Транскраниальная магнитная стимуляция (ТМС) — активно развивающийся метод клинической нейромодуляции и реабилитации ишемических больных. В его основе лежит воздействие на ткани мозга короткими импульсами магнитного поля высокой интенсивности, до 4 Тл и более, генерируемого индукционным эффектором (индуктором или койлом) [1, 2]. Это приводит к деполяризации нейронной мембраны и ее возбуждению [3]. В результате накопления и анализа клинических данных о результатах применения ТМС расширяется перечень доступных патологий, уточняются параметры ее использования для различных клинических ситуаций [2, 4]. Кроме того, ТМС используют в спортивной медицине как метод стимуляции двигательной системы [5], в психиатрии — при диагностике и лечении различных состояний и в других областях медицины [6]. Однако до сих пор имеется ряд не до конца решенных или спорных вопросов по локализации фокуса магнитного поля ТМС, желаемой силе воздействия и ряду других тем [5, 7].

Так, важной проблемой при картировании моторных зон методом ТМС является невозможность установки точного соотношения координат точки стимуляции с анатомическими образованиями центральной нервной системы [8]. Размер, форма головы, головного мозга и локализация анатомических структур индивидуальны. Это делает проблемным процесс установки индуктора относительно зоны стимуляции.

Индивидуальные вариации двигательных зон, согласно системе координат Таилараха, составляют 1,5–2 см; по отношению ко внешним ориентирам черепа они могут быть больше. Это утверждение также справедливо для расположения зоны Брока [9], т. е. индивидуальная макроанатомия головного мозга не может быть адекватно определена с помощью анатомического атласа и с использованием пропорциональных координатных сеток. Для решения проблемы позиционирования индуктора был предложен метод навигационной ТМС (нТМС), где пространственная ориентация индуктора устанавливается по результатам анализа данных магнитно-резонансной томографии (МРТ) [8, 10]. С помощью данного метода в существенной мере снимается проблема точного позиционирования койла при проведении терапевтической и/или диагностической ТМС.

Стандартным критерием для оценки эффективности действия ТМС на возбудимые структуры мозга является тест порога мобильного ответа, возникающего при наименьшем уровне стимуляции и приводящего к сокращению соответствующих мышц. Показано, что даже небольшое смещение индуктора из оптимальной точки воздействия способно существенно снизить эффективность стимуляции [7, 8, 10, 11–13]. При этом любое серийное воздействие на пациента требует высокой воспроизводимости. Ручное удержание койла в заданном положении, с учетом его массогабаритных характеристик, при длительности сеанса 10 мин и более делает эти задачи практически невыполнимыми и они требуют технического исполнения [8, 10]. Однако анализ материалов в доступных базах данных и каталогах показал, что при многочисленности публикаций о клинических применениях нТМС данные о технических решениях метода, а также тенденциях их развития малочисленны и фрагментарны. В представленном обзоре мы попытались обсудить имеющиеся решения и возможные перспективы развития метода нТМС с технической точки зрения.

Основные принципы функционирования навигационной ТМС

Для совмещения положения точки воздействия в объеме мозга относительно характерных меток черепа, фокуса магнитного поля и пространственного положения индуктора самым действенным решением оказалось использование стереоскопической системы технического зрения, совмещенной с построением 3D-модели мозга по снимкам МРТ [14]. В основе работы этих авторов лежит трехмерное позиционирование индуктора с помощью стереоскопической видеосистемы относительно объемной модели мозга в единой сетке координат (рисунок).

Для реализации этой схемы выполняют два блока процедур: первичный цикл подготовки сеанса нТМС и повторяющийся цикл коррекции положения индуктора. Алгоритм первичного цикла показан в левой ветке (см. рисунок) и состоит из следующих операций:

1. построение 3D-модели мозга. Для этого используют набор первичных изображений Т1-взвешенной МРТ (T1W);
2. сегментация изображений МРТ и создание 3D-модели головного мозга пациента, при этом используют алгоритм BET [15]. Ложноположительные результаты автоматически удаляются, а ложноотрицательные добавляются в интерактивном режиме. Поверхность и структуры мозга реконструируются с использованием плоских контуров;
3. определение в объеме модели мозга зоны воздействия относительно черепа с учетом особенности фокусировки магнитного поля, а также расстояния от индуктора, дающего необходимую плотность магнитного поля;
4. распознавание и локализация головы пациента с помощью оптических меток или иным способом. Аналогичным образом распознаются локализация и положение катушки индуктора;
5. совмещение модели головного мозга, черепа и индуктора с ориентацией на область воздействия с помощью координатной сетки;
6. перемещение индуктора в исходную расчетную позицию в зависимости от положения головы пациента. Подготовка к сеансу нТМС закончена.

