Simulation du champ électrique spécifique au patient lors de l’électrochimiothérapie par métastase spinale

Résumé

Ce protocole décrit un flux de travail complet et reproductible pour la simulation et la validation du champ électrique spécifique au patient et de la validation de l’électrochimiothérapie (ECT) pour les métastases spinales. Le flux de travail intègre l’imagerie multimodale, la segmentation semi-automatique et manuelle, la modélisation de la conductivité tissulaire, la simulation linéaire par éléments finis du champ électrique, et la validation expérimentale via une analyse de recouvrement de nécrose basée sur IRM après la procédure.

Résumé

L’électrochimiothérapie (TEC) combine l’administration d’agents cytotoxiques avec des impulsions électriques à haute tension qui perméabilisent transitoirement les membranes cellulaires tumorales et favorisent l’absorption intracellulaire des médicaments. Cette technique peu invasive et non thermique convient particulièrement aux tumeurs situées près de structures critiques, où la chirurgie, la radiothérapie ou l’ablation thermique percutanée peuvent être limitées. Dans la colonne vertébrale, l’ECT peut soulager la douleur, la décompression neuronale et le contrôle local de la tumeur tout en préservant les structures neuronales. Cependant, sa mise en œuvre reste difficile en raison de l’anatomie vertébrale complexe, de la compréhension limitée de la distribution du champ électrique, de l’absence d’outils de planification dédiés et du risque de lésion neuronale. Ce protocole décrit un flux de travail reproductible pour la simulation spécifique du champ électrique au patient dans l’ECT spinal. L’imagerie multimodale combinant scanner et IRM permet la reconstruction de l’anatomie tumorale, vertébrale, neuronale et des tissus mous à l’aide de segmentations semi-automatiques et manuelles réalisées au sein de la plateforme open source 3D Slicer . Les conductivités tissulaires sont attribuées selon la base de données IT’IS, et des simulations linéaires par éléments finis (conductivité constante) sont réalisées avec AI4DEEP, un module 3D dédié à la trancheur, pour calculer des cartes 3D du champ électrique sur plusieurs seuils d’isodose. L’IRM de suivi avec contraste est utilisée pour la validation grâce aux coefficients de similarité de Dice comparant les volumes simulés de champs isoélectriques avec les zones tumorales nécrotiques post-ECT. Une comparaison qualitative des cartes simulées du champ électrique, de l’IRM de suivi et des résultats cliniques a été réalisée par des radiologues interventionnistes experts afin d’évaluer la capacité du logiciel à prédire les régions sous-traitées et surtraitées. Neuf procédures ECT ont été traitées pour évaluer le flux de travail. La plus grande concordance entre la nécrose simulée du champ électrique et la nécrose post-ECT a été observée dans la plage de 160 à 200 V/cm dans ce contexte clinique et numérique spécifique. Le flux de travail a également identifié les zones de traitement insuffisant ou excessif, cohérent avec le suivi clinique et par imagerie. Le flux de travail décrit pose les bases d’une planification reproductible de l’ECT, en soutenant un placement optimisé des électrodes et l’ajustement des paramètres afin d’améliorer la sécurité et l’efficacité dans les procédures complexes de l’ECT spinale.

Introduction

L’épidurite métastatique spinale est fréquente car la colonne vertébrale est le site prédominant des métastases squelettiques, représentant jusqu’à 50 % de toutes les localisations^{osseuses 1,2}. La présentation clinique inclut généralement une douleur intense avec une altération marquée de la qualité de vie, suivie de déficits neurologiques progressivement rapides pouvant aboutir à une paraplégie ou à une tétraplégie, selon le niveau^{d’implication 3,4}. La radiothérapie est la norme de soins pour la compression épidurale métastatique de la moelle épinière, tandis que la chirurgie décompressive et stabilisatrice profite à certains patients présentant un état de performance adéquat et une survie^{espérée 5,6}. La radiothérapie stéréotaxique ablative peut améliorer le contrôle local dans certains cas mais est limitée par la tolérance de la moelle épinière et la complexité de la^{planification 7}. La récidive ou progression locale après radiothérapie est fréquente, et la réirradiation est limitée par des contraintes de dose cumulative, ce qui entraîne souvent des impasses thérapeutiques pour les patients souffrant de douleurs persistantes ou de compromission neurologique^{progressive 6,7}. Dans ce contexte, une technique locale non thermique capable d’obtenir un soulagement de la douleur, une décompression et un contrôle tumoral près de structures neuronales critiques est nécessaire.

