 montre le modèle de tête d’homme adulte (MIDA) avec une bobine Halo (Figure 1 (a)), une bobine à double cône (Figure 1 (b)), des bobines Halo et Fo8 combinées (HFA) (Figure 1 (c)) et une bobine HDA (Figure 1 (d)). Afin de comparer les performances de la bobine combinée avec les bobines TMS publiées précédemment, nous avons modélisé la bobine à double cône avec deux enroulements circulaires adjacents fixés à un angle de 120 ° de 10 tours avec des diamètres intérieur et extérieur de 15 mm et 40 mm, respectivement, et la bobine Halo avec 5 enroulements circulaires de 150 mm et 138 mm, respectivement. La bobine Fo8 est située à 10 mm au-dessus de la surface de la peau de la tête pour tenir compte de l’épaisseur d’isolation de la bobine et de la bobine Halo à 97 mm au-dessous du sommet de la tête. Des simulations ont été effectuées à l’aide de courants d’impulsions de fréquence 2,5 kHz, basés sur la fréquence d’impulsions biphasiques utilisée par les systèmes TMS commerciaux. Nous avons supposé une puissance de sortie du stimulateur à 100% correspondant à un courant électrique de 5 kA dans les bobines. Le courant circulant dans les deux ailes voisines du Fo8 et des bobines à double cône est dans des directions opposées. Pour évaluer la distribution et la propagation du champ électrique dans différents tissus cérébraux (matière grise, substance blanche, thalamus, hypothalamus, hippocampe, amygdale, noyau accumbens et cervelet), le pourcentage de volume de chaque tissu exposé à une amplitude de champ électrique égale ou supérieure à la moitié de l’amplitude maximale du champ électrique dans le cortex pour chaque bobine a été calculé (V50 utilisé dans). Le maximum d’une distribution d’amplitude correspond à son 99e centile au lieu du maximum pour tenir compte d’éventuelles inexactitudes de calcul.
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2.3. Modèle anatomique et Propriétés diélectriques des tissus
Le modèle de la tête humaine MIDA a été utilisé pour étudier l’interaction du champ magnétique des bobines avec le tissu cérébral (Figure 2).
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MIDA fait partie des modèles anatomiques multimodaux les plus avancés du cou et de la tête humains basés sur l’imagerie. Le modèle anatomique est livré avec des structures uniques à haute résolution 153, y compris plusieurs structures cérébrales profondes distinctes, des couches et des os du crâne, des nerfs, ainsi que des veines et des artères, ce qui est très pertinent dans notre étude pour distinguer différentes structures cérébrales profondes et les champs électriques induits dans ces tissus cérébraux. Les paramètres diélectriques des tissus sont définis sur la base de la base de données basée sur Gabriel et al. .
2.4. Validation: Simulation versus Expériences
Pour valider le logiciel de simulation, nous avons comparé les simulations numériques des champs magnétiques d’une bobine commerciale couramment utilisée dans la mise en œuvre de TMS avec des mesures de. Nous avons considéré le double 70 mm Magstim 2ème génération avec télécommande. Cette bobine est composée de 9 enroulements (diamètre intérieur et extérieur de 32 mm et 48 mm, respectivement). Nous avons envisagé une séparation de 1 mm entre les enroulements pour tenir compte de l’entrefer et de l’isolation. La figure 3 montre la composante axiale du champ magnétique simulé et mesuré (kA/m) à une distance de 20 mm, le long de la longueur de la bobine TMS. Les calculs montrent une bonne concordance avec le champ mesuré. Un écart relatif de 0,12% à 10,75% a été obtenu. Nous observons des écarts plus élevés au centre et sur les bords, qui sont dus aux simplifications mineures dans la modélisation des bobines TMS.
3. Résultats et discussions
3.1. Distribution du champ B
La figure 4 montre la densité de flux magnétique à la surface de la matière grise (GM) du modèle de tête MIDA pour les bobines Halo (a), double cône (b), HFA (c) et HDA (d) pour une séparation égale de 10 mm et un courant égal appliqué aux deux bobines. On a observé que le flux magnétique maximal se produisait près des bobines et se désintégrait rapidement avec la distance des bobines pour toutes les configurations. Des valeurs plus élevées de champ B dans le cerveau étaient présentes dans le côté droit lorsque le HDA et la bobine de HFA étaient appliqués (Figures 4 (c) et 4(d)). La comparaison entre les configurations à double cône (Figure 4(b)) et HDA (Figure 4 (d)) montre que l’ajout de la bobine de Halo a entraîné une diminution du champ B dans l’hémisphère gauche au profit de l’hémisphère droit. Cela est dû au fait que la combinaison de la bobine Halo avec les bobines à double cône ou Fo8 entraîne l’exposition d’un côté (côté droit) de la tête au courant positif des deux bobines et de l’autre côté (côté gauche) au courant positif et négatif des bobines. Cet effet se traduira par une pénétration de champ accrue dans l’hémisphère droit lorsque le HFA et la bobine HDA fonctionnent. Cet effet asymétrique peut également être déclenché en faveur de l’hémisphère gauche si l’on inverse le sens du courant dans le double cône ou les bobines Fo8.
