三維分層腦組織的建立及DBS刺激電極下移仿真研究

王 琦,陳義保,柴永生,李 巖,劉希寬,李 林,劉宇航

(煙臺(tái)大學(xué)機(jī)電汽車工程學(xué)院,山東 煙臺(tái) 264005)

受環(huán)境、社會(huì)壓力、老齡化等因素的影響,人腦內(nèi)部某些核團(tuán)會(huì)出現(xiàn)工作異常的現(xiàn)象,導(dǎo)致越來越多的人患上了神經(jīng)系統(tǒng)疾病[1],此類疾病主要有帕金森病、癲癇等．帕金森病患者主要表現(xiàn)為身體運(yùn)動(dòng)遲緩,動(dòng)作僵硬,手腳等部位震顫,晚期還伴隨有嚴(yán)重的并發(fā)癥[2],嚴(yán)重影響了患者的生活質(zhì)量,目前,醫(yī)師們多采用深部腦刺激術(shù)(Deep brain stimulation,DBS)來治療帕金森?。瓺BS是通過手術(shù)的方式在腦內(nèi)特定位置放置刺激電極,通過電刺激的方式來抑制細(xì)胞核團(tuán)的異常放電狀況[3]．目前,深部腦刺激手術(shù)尤其對(duì)丘腦底核(Sub-thaiamic nucleus,STN)的刺激術(shù)為帕金森病的重要治療方法．

對(duì)STN定位的精確與否直接影響到手術(shù)的成功,術(shù)中開顱過程腦脊液的流失和空氣進(jìn)入顱內(nèi)可能會(huì)導(dǎo)致腦組織的漂移,進(jìn)而影響靶點(diǎn)的準(zhǔn)確定位,電極往往過深,固定電極時(shí),固定帽的下壓也可能造成電極的移位[4],術(shù)后患者劇烈的牽拉運(yùn)動(dòng)也可能導(dǎo)致電極的移位,電極的移位、折斷,植入設(shè)備故障等狀況在術(shù)后任何時(shí)候都有可能發(fā)生,有時(shí)需要再次手術(shù),給病人帶來不必要的痛苦和麻煩[5]．

為了研究電極的移位給腦組織帶來的影響,本文基于真實(shí)人腦的解剖學(xué)結(jié)構(gòu)構(gòu)建分層腦組織模型,并對(duì)電極下移2、3、4、5 mm過程進(jìn)行仿真,為了模擬真實(shí)的手術(shù)環(huán)境,本文對(duì)腦膜結(jié)構(gòu)進(jìn)行了重建并施加固定約束,刺激電極模型基于DBS手術(shù)常用的型號(hào)為3389神經(jīng)刺激電極進(jìn)行建立,基于DBS醫(yī)師手部動(dòng)作估計(jì)控制刺激電極下移速度為5 mm/s,通過三維有限元仿真方法得到腦組織內(nèi)部可視化位移結(jié)果和靶點(diǎn)下移數(shù)據(jù),并在不同的電極-腦組織摩擦系數(shù)情況下進(jìn)行了結(jié)果的對(duì)比,以期為臨床醫(yī)學(xué)提供一定的數(shù)據(jù)參考．

1 方 法

1.1 三維腦組織模型的建立

為了體現(xiàn)腦組織各向異性的材料屬性,本文中分別構(gòu)建丘腦底核(腦深部刺激靶點(diǎn))、灰質(zhì)、白質(zhì)、刺激電極四部分結(jié)構(gòu)并分層定義材料屬性,其中,采用黏彈性屬性定義腦組織材料．通過創(chuàng)建腦膜結(jié)構(gòu)固定腦組織,向電極施加位移加載并控制電極下移速度來模擬真實(shí)手術(shù)條件．本文基于手術(shù)穿刺路徑建立各部分組織,穿刺進(jìn)針的基本原則是避開腦溝、腦室和其他重要核團(tuán),穿刺路徑上的主要腦組織依次為灰質(zhì)、白質(zhì)、丘腦底核,所以主要針對(duì)這三部分腦組織進(jìn)行建模,具體建模流程如下:

(1)利用Mimics軟件提取灰度值不同的腦組織,得到面網(wǎng)格模型并控制網(wǎng)格質(zhì)量．

(2)在Mimics將面網(wǎng)格導(dǎo)出為STL格式并導(dǎo)入Hypermesh軟件中進(jìn)行體網(wǎng)格的生成．

(3)在Hypermesh中將體網(wǎng)格導(dǎo)出為inp格式并導(dǎo)入ANSYSWorkbench的FE(finite element)模塊中生成對(duì)應(yīng)的模型．

1.1.1 Mimics建立腦組織面網(wǎng)格模型 利用醫(yī)學(xué)建模軟件Mimics建立各部分腦組織,該軟件的閾值分割功能可以基于人腦的斷層掃描圖譜建立人體組織,其中成年男性的頭頸部斷層掃描圖譜等資料來源于山東省醫(yī)學(xué)影像學(xué)研究所．建立的模型包括STN、灰質(zhì)、白質(zhì)和電極等結(jié)構(gòu),參照腦立體定向圖譜找到丘腦底核并構(gòu)建,如圖1(a)所示為丘腦底核分別在水平面,冠狀面,矢狀面的位置[6],構(gòu)建的丘腦底核在三維腦組織中的位置如圖1(b)所示．