В реальных условиях необходимо учитывать изменение позы пациента и «уход» его головы из просчитанных координат. Исправление возникающих в этом случае ошибок в системе нТМС возлагается на программный модуль циклически повторяемой коррекции положения индуктора. Данный алгоритм показан в правой ветке (см. рисунок) и состоит из следующих операций:

1. периодическое определение системой технического зрения положения индуктора и головы пациента и перерасчет текущих координат относительно исходных значений. Если расхождений между ними нет, никаких действий не предпринимается;
2. перерасчет координат и направления оси индуктора в случае возникновения несоответствия между начальным и текущим относительным положением индуктора и модели головного мозга для компенсации возникшей ошибки;
3. генерация сообщения о необходимости перемещения индуктора в новое положение;
4. контрольный перерасчет на соответствие нового положения индуктора относительно зоны воздействия;
5. перерасчет и вывод изображения в абсолютных координатах с новым расположением индуктора относительно смещения 3D-модели головного мозга.

Работоспособность приведенного алгоритма работы нТМС подтверждена экспериментами на фантомной модели человеческого черепа и данных МРТ головы здорового человека. Алгоритм показал тенденцию к гибкости, безопасности, точности и экономии времени [14]. В состав системы входили аппарат ТМС, электромиограф, электроэнцефалограф, штанга с индуктором и компьютеризированная навигационная система. Средние погрешности выбора координат обусловлены в основном ошибками снимков МРТ и по осям X, Y и Z они составляли 5 мм, 3 мм и 3 мм соответственно. Впоследствии этот подход был реализован в других моделях систем нТМС [16].

Показано, что ТМС-индуцированная электроэнцефало- грамма (ЭЭГ) обладает хорошей воспроизводимостью (коэффициент корреляции r = 0,85) на протяжении до 200 мс после окончания стимула при неизменных параметрах воздействия. Смещение индуктора даже на 10 мм приводит к достоверному изменению ЭЭГ. Обеспечить стабильность вызванных эффектов, кроме как использованием нТМС, невозможно [7].

Вместе с тем существуют погрешности нТМС, которые являются следствием источников ошибок:

1. индивидуальные особенности распределения магнитного поля в коре, зависящие от состояния тканей мозга;
2. ошибки сканирования мозга на МРТ и соответствующие искажения его 3D-модели;
3. смещение фокуса из-за движений головы пациента после его установки;
4. погрешности формирования магнитного поля в катушке.

Было проанализировано влияние этих ошибок на совместное положение индуктора и головы, а также на магнитное поле по упрощенной и реалистичной моделям головы [11]. При моделировании использовалии библиотеку компьютерных подпрограмм SimNIBS [12], а также наборы изображений МРТ по Т1 с подавлением жировой ткани и Т2, с разрешением 1 мм³/воксел. Средняя погрешность совместного пространственного положения находилась в диапазоне 2,2–3,6 мм и 1°. Ошибки были связаны с изображениями МРТ со средней погрешностью 1,5–1,9 мм при ошибке 0,2–0,4° и погрешностью 0,5–0,8 мм при ошибке 0,1–0,2° для использованных моделей. При оценке погрешности магнитного поля средняя точность определения местоположения, ориентации и величины пикового значения поля колебалась в пределах 1,5–5,0 мм, 0,9–4,8° и 4,4–8,5%. Результаты моделирования показали существенное снижение ошибки позиционирования индуктора в нТМС в сравнении с традиционными рекомендациями, например, «над областью проекции верхней трети двигательной зоны коры головного мозга», и смещение его положения относительно внешних ориентиров на голове, измеряемых в сантиметрах [13].