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3.2. Distribution du champ électrique
La figure 5 montre la distribution spatiale du champ électrique sur la matière grise et la matière blanche du cerveau pour chaque bobine TMS. Pour la bobine de Halo, le champ électrique était principalement produit à la périphérie du GM (Figure 5 (a)) et du WM (Figure 5 (b)) en raison de la proximité de cette région avec la bobine de Halo. La figure 5 (a) du GM montre des amplitudes E légèrement plus élevées que dans la figure 5 (b) du WM, ce qui peut entraîner un plus grand volume de tissu exposé à des amplitudes plus élevées du champ électrique. Des valeurs plus élevées de champ électrique étaient plus concentrées dans le GM et le WM pour la bobine à double cône par rapport à la bobine Halo (figures 5 (c) et 5 (d)), ce qui peut entraîner de faibles profondeurs de pénétration des champs électriques et donc une exposition moindre des tissus cérébraux profonds à des amplitudes E suffisantes. Lors de l’utilisation de la bobine HFA, les champs électriques induits ont été augmentés sur les surfaces GM et WM principalement sur l’hémisphère droit (Figures 5 (e) et 5(f)). Les chiffres sont fournis dans le tableau 1 de la section suivante. Les résultats pour ce type de bobines sont en accord avec ceux publiés par Lu et Ueno en utilisant la méthode d’impédance. Avec l’application de la bobine HDA (Figures 5 (g) et 5 (h)), les distributions de champ électrique ont été augmentées sur l’hémisphère droit et diminuées sur le côté gauche par rapport à la bobine HFA, suggérant que la profondeur de pénétration peut être encore améliorée dans l’hémisphère droit des tissus cérébraux, également montré dans le tableau 1 (section suivante). Le champ électrique a encore augmenté dans la périphérie droite du GW et du WM pour les bobines HFA et HDA par rapport à la configuration de la bobine Halo, ce qui peut entraîner une profondeur de pénétration accrue dans les structures profondes de l’hémisphère droit. Le champ électrique a été diminué dans la périphérie gauche du GW et du WM par rapport à la configuration de la bobine Halo, ce qui peut entraîner une profondeur de pénétration plus faible dans les structures profondes de l’hémisphère gauche. Comme on l’a remarqué pour la distribution du champ B, le champ électrique n’est pas symétrique pour les bobines HFA et HDA en raison de la distribution asymétrique du flux magnétique.
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( i) HFA_R et HDA_R se réfèrent au pourcentage de volume de chaque tissu cérébral du côté droit en utilisant les bobines HFA et HDA, respectivement. (ii) HFA_L et HDA_L se réfèrent au pourcentage de volume de chaque tissu cérébral du côté gauche en utilisant les bobines HFA et HDA, respectivement. (iii) DC se réfère à la bobine à double cône. (iv) Le Thalamus, l’hypothalamus et l’amygdale ont 0% du volume tissulaire où l’amplitude de E a 50% du pic de E dans le cortex pour chaque configuration de bobine.
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La figure 6 montre la répartition du champ électrique en coupe transversale à l’aide de la bobine HDA combinée. La section coronale (Figure 6 (b)) montre un champ électrique plus élevé dans l’hémisphère droit que celui de l’hémisphère gauche pour la bobine asymétrique HDA, ce qui était attendu de la distribution électrique et de la densité de flux dans le cerveau. Des champs électriques plus élevés sont également présents dans certaines structures profondes à l’intérieur du cerveau (au centre de la figure 6 (b)). La section suivante fournira une évaluation plus quantitative du champ électrique répandu dans les structures cérébrales profondes.