L’électrochimiothérapie (TEC) combine l’administration d’agents cytotoxiques, le plus souvent la bléomycine, avec de courtes impulsions électriques à haute tension qui augmentent transitoirement la perméabilité de la membrane plasmique et favorisent l’absorption intracellulaire^{des médicaments 8,9}. L’ECT est peu invasive, non thermique et relativement sélective contre les tumeurs, et a montré des résultats encourageants pour les tumeurs cutanées, sous-cutanées et profondes situées près de structures^{critiques 10,11}. Une série clinique récente a rapporté un taux de réponse objective IRM de 77 % à 1 mois et de 66,5 % à 3 mois après une ECT spinale percutanée pour la compression épidurale de la moelle épidurale résistante à la radiothérapie. La douleur a également fortement diminué, le score médian de la Numeric Rating Scale passant de 7 au départ à 1 à 1 mois. Des déficits neurologiques irréversibles survenaient tout de même chez un sous-ensemble de^{patients 12}. Ces événements mettent en lumière le rôle central de la distribution du champ électrique : de petits changements dans la géométrie des électrodes ou les propriétés tissulaires peuvent modifier de manière marquée le volume traité, exposant les patients à la fois à un sous-traitement et à un surtraitement^13,14. Des études numériques suggèrent que la modélisation spécifique au patient peut optimiser le placement des électrodes et améliorer la couverture des tumeurs vertébrales tout en limitant l’exposition des structures^{neuronales 15,16}.

Plusieurs cadres de planification de la recherche ont été proposés pour les thérapies d’électroporation, mais la mise en œuvre clinique de routine reste limitée par les exigences de maillage et de paramètres et le temps de calcul 17,18,19,20,21. Des travaux récents de Sutter et Poignard soutiennent un flux de travail de simulation péri-procédural, piloté par imagerie, compatible avec les contraintes cliniques, et montrent qu’une couverture isodose incomplète du champ électrique est correctement corrélée à une défaillance locale après^{IRE 22,23}. Ce protocole s’appuie sur le même cadre de simulation.

L’objectif de cet article est donc de fournir un flux de travail reproductible et spécifique au patient pour la modélisation et la validation du champ électrique dans l’ECT spinal, basé sur de réels ensembles de données d’imagerie clinique et des configurations d’électrodes fournies. Dans sa forme actuelle, ce flux de travail est mieux adapté à la planification pré-procédurale visant à optimiser le positionnement des électrodes, car les temps de segmentation et de préparation du modèle restent une limite pour l’ajustement intra-procédural de routine. Il est conçu comme un cadre méthodologique plutôt qu’une étude d’efficacité basée sur des hypothèses et est conçu pour les équipes d’oncologie interventionnelle et de colonne vertébrale qui réalisent déjà ou planifient une TEC guidée par scanner percutané dans les métastases épidurales et autres contextes anatomiquement complexes.

Protocole

Cette étude rétrospective a été réalisée conformément au comité d’éthique institutionnelle (IRB 2025-566) et a respecté la réglementation nationale applicable. Toutes les données d’imagerie ont été anonymisées avant l’analyse, et l’exigence de consentement éclairé a été levée en raison de la conception rétrospective et de l’utilisation des données désidentifiées. Les équipements et les logiciels utilisés sont listés dans le tableau des matériaux.

1. Importation de données et préparation de scènes

1. Importez toutes les séries DICOM anonymisées dans 3D Slicer (disponible à https://download.slicer.org/) et attribuez des noms explicites à chaque volume : « MRIp » (IRM pré-procédurale), « CTi » (CT initial de planification intra-procédurale), « CTa » (CT intra-procédurale avec aiguilles en place) et « IRM » (IRM post-procédurale).
2. Définir « CTi » comme volume de référence pour toutes les segmentations et enregistrements ultérieurs.
3. Créez un nouveau nœud de segmentation dans 3D Slicer et liez-le à « CTi » comme « volume source ».
4. Sauvegardez la scène Slicer comme fichier de base du projet pour permettre la récupération et les modifications futures.
   REMARQUE : La standardisation de la taille des voxels n’est pas requise et peut être omise si la résolution native de l’image est adéquate.