Серийно выпускаемые комплексы нТМС

В настоящее время серийно производят следующие модели устройств нТМС, реализующих типовые решения (см. таблица). Устройства построены по близким схемам, в основе которых лежит система технического зрения (СТЗ). В качестве элементов ориентации используются оптические маркеры либо характерные области лица и головы. Прямое изменение положения индуктора производят роботизированным манипулятором, опосредованное — в ручном режиме, следуя сигналам системы управления нТМС.

Система нТМС VISOR 2 использует 3D-модель мозга на основе снимков МРТ [17]. Если ее нет, применяют упрощенные модели. СТЗ отслеживает оптические трекеры, размещаемые на голове и индукторе, в результате чего 3D-модель мозга и индуктор «привязываются» к системе внешних ориентиров в трехмерной координатной сетке. Врач, следуя указанием системы, позиционирует индуктор в пространстве. При определенном навыке погрешность установки его координат составляет порядка 2 мм. Система VISOR2 способна работать в комплекте с совместимыми комплексами ТМС, в том числе с отечественным «Нейро-МС/В».

Навигационная система TMS Navigator (LOCALITE; Германия) также основана на использовании технического зрения для привязки 3D-модели головного мозга, изображений головы пациента и индуктора, полученных с помощью видеокамер, к трехмерной навигационной сетке с помощью оптических трекеров [18]. Алгоритм точного совмещения этих объектов со звуковой индикацией отклонения положения индуктора обеспечивает удержание фокуса магнитного потока. Для прицельной стимуляции в системе допустима регистрация четырех индукторов разного типа. Возможно рассчитать дозу энергии, которая будет доставлена в точку прицеливания. В версии Robotic Edition системы автоматическое позиционирование индуктора для компенсации движений пациента производится с использованием оптической обратной связи.

Роботизированная система TMS Robot (Axilum Robotics; Франция) реализована в виде конструкции, в которой объединены манипулятор с 7 степенями свободы, индуктор, блок управления и кресло для пациента [19]. Принципы функционирования, определения координат головы пациента, зоны воздействия и индуктора близки к описанным выше. После построения 3D-модели мозга и оценки положения головы СТЗ манипулятор позиционирует индуктор для точной фокусировки воздействия. Движения головы пациента автоматически компенсируются перемещением индуктора. Манипулятор и кресло имеют девять датчиков положения, что обеспечивает исходную точность позиционирования не хуже 1 мм по всем осям; восстановление ориентации индуктора при движении головы происходит с точностью не менее 0,1 мм. Данную систему позиционирования используют совместно с системой нейронавигации Syneika One.

Система нейронавигации Syneika One (SYNEIKA; Франция) является интегрированным устройством, обеспечивающим навигацию койла по данным 3D-модели мозга пациента [20]. Позиционирование и ориентация койла производится с использованием возможностей ранее рассмотренного комплекса Axilum Robotics TMS-Robot [19]. Под управлением Syneika One роботизированный штатив TMS-Robot перемещает койл в пространстве, что обеспечивает точное наведение на зону стимуляции и компенсирует возможные движения головы. Данных о типе датчиков, используемых для оценки положения головы и индуктора, в доступных материалах не обнаружено.

Более простым и компактным решением, в сравнении с TMS Robot, является TMS-Cobot этой же фирмы, но реализованный в виде мобильного устройства [21]. Точность позиционирования индуктора составляет 2 мм.

Возможность отслеживания положения головы оптической системой сохраняется, но поддерживает только верхнюю полусферу головы пациента из-за меньших размеров манипулятора. Данное устройство не имеет собственной системы построения 3D-модели мозга и пространственной навигации и также должно функционировать под управлением внешнего нейронавигатора, например, Syneika One.

Комплекс NBS eXimia Nexstim (Nexstim Ltd.; Финляндия) разработан в середине 2000-х гг. и продолжает развиваться [22, 23]. Комплекс имеет развитое программное обеспечение, позволяющее построить 3D-модель головного мозга высокой точности, состоящую из более чем 20 тыс. элементов, и управлять ее отображением и целеуказанием воздействия с помощью сенсорного широкоформатного монитора. Отличительной особенностью системы является возможность моделирования распределения магнитного поля с учетом индивидуальных особенностей строения мозга. Использование роботизированных устройств для наведения и удержания койла при движениях пациента не предусмотрено — установку и пространственную ориентацию индуктора на штативе производят вручную по указаниям системы наведения. Погрешность прицеливания воздействия не превышает 10 мм.