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3.3. Propagation du champ électrique dans les Structures cérébrales profondes
Pour quantifier la propagation et la pénétration du champ électrique, le tableau 1 montre le pourcentage de volume de chaque tissu où l’amplitude du champ électrique est supérieure à la moitié du pic de E dans le cortex pour chaque bobine (V50). En raison du fait que des distributions de champ différentes se produisent dans l’hémisphère droit et l’hémisphère gauche des tissus cérébraux, le pourcentage du volume de chaque tissu cérébral a été calculé pour les deux côtés du cerveau pour les bobines HFA et HDA (les bobines à double cône et Halo sont des bobines symétriques). HFA_R et HDA_R font référence au pourcentage de volume de chaque tissu cérébral du côté droit en utilisant les bobines HFA et HDA, respectivement. HFA_L et HDA_L font référence au pourcentage de volume de chaque tissu cérébral du côté gauche en utilisant les bobines HFA et HDA, respectivement. Les résultats montrent que V50 dans l’hémisphère droit est supérieur à celui de l’hémisphère gauche pour les bobines asymétriques, ce qui était attendu de la distribution électrique et de la densité de flux dans le cerveau (Figures 4 et 5). Cet effet est plus perceptible pour les structures plus profondes comme l’hippocampe et le noyau accumbens où le V50 est respectivement de 0,04% et 1,21% du côté droit de l’hippocampe et du noyau accumbens, tandis que ce pourcentage est égal à zéro du côté gauche (pour la bobine HDA). Une comparaison entre les bobines HDA et HFA montre qu’un pourcentage plus important du côté droit des structures profondes (hippocampe, noyau accumbens et cervelet) peut être atteint avec le HDA par rapport au HFA (V50 égal à 6,2% et 3,24% pour le côté droit du cervelet lors de l’utilisation des bobines HDA et HFA, respectivement. L’hippocampe et le noyau accumbens ne peuvent être atteints qu’en utilisant la bobine HDA avec V50 égal à 0,04% et 1,21% pour l’hippocampe et le noyau accumbens, respectivement). Cet avantage de la bobine HDA (V50 de HDA_L : 21,77%, 20,18% et 1.94% pour GM, WM et cervelet, respectivement) sur la bobine HFA (V50 de HFA_L: 21,54%, 20,44% et 1,85% pour GM, WM et cervelet, respectivement) est moins important dans le côté gauche des tissus cérébraux. La bobine de Halo cible des structures plus profondes dans le cerveau (V50 égal à 2,12% pour le cervelet avec la bobine de Halo) même sans utiliser de bobine combinée et diffuse des amplitudes élevées du champ électrique (V50 de Halo: 23,96%, 22,13% et 2,12% pour GM, WM et cervelet, respectivement) plus grandes que les bobines HDA et HFA dans le côté gauche des tissus cérébraux. Double cône (V50 de CC: 26,69% et 24.27%, pour GM et WM, respectivement) et les bobines Halo fournissent une distribution de champs plus importante dans le WM et le côté gauche du GM que les bobines HDA et HFA en raison de la distribution asymétrique du flux magnétique. Le thalamus, l’hypothalamus et l’amygdale ont 0% de V50 pour chaque configuration de bobine. La matière grise et blanche peut être atteinte par toutes les bobines avec V50 > 0. Encore une fois, les valeurs les plus élevées ont été obtenues pour les bobines HFA et HDA.
Pour les TMS profonds, une bonne bobine doit être caractérisée par une profondeur de pénétration élevée et une focalité élevée (c’est-à-dire un faible V50). Du tableau 1, on peut voir que la bobine à double cône fournit une meilleure focalité dans la matière grise et blanche par rapport aux bobines HDA dans l’hémisphère droit (V50 égal à 26,7 et 33,8 pour DC et HDA, respectivement) mais au détriment d’une profondeur de pénétration moindre. En fait, la bobine CC est incapable d’atteindre une structure plus profonde comme l’hippocampe et le noyau accumbens où le V50 de la bobine HDA est égal à 0,04% et 1,21% du côté droit de l’hippocampe et du noyau accumbens, respectivement. Ce compromis profondeur-focalité est inhérent à la plupart des bobines TMS. Les bobines caractérisées par une profondeur de pénétration plus élevée (HDA et HFA) pourraient en même temps induire une amplitude de champ élevée dans une zone très large du cortex (tableau 1). D’autre part, les bobines avec une distribution d’amplitude de champ électrique plus focale (CC et Halo) ne peuvent pas atteindre les structures cérébrales profondes (tableau 1). Aucune des bobines proposées n’est en mesure de surmonter ce compromis, comme le suggèrent également les travaux précédents, car atteindre des structures cérébrales plus profondes implique un champ électrique plus large réparti sur la surface corticale.
4. Conclusion
Une bobine à double cône combinée à une bobine Halo a été étudiée numériquement et caractérisée pour une stimulation cérébrale profonde à l’aide de modèles de têtes hétérogènes anatomiquement réalistes. La distribution 3D du champ B et du champ électrique a été obtenue pour les bobines Halo, double cône, HFA et HDA. La propagation des champs électriques a été calculée et comparée pour différents tissus cérébraux, y compris les tissus cérébraux profonds (thalamus, hypothalamus, amygdale, hippocampe, noyau accumbens et cervelet) en utilisant des bobines Halo, double cône, HDA et HFA et a montré que la distribution asymétrique du champ magnétique produite par la bobine HDA améliorait la propagation du champ électrique à l’intérieur des structures cérébrales profondes (hippocampe, noyau accumbens et cervelet) et permettait ainsi une stimulation du cerveau à de plus grandes profondeurs. Les limites de la version actuelle du modèle numérique devraient inclure l’absence d’incorporation appropriée de l’anisotropie tissulaire, en particulier dans la substance blanche, ce qui augmenterait la précision du modèle et pourrait affecter la distribution du champ électrique. La sensibilité de la position des bobines doit également être effectuée à l’avenir pour caractériser son effet sur les champs induits.
Disponibilité des données
Les données utilisées pour étayer les résultats de cette étude sont disponibles auprès de l’auteur correspondant sur demande.
Conflits d’intérêts
Les auteurs déclarent n’avoir aucun conflit d’intérêts.
Remerciements
La recherche a été soutenue par l’action COST BM1309 (COST EMF-MED) et le projet FWO G003415N. E. Tanghe est boursier postdoctoral de la Fondation pour la Recherche-Flandre (FWO-V).