2. Segmentation anatomique lors du CT initial (CTi)

1. Ouvrez le module Éditeur de segments et créez un segment nommé « os cortical ». Utilisez l’outil « Seuil » sur « CTi » pour isoler l’os cortical à haute densité, puis affinez manuellement le segment à l’aide de ciseaux ou d’outils de peinture si nécessaire.
2. Créez un segment nommé « Fat ». Utilisez l’outil Seuil pour sélectionner la graisse de faible densité, par exemple dans l’espace périrénal ou sous-cutané.
3. Créez un segment nommé « Disque intervertébral ». Utilisez l’outil 3D Paint sur les vues axiale, sagittale et coronale, et vérifiez Paint à l’extérieur des segments existants, en veillant à ce que la peinture soit limitée aux voxels vides afin d’éviter d’écraser les segments existants.
4. Créez un segment nommé « os cancelleux » pour l’os cancelleux vertébral. Utilisez l’outil de peinture 3D pour remplir les compartiments trabéculaires internes, et vérifiez la peinture à l’extérieur des segments existants comme décrit ci-dessus.
5. Créez un segment nommé « Moelle épinière ». Utilisez l’outil de peinture 3D pour contourner manuellement la corde sur les tranches axiales de haut vers en dessous des niveaux traités.
6. Créez un segment nommé « Liquide cérébro-rachidien ». Utilisez l’outil de peinture 3D pour remplir l’espace du liquide céphalo-rachidien entourant la moelle épinière dans le sac thécal, tout en vérifiant également la peinture à l’extérieur des segments existants.
7. Créez des segments supplémentaires pour le ciment, les ressorts ou les poumons s’ils sont présents. Utilisez l’outil Threshold pour identifier le ciment ou les spirales hyperdenses et le parenchyme pulmonaire hypodense, suivi d’une correction manuelle si nécessaire.
8. Sauvegardez la scène mise à jour du Slicer.
   REMARQUE : Les voxels de fond non explicitement attribués à un segment sont ensuite traités comme des tissus « musculeux » en AI4DEEP (conductivité par défaut).

3. Fusion IRM et segmentation tumorale

1. Importez le volume IRM pré-procédural « MRIp » dans la scène du slicer.
2. Utilisez le module Transforms pour effectuer un enregistrement rigide de « MRIp » sur « CTi », en utilisant des repères osseux vertébraux au niveau traité. L’enregistrement est guidé par quatre repères prédéfinis : la pointe du processus épineux et la pointe d’un processus transversal sur le plan axial, ainsi que la pointe du processus épineux et la marge corticale antérieure du corps vertébral sur le plan sagittal. Comme le cortex vertébral postérieur est souvent altéré par une maladie lytique, il ne doit pas être utilisé comme repère principal.
3. Appliquez la transformation à l'« IRM » et évaluez visuellement la co-enregistrement dans les plans axial et sagittal. L’erreur d’enregistrement de la cible (TRE) est définie comme la distance moyenne dans le plan, en millimètres, entre les repères correspondants de la TC et de l’IRM aux points de référence axial et sagittal prédéfinis. Accepter l’enregistrement uniquement si l’alignement visuel et le TRE sont inférieurs à 2,5 mm ; Sinon, répétez l’enregistrement.
4. Créez un nouveau segment nommé « Tumeur » et utilisez l’outil Peinture sur « IRM » (ou sur « CTi » lorsque l’épidurite est bien observée) pour délimiter manuellement l’atteinte épidurale et la tumeur vertébrale au départ.
5. Appliquez un lissage optionnel au segment « Tumeur » pour obtenir un volume 3D cohérent sans interruptions.
6. Sauvegardez la scène mise à jour du Slicer.
   REMARQUE : On peut mettre le protocole en pause ici et reprendre plus tard à partir de cette étape.

4. CT avec fusion à aiguille et définition d’électrodes en AI4DEEP

1. Importez le scanner intra-procédural avec aiguilles, « CTa », dans 3D Slicer.
2. Utilisez le module Transforms pour effectuer un enregistrement rigide de « CTa » sur « CTi » en utilisant les mêmes repères osseux vertébraux que ci-dessus.
   REMARQUE : Dans ce flux de travail, le « CTi » et le « CTa » sont obtenus sous anesthésie générale sans mobilisation du patient entre le scan initial et le placement de l’électrode, de sorte que l’alignement CT-to-CT est généralement déjà proche de l’optimal et ne nécessite aucun ajustement manuel. Le TRE n’est donc pas applicable. Avec les réglages de fenêtre en os, les artefacts métalliques générés par les électrodes ne gênent pas la visualisation des repères vertébraux utilisés pour l’enregistrement.
3. Lancez le module AI4DEEP et créez une aiguille virtuelle pour chaque électrode, en partant de la pointe active de l’électrode.
4. Vérifiez en vues axiale, coronale et sagittale que chaque « Electrode_n » correspond précisément à une seule pointe physique active.
   REMARQUE : La qualité de la structure anatomique globale et de la segmentation des électrodes, ainsi que la correspondance avec les électrodes physiques, sont validées à l’extérieur par un radiologue interventionnel expert qui n’a pas participé au processus de segmentation. Si la segmentation est jugée insatisfaisante, elle est révisée en conséquence.
5. Sauvegardez la scène mise à jour contenant les structures anatomiques, la segmentation tumorale et la géométrie des électrodes.
   REMARQUE : La longueur exacte de la pointe active est spécifiée plus tard dans AI4DEEP lors de la configuration des paramètres ECT et n’a pas besoin d’être encodée à ce stade.