Определенное распространение получила линейка нейронавигации Brainsight TMS Navigation (Brainbox; Великобритания), ориентированная на совместное использование с транскраниальным магнитным стимулятором серии DuoMAG XT, поддерживающим запись индуцированной ЭМГ [24]. На рынке представлены интегрированные системы Brainslight TMS Navigator и Brainslight TMS Chair. Интересная особенность продукции фирмы — возможность компоновки специализированных комплексов из отдельных блоков.

Для проведения научных и диагностических исследований применяют системы нейронавигации PowerMAG View! и ANT Neuro visor2 (Jali Medical; США), использующие в качестве ориентиров для стереоскопической системы оптические метки, закрепляемые на голове пациента с помощью эластичной повязки [25]. Объемная модель мозга традиционно строится по данным МРТ, возможно функциональное картографирование мозга. Пациента размещают в кресле в положении сидя с опорой головой на подголовник. Для крепления индуктора используют простой штатив.

Комплекс NetBrain Neuronavigator 9000 (EB Neuro; Италия) предназначен для работы совместно с устройством ТМС STM 9000 Magnetic Stimulator той же фирмы [26]. Изготовитель позиционирует комплекс как бюджетное устройство, обладающее, тем не менее, высокими характеристиками: погрешность совмещения 3D-модели мозга с координатами оптических меток на голове пациента с помощью стереоскопической системы может составлять менее 1 мм. Работой комплекса управляют с помощью программного обеспечения Galileo®, позволяющего, кроме взаимодействия с устройством ТМС и построения 3D модели мозга, протоколировать ход работ и управлять данными пациента. Пациент располагается полулежа в кресле, индуктор ТМС крепят на штативе. Установку положения койла и его ориентацию в пространстве производят по подсказкам, выдаваемым системой нейронавигации.

Программный комплекс нейронавигации SimGuide Navigated TMC (MagSim Co Ltd; Великобритания) ориентирован на работу с установками транскраниальной терапии Horizon 3.0, Horizon Performance и Horizon Lite этой же фирмы [27]. Для пространственного совмещения головы, 3D-модели головного мозга и индуктора, крепящегося на штативе, во всех случаях используют стереоскопическую систему высокого разрешения и эластичный шлем пациента с оптическими метками.

Схожими возможностями обладает система визуализации анатомических и функциональных особенностей по данным МРТ Neuronavigated TMS (SEBERS Medical; США, Германия) [28]. Один комплект программного обеспечения позволяет взаимодействовать с пятью типами установок ТМС М-серии этой же фирмы. Установку и ориентацию койла производят с помощью стереоскопической системы. Контроль воздействия организован с помощью регистрации вызванных ЭМГ-потенциалов, для чего используют беспроводной двухканальный блок электромиографа.

Заметим, что большинство серийных систем нТМС используют устройства магнитной стимуляции сторонних фирм. Анализ клинических данных [4–6] показывает, что использование нТМС увеличивает эффективность курса магнитотерапии, поскольку обеспечивает хорошую локализацию воздействия и его высокую повторяемость, хотя имеются и альтернативные мнения [29]. Однако распространение этих систем в отечественной практике пока невелико. Связано это, скорее всего, с тем, что системы нТМС имеют существенную стоимость, а их использование требует наличия у медицинского персонала определенных навыков и знаний в области компьютерной техники.

Экспериментальные разработки систем нТМС

Наиболее простым решением для реализации нТМС является положение пациента полулежа, когда его голова расположена на подголовнике [7, 16, 13, 22, 23]. В результате этого ограничена подвижность головы, а ориентация и удержание индуктора могут быть обеспечены штативом или вручную. Однако данное решение препятствует воздействию со стороны затылочной части. Альтернатива — это положение сидя (по возможности), но здесь возникает проблема удержания фокуса воздействия ТМС при неограниченной подвижности головы в ходе сеанса, что можно решить использованием роботизированной системы позиционирования койла [19, 20].