5. Affectation de conductivité dans AI4DEEP

1. À l’interface AI4DEEP, assigner chaque segment anatomique à une classe tissulaire correspondante avec une conductivité électrique prédéfinie (par exemple : tumeur, os cortical, os cancelleux, liquide céphalo-rachidien, graisse épidurale, disque intervertébrale, moelle épinière, ciment, poumon) comme indiqué dans le tableau 1.
2. Réglez le tissu de fond par défaut sur la conductivité « musculaire » afin que tous les voxels non segmentés soient traités comme des muscles.
3. Confirmez dans le panneau de résumé AI4DEEP que chaque segment est mappé au type de tissu et à la conductivité attendus, puis enregistrez la configuration.
   REMARQUE : Les valeurs de conductivité sont dérivées de la base de données IT’IS et utilisées comme conductivités fixes (linéaires) pour toutes les^{simulations 24}.

6. Caractéristiques de la pouls et de l’aiguille

1. En AI4DEEP, spécifiez la longueur active de la pointe pour chaque électrode (par exemple, 20 mm, 30 mm ou 40 mm) selon la procédure clinique. Le diamètre de l’électrode était de 1,8 mm.
2. Voici l’amplitude du champ électrique appliquée cliniquement en V/cm (par exemple, 500 V/cm, 600 V/cm ou 1000 V/cm).
3. Définissez les paires d’électrodes qui ont été activées pendant le traitement.
4. Soit AI4DEEP calculer la tension appliquée pour chaque paire d’électrodes en fonction de la distance inter-électrodes, en veillant à ce que le rapport tension/distance demandé en V/cm soit respecté.
5. Réglez le nombre d’impulsions (8) et la durée de l’impulsion (100 μs) selon le protocole clinique.
6. Sauvegardez la configuration AI4DEEP.
   REMARQUE : La tension est saisie sous forme de rapport tension/distance en V/cm ; AI4DEEP convertit automatiquement cette valeur en une tension absolue pour chaque paire d’électrodes.

7. Simulation du champ électrique

1. En AI4DEEP, commencez le calcul du champ électrostatique en utilisant les paramètres d’anatomie, de conductivités et d’électrodes configurés.
2. Permettre au logiciel de générer automatiquement la configuration géométrique et de résoudre le potentiel électrostatique linéaire en utilisant des méthodes de différences finies non ajustées de haut ordre sur l’image^{médicale 25}.
   REMARQUE : Sur un poste de travail typique (par exemple, Windows 11, 16 Go de RAM), le traitement prend environ 5 minutes par cas.
3. Sauvegardez la sortie de la simulation et la scène Slicer mise à jour.
   REMARQUE : Il est possible de mettre le protocole en pause ici après la simulation et de reprendre plus tard pour l’analyse et la validation des isodoses.

8. Visualisation des isodoses et couverture tumorale

1. En AI4DEEP, sélectionnez l’option pour générer des isosurfaces du champ électrique (volumes isodosés) à partir du champ simulé.
2. Sélectionnez une plage de seuils d’isodose (par exemple, 50 V/cm, 100 V/cm, 120 V/cm, 140 V/cm, 160 V/cm, 180 V/cm, 200 V/cm, 220 V/cm, 240 V/cm, 260 V/cm, 300 V/cm, 400 V/cm, 500 et 600 V/cm) et générez les cartes isodose 3D correspondantes.
3. Affichez des cartes isodose individuelles en vue 3D pour observer la distribution spatiale du champ, généralement allant du jaune pâle à faible amplitude de champ au rouge à des amplitudes de champ élevées, comme montré à la Figure 1.
4. Pour chaque isodose, notez automatiquement le pourcentage de valeurs de couverture tumorale calculé par AI4DEEP en fonction du chevauchement entre le volume isodose et la segmentation « tumeur ».
5. Conservez tous les segments ou modèles d’isodose ainsi que les valeurs de couverture tumorale pour une analyse ultérieure.

9. Sélection, importation et segmentation de nécrose post-procédurale IRM

1. Des IRM de suivi ont été réalisées 6 semaines après l’ECT et tous les deux mois par la suite. L’IRM montrant le plus grand volume nécrotique ou la meilleure réponse radiologique a été sélectionnée pour la segmentation. Ce choix a été fait pour tenir compte du temps hétérogène et retardé avant la réponse après l’ECT, qui peut varier selon l’histologie tumorale et le taux de prolifération.
2. Importez la séquence axiale T1 supprimée par la graisse améliorée par contraste post-traitement, centrée sur les niveaux traités « IRM », dans 3D Slicer.
3. Effectuer un enregistrement rigide des « IRM » sur le « CTi » en utilisant les mêmes repères vertébraux prédéfinis que ceux utilisés pour l’enregistrement pré-procédural IRM, puis appliquer la transformation. La précision de l’enregistrement est documentée en calculant le TRE à partir de ces mêmes repères de référence avec le même seuil de ≤2,5 mm.
4. Créer un nouveau segment nommé « nécrose tumorale » et délimiter manuellement la partie nécrotique non valorisante de la tumeur lors de l’IRM post-ECT, tranche par tranche.
5. Lorsque plusieurs IRM de suivi sont disponibles, sélectionnez l’examen démontrant le plus grand volume nécrotique ou la meilleure réponse radiologique et utilisez cet ensemble de données pour la segmentation.
6. Appliquez un lissage optionnel à la « nécrose tumorale » pour obtenir un volume cohérent et contigu.
7. Dans les cas de réponse radiologique complète après l’ECT, le segment « tumeur » pré-traitement peut être dupliqué et renommé « nécrose tumorale » afin de réduire le temps de segmentation manuelle. Dans 3D Slicer, utilisez le module Segmentations , sélectionnez « Copier/déplacer segments », dupliquez le segment « Tumeur » dans le même nœud de segmentation, renommez-le « Nécrose tumorale », et confirmez visuellement son adéquation lors de l’IRM post-ECT.
8. Effectuer une validation externe de la segmentation de la nécrose par un radiologue interventionnel non impliqué dans la segmentation.
9. Sauvegardez la scène du Slicer avec le segment de nécrose.
   REMARQUE : On peut mettre le protocole en pause ici et reprendre plus tard pour une comparaison quantitative.

10. Comparaison quantitative entre champ simulé et nécrose (analyse de dés)

1. Ouvrez le module de comparaison de segments dans 3D Slicer.
2. Sélectionnez la nécrose tumorale comme segment de référence et un volume isodose (par exemple, l’isodose de 200 V/cm) comme segment de comparaison.
3. Calculez le coefficient de similarité de Dice entre la « nécrose tumorale » et le volume isodose sélectionné et enregistrez la valeur. Tous les coefficients de similarité de Dice ont été calculés sur des volumes complets de segments 3D plutôt que sur une base tranche par tranche (2D).
4. Répétez l’analyse sur tous les niveaux d’isodose pertinents d’intérêt pour obtenir les coefficients de dés sur toute la plage de seuils.
5. Identifier l’isodose donnant le coefficient de dé le plus élevé (« Meilleur ISO ») et la valeur maximale correspondante (« Meilleurs dés »).
6. Exportez les coefficients de Dice, le meilleur ISO, les valeurs de couverture des meilleurs dés et les valeurs de couverture des tumeurs vers un tableur ou un logiciel statistique pour une analyse approfondie.
7. Sauvegardez la scène finale du Slicer et tous les résultats quantitatifs exportés.

Résultats

Le flux de travail a été appliqué avec succès à neuf procédures d’électrochimiothérapie (ECT) réalisées pour l’épidurite métastatique spinale. Un modèle prédictif de champ électrique spécifique au patient a été généré pour tous les cas, confirmant que le protocole complet est réalisable et reproductible à travers différentes configurations anatomiques. Un enregistrement rigide entre CTi et IRM, ainsi qu’entre CTi et IRM, a été réalisé dans tous les cas, avec des TR moyens de 1,8 mm ± 0,6 mm et 1,9 mm ± 0,7 mm, respectivement. Les simulations linéaires par éléments finis produisaient une distribution continue du champ électrique 3D pour chaque procédure. Des volumes isodose de 50 à 600 V/cm ont été générés avec succès dans tous les cas.

Une comparaison quantitative entre les volumes isodose simulés et les zones nécrotiques post-procédurales a été réalisée dans huit cas analysables ; Le cas 3 a été exclu car le repositionnement multiple d’électrodes empêchait une comparaison spatiale fiable et une analyse Dice. Les coefficients de similarité de Mean Dice ont montré une relation en forme de cloche à travers la cohorte (Figure 2). Les valeurs ont augmenté progressivement à partir de faibles seuils de champ électrique, atteignant des pics entre 160 et 200 V/cm (0,37–0,39), puis diminuant à des seuils plus élevés. L’isodose de 200 V/cm a donné le coefficient de Dice moyen le plus élevé (0,387), indiquant que ce seuil s’approchait le plus proche du volume effectif traité dans ce contexte clinique. L’analyse de la couverture tumorale a également montré une baisse progressive avec des seuils croissants : 81,5 % à 140 V/cm, 74,8 % à 160 V/cm, 67,0 % à 180 V/cm et 61,0 % à 200 V/cm. Ces métriques quantitatives combinées suggèrent que le protocole fournit des prédictions interprétables et significatives du volume de réponse post-ECT. Les courbes de dé par cas complètes à travers les seuils d’isodose testés sont illustrées à la Figure 3. Une hétérogénéité marquée a été observée entre les cas, avec des valeurs Best Dice allant de 0,0156 à 0,7684 et des valeurs Best Iso correspondantes allant de 100 à 500 V/cm parmi les cas analysables. Pour résumer l’analyse au niveau du cas, le coefficient de DICE le plus élevé pour la nécrose, l’isodose correspondante, la couverture tumorale à ce seuil, la meilleure réponse radiologique et les événements indésirables sont rapportés dans le tableau 2.