Экспериментальные разработки систем нТМС, отслеживающих движения пациента, появились примерно 15 лет назад [30]. Роботизированный манипулятор перемещал индуктор по произвольной траектории по осям X и Y в диапазоне 90 см под углами ±45°, а поворот по оси Z — в диапазоне 360°. Погрешность установки индуктора весом 1,5 кг составляла не более 1 мм по всем осям. Смещение индуктора не превышало 50 мкм/мин в любой плоскости, и за время сеанса ТМС продолжительностью 20 мин составляло 1 мм, что не было критичным.

Описана упрощенная система нТМС, где врач производит выбор положения индуктора ТМС лишь по форме черепа пациента на основании результатов работы СТЗ [31]. Предложенный метод сокращает объем используемых данных при создании 3D-модели мозга примерно на порядок, однако при этом увеличивается риск ошибок фокусирования воздействия из-за индивидуальных анатомических особенностей строения.

Прецизионная система нТМС, описанная другими авторами, основана на схеме распознавания координат объектов на базе СТЗ высокого разрешения, светоотражающих трекеров и 3D-модели мозга пациента, построенной по данным МРТ [32]. Отличительной особенностью стало применение инфракрасной подсветки с длиной волны 850 нм, что частично решило проблему влияния волосяного покрова на построение модели черепа.

Использование трекеров, размещаемых на голове пациента и индукторе, усложняет подготовку к проведению сеанса нТМС. В качестве альтернативы предложено оценивать положение головы по характерным зонам лица [33], однако это затрудняет построение СТЗ и сопутствующего программного обеспечения, связывающего данные с видеокамер, 3D-модели мозга и положения индуктора. В то же время данное решение ускоряет и упрощает проведение процедуры ТМС, а также устраняет ошибки, связанные с погрешностью размещения трекеров.

Более простой вариант нТМС с ориентацией на характерные зоны лица, использует лишь модель черепа, построенную по данным СТЗ [34]. Вместо 3D-модели мозга, созданной с помощью МРТ, ориентацию индуктора проводят по данным анатомического атласа с масштабирующими поправками.

При наличии густого волосяного покрова ошибка построения модели черепа, полученной средствами СТЗ, и установка соответствия созданной 3D-модели мозга может быть снижена с помощью плотно прилегающей к голове эластичной шапочки или ленты с изображением шахматного поля с известными размерами элементов [35]. Однако это решение, по нашему мнению, является вариантом использования оптических трекеров с сопутствующими погрешностями.

Для помощи врачу во время сеанса нТМС используют системы виртуальной реальности, объединяющие 3D-модели головного мозга, черепа и индуктора в единой координатной сетке [36]. Это позволяет управлять настройкой положения индуктора без специальных навыков, используя минималистичный графический и звуковой интерфейс. Представленный подход оказался значительно менее времязатратным во всех предложенных условиях по сравнению с обычной нейронавигацией. Однако последняя продемонстрировала более высокую точность прицеливания (p < 0,001).

Если систему виртуальной реальности дополнить изображением индуктора с указанием вектора магнитного поля и его плотности [37], оператору остается «разместить» катушку индуктора в нужном положении и задать параметры стимуляции, остальные операции будут выполнены автоматически. В результате можно наблюдать наглядность создаваемой схемы воздействия, снижение времени на подготовку сеанса и упрощение всех операций.

Немаловажная проблема — уменьшение побочных воздействий магнитного поля во время сеанса ТМС на прилегающие к фокусу воздействия структуры головного мозга. Эту задачу можно решить, используя восьмеркообразную катушку, где фокус максимальной напряженности поля находится в точке пересечения векторов магнитных потоков [38]. В итоге расширяется диапазон силы воздействия и повышается точность фокусировки, что снижает риск побочных осложнений. Однако система генерации магнитных полей оказывается достаточно громоздкой, требует прецизионного изготовления, и при расфокусировке источников форма пятна воздействия оказывается непредсказуемой, как и создаваемая в нем напряженность магнитного поля.

Показано, что сдвоенные центросимметричные индукторы с фиксированным положением формируют область воздействия с двойной фокусировкой [39]. Это позволяет изменять и корректировать координаты фокуса в широком диапазоне, регулируя лишь угол их ориентации перед проведением сеанса ТМС.