Une superposition représentative entre la nécrose tumorale post-traitement et le volume isodose de 200 V/cm est illustrée à la Figure 4, illustrant la comparaison spatiale utilisée pour l’analyse de DICE et le type de validation basée sur l’image fournie par le flux de travail.

Les cas cliniques représentatifs illustrent à la fois des résultats réussis et sous-optimaux. Chez un patient atteint d’épidurite L3, la première séance d’ECT a entraîné une nécrose de <5 % et aucune amélioration clinique. La simulation a démontré rétrospectivement une couverture tumorale insuffisante au seuil de 200 V/cm, avec un ≈ Best Dice de 0,10. Une seconde intervention avec un placement révisé d’électrodes a permis d’atteindre >90 % de couverture tumorale simulée à 200 V/cm et un coefficient de Dice nettement plus élevé, correspondant à une réponse radiologique et clinique complète. Cet exemple est illustré à la Figure 5 et illustre comment la méthode peut identifier les régions sous-traitées et guider une configuration optimale des électrodes.

En revanche, un patient avec épidurite L5–S1 a montré une extension simulée de l’isodose de 300 V/cm dans le foramen droit S1, compatible avec une radiculopathie postopératoire et des signes IRM de lésions du S1 droit. La racine controlatérale est restée en dehors de la région du champ élevé. Ce cas démontre la capacité du protocole à détecter un surtraitement potentiel et à corréler l’exposition à haut champ avec les complications neurologiques observées (Figure 6).

Dans l’ensemble, ces résultats confirment que le flux de travail fournit des prévisions stables du champ électrique, peut identifier à la fois une exposition au champ insuffisante et excessive, et s’aligne bien avec les résultats cliniques et d’imagerie. Cela soutient sa pertinence potentielle pour la planification du traitement, l’optimisation du placement des électrodes et la prise de décision intraopératoire dans l’ECT spinal.

Figure 1 : Simulation du champ électrique utilisant le module AI4DEEP dans 3D Slicer. La modélisation numérique du champ a été réalisée à partir d’entrées procédurales (géométrie de l’électrode, longueur active, tension appliquée) et des conductivités tissulaires issues de la base de données IT’IS. Des cartes isodose codées par couleur allant de 50 à 600 V/cm sont superposées sur des images CT intra-procédurales dans les plans coronal (A) et axial (B), permettant une évaluation visuelle de la couverture tumorale prédite et de l’exposition des structures neuronales adjacentes. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

Figure 2 : Métriques moyennes à travers les seuils simulés du champ électrique. La couverture tumorale (courbe bleue) diminue à mesure que le seuil du champ augmente. Les coefficients des dés suivent une distribution en cloche, culminant à environ 160–200 V/cm pour la nécrose (≈0,38). Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

Figure 3 : Distribution par cas des coefficients de similarité de Dice entre les volumes isodose simulés et la nécrose tumorale post-traitement. Les coefficients de similarité de DICE ont été calculés sur des volumes 3D complets entre la nécrose tumorale segmentée post-traitement et chaque volume isodose simulé du champ électrique de 50 à 600 V/cm. De fines lignes colorées représentent les cas individuels, et la ligne rouge épaisse représente la moyenne de cohorte. Malgré une variabilité inter-cas importante, la courbe moyenne montrait une distribution en forme de cloche, avec une concordance maximale autour de 160–200 V/cm. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

Figure 4 : Exemple représentatif de segmentation de la nécrose post-traitement superposée au volume isodose simulé sélectionné. (A) CT axial intra-procédural avec électrodes en place (CTa), utilisé pour segmenter la position des électrodes et définir la géométrie du traitement. (B) IRM de suivi axiale au meilleur de réponse (IRM) après un enregistrement rigide avec un scanner intra-procédural initial (CTi). (C) Segmentation manuelle de la zone nécrotique post-traitement sur IRM (vert). (D) Superposition 3D directe de la segmentation de la nécrose et du volume isodose simulé de 200 V/cm sélectionné (jaune). Pour ce patient, la similarité de Dice à 200 V/cm était de 0,28. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

Figure 5 : Simulation du champ électrique cohérente avec la réponse anti-tumorale. Un patient de 59 ans atteint d’une épidurite L3 due au cholangiocarcinome a subi une procédure initiale qui a échoué (A,B) et a été traitée un mois plus tard à l’aide d’une configuration alternative d’aiguilles (C,D), conduisant à une réponse complète. (A) Vue coronale oblique 3D du placement de l’aiguille lors de la première procédure. (B) Carte du champ électrique (isodose de 200 V/cm) montrant une couverture tumorale insuffisante. (C) Vue oblique sagittale 3D du placement de l’aiguille lors du retraitement. (D) Carte du champ électrique (isodose 200 V/cm) montrant la couverture tumorale dépassant 90 %. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

Figure 6 : Simulation du champ électrique cohérente avec des dommages neuronaux observés. Un homme de 67 ans atteint d’un carcinome à cellules claires rénales et d’une épidurale L5–S1. (A) Simulation du champ électrique montrant les isodoses de 200 V/cm et 300 V/cm en jaune et brun, respectivement. La racine nerveuse S1 droite (flèche) est incluse dans le champ simulé, probablement en raison d’une brèche corticale et de la proximité des électrodes, tandis que la racine nerveuse gauche est épargnée. (B) IRM post-traitement confirmant l’atteinte de la racine nerveuse S1 droite (flèche), en accord avec la douleur radiculaire du côté droit et le déficit sensoriel post-procédural. Le côté gauche est resté normal à l’imagerie et cliniquement asymptomatique. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

Tableau 1 : Valeurs de conductivité électrique utilisées pour la simulation de terrain. Chaque structure anatomique s’est vu attribuer sa valeur de conductivité IT’IS correspondante (S/m) et un code couleur visuel pour la segmentation et la modélisation. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de ce tableau 1.

Affaire	Meilleurs dés pour la nécrose	Meilleure isodose (V/cm)	Couverture tumorale au mieux isodose ( %)	Meilleure réponse (0 = maladie stable ou progression, 1 = réponse partielle, 2 = réponse complète)	Événement indésirable	Type d’événement indésirable
1	0.62	120	60	2	0
2	0.77	160	86	1	1	Douleur radiculaire gauche L4-L5
3	N/A	N/A	N/A	2	0
4	0.17	500	27	1	0
5	0.32	300	48	1	1	Douleur radiculaire droite C8
6	0.02	100	91	1	0
7	0.15	160	85	2	0
8	0.64	260	83	1	0
9	0.66	220	64	2	1	L5-S1 droit Douleur radiculaire, hypoesthésie et altération de la proprioception

Tableau 2 : Résultats quantitatifs par cas. Le meilleur coefficient de similitude de dés pour la nécrose correspond au plus élevé coefficient de similarité de dé obtenu sur tous les volumes isodosiques testés comparé à la nécrose tumorale post-traitement. La meilleure isodose correspond à l’isodose associée à la valeur de dé la plus élevée. La couverture tumorale à la meilleure isodose, la meilleure réponse clinique-radiologique et les événements indésirables liés à la procédure sont également rapportés.

Discussion

Ce protocole offre un flux de travail reproductible pour la simulation du champ électrique spécifique au patient dans l’ECT spinal. Plusieurs étapes méthodologiques sont cruciales pour obtenir des prédictions précises et cliniquement interprétables. Une segmentation tumorale précise est essentielle, car la maladie épidurale est souvent mal visualisée sur un scanner intra-procédural sans contraste. La fusion de l’IRM pré-procédurale et post-procédurale est donc essentielle pour une délimitation précise de l’atteinte épidurale et vertébrale. En pratique, la fusion d’images peut reposer sur un enregistrement rigide manuel avec contrôle visuel et mesure d’erreur d’enregistrement de cible (TRE), ou sur des approches dédiées d’enregistrement multimodaux déformables lorsque un alignement plus avancé est nécessaire, comme l’appariement de champ de vision^{basé sur un patch 26}. L’enregistrement précis des paires d’activation des électrodes et de l’amplitude du champ électrique appliqué en V/cm est tout aussi crucial, car tout décalage entre les paramètres procéduraux et le modèle affecte directement la distribution simulée du champ. Un enregistrement soigneux du scanner intra-procédural avec aiguilles au scanner de planification, combiné à un ajustement manuel des segments d’électrodes à extrémité active lors de la reconstruction multiplanaire, est également nécessaire pour garantir que la géométrie modélisée reflète fidèlement la configuration clinique.

Plusieurs considérations pratiques sont apparues lors de la mise en œuvre du modèle. Le flux de travail nécessite des ressources informatiques suffisantes, avec au moins 16 Go et de préférence 32 Go de RAM pour garantir des simulations stables et rapides. Les artefacts métalliques sur le CT peuvent artificiellement entraîner une surestimation des bobines segmentées, du ciment ou de l’embolie liquide lors de l’utilisation d’outils basés sur le seuil, rendant nécessaire une correction manuelle pour éviter la déformation des structures conductrices. Le traitement de segmentations très importantes, telles que les masques de graisse corporelle complète, de poumons ou de muscles, peut surcharger la mémoire, surtout lorsque plus de dix conductivités tissulaires sont assignées. Dans ces cas, restreindre la segmentation à la région anatomique d’intérêt améliore la stabilité et réduit le temps de calcul. Ces éléments de dépannage sont importants pour maintenir la reproductibilité entre les postes de travail et les centres.