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

Безусловно, в кратком обзоре сложно привести многочисленные предложения и примеры реализации, относящиеся к технической части навигационной ТМС. Тем не менее, здесь можно выделить несколько направлений развития технического обеспечения методики.

Во-первых, это совершенствование программной части построения 3D-моделей мозга и черепа (головы) пациента. Наиболее проблематичным представляется повышение точности построения 3D-картины тканей мозга по данным МРТ: разрешающая способность высокопольных МРТ позволяет различать на снимках объекты размером 1–2 мм с шагом 5 мм при ошибке угла ±1°, что обусловлено точностью перемещения стола аппарата. Соответственно, на исправном и настроенном современном томографе можно получить серию срезов изображений мозга с точностью порядка 1 мм, и этого для большинства приложений достаточно. В тех редких случаях, когда требуется более высокое разрешение снимка, можно воспользоваться одним из известных методов нелинейной интерполяции изображения, но корректность такого решения остается под вопросом.

Во-вторых, повышение точности позиционирования и ориентации индуктора ТМС. На основании опыта построения 3D-модели головного мозга можно определить достаточным позиционирование оси индуктора с точностью угла ±1° и с погрешностью координат ±1 мм по всем осям. Следует учитывать, что «пятно» фокуса магнитного поля представляет пучок линий напряженности, имеющий у индуктора типа «восьмерка» круг диаметром 5–8 мм с размытой границей [40]. Соседние структуры мозга оказываются задетыми, но это можно воспринимать как неизбежные издержки метода. Повысить точность фокусировки можно при использовании попарно ориентированных индукторов разного размера, магнитоотражающих экранов или магнитных репликаторов [41].

В-третьих, отказ от подручных элементов, упрощающих распознавание положения черепа пациента, к которым можно отнести различные оптические отражатели и зонды, размещаемые в заранее оговоренных местах на его голове. Помимо того, что при их размещении неизбежно возникают погрешности с точностью установки, это требует постоянного использования расходных материалов. Наиболее перспективно, на наш взгляд, совмещать объемные модели мозга и головы пациента, применяя хорошо различимые и присутствующие в обоих случаях элементы лица: нос, глазные впадины, надбровные дуги, а также ушные раковины.

В-четвертых, использование доступных вариантов реализации средств контроля и обеспечения безопасности при проведении сеанса ТМС. Сюда можно отнести предварительные расчеты напряженности поля в фокусе индуктора с его косвенным контролем во время воздействия. На наш взгляд, необходим также контур управления силой воздействия, который может быть реализован как в виде звена автоматической регулировки, опирающегося на показатели ЭЭГ и/или ЭМГ, так и в виде элемента вербальной биологической обратной связи посредством регулятора ручного изменения интенсивности магнитного потока самим пациентом в определенных пределах.

В-пятых, значительное упрощение и ускорение подготовки и проведения сеанса нТМС за счет появившихся предложений и опытных разработок систем виртуальной реальности, предоставляющих возможность наложения в едином трехмерном пространстве объемных моделей мозга, черепа и индуктора с указанием вектора воздействия магнитного поля.

И, наконец, потребность в надежной аппаратнопрограммной реализации роботизированного манипулятора для удержания фокуса индуктора в заданной области головного мозга вне зависимости от положения пациента. Подавляющее большинство имеющихся вариантов конструкций нТМС предусматривает положение пациента лежа или полулежа, что затрудняет размещение индуктора в затылочной части его головы. Использование кресла, где пациент располагается сидя, требует установки подголовника хотя бы для примерной фиксации головы в нужном положении. Однако его наличие неизбежно вносит искажения в форму магнитного поля, даже если он будет выполнен из немагнитных материалов. Единственным вариантом остается поза пациента с головой, склоненной на грудь, при этом возможность ее свободного перемещения делает задачу удержания фокуса индуктора через управление роботизированным манипулятором достаточно сложной.

В целом следует отметить, что за прошедшие полтора десятилетия метод нТМС получил существенное развитие как в методическом, так и в техническом плане. И хотя большинство изначально имеющихся задач было полностью или частично решено, требуется дальнейший поиск вариантов повышения эффективности метода, обеспечения его безопасности и снижения стоимости аппаратной части.