Cette méthode présente plusieurs limites. La segmentation est principalement manuelle et a été réalisée par un seul opérateur dans cette étude. En conséquence, le procédé reste long, exclut une utilisation intra-procédurale sous sa forme actuelle et ne permet pas d’évaluer la reproductibilité interopérateur. Le modèle repose sur des valeurs de conductivité linéaires et statiques et ne prend pas en compte les changements dynamiques de conductivité survenant lors de l’électroporation, qui peuvent affecter la distribution spatiale du champ. L’absence de modélisation pharmacocinétique de la bléomycine représente une autre source de divergence : une électroporation efficace ne garantit pas la disponibilité des médicaments, et la nécrose peut être inférieure au volume électroporé simulé dans les tumeurs hypoperfusées ou précédemment irradiées. Des inexactitudes d’enregistrement entre le scanner et l’IRM peuvent également influencer la comparaison tumeur-isodose. Les coefficients de DICE ont été calculés sur des volumes 3D complets et sont restés modestes en termes absolus, ce qui est attendu dans l’ECT spinal car les électrodes peuvent être placées délibérément à une certaine distance de la tumeur épidurale pour limiter le risque de lésion neuronale. Dans ce contexte, l’information principale réside moins dans les valeurs absolues de DICE que dans leur répartition selon les seuils isodoses, qui a été utilisée pour identifier la plage correspondant le mieux au volume nécrotique observé après l’ECT.

Comparé aux études numériques existantes sur l’électrochimiothérapie spinale, qui ont principalement évalué des configurations théoriques ou des approches transpédiculaires dans des géométries simplifiées, ce protocole offre un flux de travail entièrement spécifique au patient, basé sur des ensembles de données d’imagerie réelles et des configurations d’électrodes délivrées^{cliniquement 15,16}. L’identification de la plage de 160–200 V/cm comme la plus concordante avec la nécrose post-traitement est cohérente avec l’échelle relative observée lors de l’électroporation irréversible utilisant la même méthode numérique, où une isodose de 400 V/cm est corrélée avec précision avec le contrôle local^{de la tumeur 22,23}. Bien que les seuils diffèrent entre les techniques, la relation relative entre la force du champ et la réponse efficace des tissus semble préservée, ce qui soutient la pertinence de la planification basée sur la simulation. Cependant, cette plage doit être considérée comme spécifique au flux de travail actuel et interprétée comme un seuil empirique plutôt que comme un seuil mécanistique d’ECT applicable à d’autres modèles, stratégies de segmentation ou protocoles cliniques.

Cette méthode a plusieurs applications potentielles. Il peut soutenir la planification pré-procédurale en testant des géométries alternatives des électrodes et en évaluant la couverture tumorale avant traitement. Avec l’automatisation future de la segmentation CT/IRM, le flux de travail pourrait être intégré dans un guidage intra-procédural pour affiner le positionnement des électrodes. L’intégration d’estimations basées sur la perfusion de la distribution de la bléomycine, par exemple par IRM pré-procédurale corrélée à l’absorption locale du médicament, pourrait améliorer la prédiction du volume électroporé effectif. Une IRM post-ECT précoce pourrait également aider à identifier la zone électroporée immédiate avant le remodelage tissulaire secondaire, comme rapporté dans l’électroporation^{irréversible 27}. Une validation prospective et multicentrique supplémentaire sera nécessaire pour affiner les seuils de terrain, évaluer la reproductibilité entre opérateurs et définir des marges de sécurité optimales. Une courbe d’apprentissage courte est attendue, bien que la précision de segmentation s’améliore après les premiers cas, et les segmentations corrigées puissent être réutilisées comme modèles.

Matériaux

Liste des matériaux utilisés dans cet article

Nom	Entreprise	Numéro de catalogue	Commentaires
3D Slicer	3D Slicer (open-source)	N/A	Version 5.6.2.
Module AI4DEEP (extension de 3D Slicer)	AI4DEEP	N/A	Module de simulation de champ électrique utilisé au sein de 3D Slicer.
Cliniporator VITAE	IGEA	IG0012A	Générateur d'impulsions utilisé pour l'électrochimiothérapie
Suite d'angiographie hybride angio-CT (Alphenix 4D CT + Aquilion ONE)	Canon Medical Systems	TSX-305A	Système d'angiographie intégré (Alphenix) et scanner CT (Aquilion ONE) dans une seule pièce ; utilisé pour l'imagerie CT intraprocédurale et la guidance procédurale.
Électrodes à aiguille droites "VGD"	IGEA	IG0E726	Longueur active : 20 mm / 30 mm / 40 mm (sélectionner selon la taille et l'anatomie de la cible).
Station de travail	Dell	N/A	Station de travail Dell, intelVPro ISM, Windows 11 - 16 GB RAM ; utilisée pour le traitement d'images et les simulations.