圖1 丘腦底核在顱內(nèi)的位置

在Mimics中利用閾值分割功能先提取全腦模型,再建立腦灰質(zhì)模型,對(duì)各部分腦組織面網(wǎng)格質(zhì)量進(jìn)行控制后,利用Mimics中的布爾操作功能執(zhí)行布爾減操作得到白質(zhì)模型．在Mimics中由質(zhì)量參數(shù)Q(Quality parameter)來衡量三角網(wǎng)格質(zhì)量:

其中,H表示三角形的高,B表示三角形的底邊長(zhǎng),Q越接近1表示三角網(wǎng)格質(zhì)量越高,在有限元分析中,通常取Q為0.3～0.4之間[7],以灰質(zhì)為例,將形狀參數(shù)控制為0.35進(jìn)行網(wǎng)格優(yōu)化操作,圖2(a)、(b)所示為相應(yīng)網(wǎng)格質(zhì)量對(duì)應(yīng)的網(wǎng)格數(shù)量(橫坐標(biāo)為質(zhì)量,縱坐標(biāo)為數(shù)量)．未經(jīng)過網(wǎng)格優(yōu)化的面網(wǎng)格數(shù)量龐大,且低于網(wǎng)格質(zhì)量系數(shù)0.35的網(wǎng)格數(shù)為整體的5%,經(jīng)過網(wǎng)格優(yōu)化和縮減處理后的面網(wǎng)格全部達(dá)到了質(zhì)量要求,并且數(shù)量?jī)H為處理之前的十分之一．建立好的腦組織殼體模型如圖3所示．

圖2 面網(wǎng)格優(yōu)化

在植入刺激電極之前要先植入微記錄電極,微記錄電極會(huì)探測(cè)到異常放電的神經(jīng)核團(tuán)從而確定刺激電極的最佳植入位置,微電極植入方法是通過一根由額中回穿刺至STN附近的導(dǎo)管植入,確定STN最終位置后,植入刺激電極[8]．選擇額中回為穿刺起點(diǎn)可以避免破壞血管或其他重要核團(tuán),防止腦脊液的流失,在Mimics軟件中,只需要在額中回和STN上確定兩點(diǎn)即可確定穿刺路徑,在顱骨上創(chuàng)建一點(diǎn),使三點(diǎn)在一條直線上,導(dǎo)出穿刺路徑為txt格式,坐標(biāo)系默認(rèn),穿刺路徑上點(diǎn)坐標(biāo)如表1所示,點(diǎn)1為額中回穿刺點(diǎn),點(diǎn)2為STN上的點(diǎn),點(diǎn)3為顱骨上的點(diǎn)．

圖3 腦組織殼體模型

在DBS手術(shù)中,細(xì)胞異常放電的記錄過程多采用FHC公司生產(chǎn)的微電極和電生理記錄系統(tǒng),其中微電極材料為金屬鎢．深部腦刺激手術(shù)使用的刺激電極為Medtronic公司生產(chǎn),由刺激觸點(diǎn)的長(zhǎng)度和間距不同分為3387、3389、3391等不同型號(hào),其中3389型號(hào)的刺激電極多用于STN的刺激,電極的導(dǎo)線及刺激觸點(diǎn)部分材料為鉑銥合金,電極的直徑為1.27 mm[9-10],基于表1的數(shù)據(jù)創(chuàng)建電極,Point3設(shè)置為電極的起點(diǎn),Point2設(shè)置為電極的終點(diǎn),電極的直徑為1.27 mm創(chuàng)建電極并和各部分腦組織進(jìn)行布爾操作,電極和腦組織接觸的部分區(qū)域網(wǎng)格得到加密以控制模擬計(jì)算結(jié)果更加準(zhǔn)確,得到的腦組織-電極模型如圖4所示．

表1 穿刺路徑空間坐標(biāo)

圖4 腦組織-電極模型

1.1.2 Hypermesh生成體網(wǎng)格 在Mimics中將模型導(dǎo)出為STL格式的文件,STL文件是三角網(wǎng)格文件,將STL文件導(dǎo)入Hypermesh中,用Tetra功能由面網(wǎng)格生成體網(wǎng)格,由于腦組織模型極度不規(guī)則,在生成體網(wǎng)格的過程中會(huì)出現(xiàn)重疊和交叉單元,可以用網(wǎng)格刪除和replace功能對(duì)重疊和交叉單元進(jìn)行刪除和節(jié)點(diǎn)移動(dòng)的處理,處理好生成的體網(wǎng)格如圖5所示．

圖5 腦組織體網(wǎng)格模型

1.1.3 導(dǎo)入FE模塊生成幾何體 在Hypermesh中將網(wǎng)格導(dǎo)出為inp文件,在workbench中的FE有限元模塊可以導(dǎo)入inp文件,聯(lián)合分析模塊可以自動(dòng)由網(wǎng)格生成幾何體．具體的單元信息如表2．圖6分別為各個(gè)部分的側(cè)視和俯視圖．

電極型號(hào)為3389的刺激電極前段7.5 mm為刺激區(qū)域,成功的腦深部刺激手術(shù)電極的植入部位應(yīng)該使得刺激區(qū)域準(zhǔn)確地插入丘腦底核,如圖7所示．

表2 各部分模型網(wǎng)格信息表

圖6 Workbench腦組織網(wǎng)格模型

圖7 Workbench中生成的腦組織幾何模型

1.2 腦組織材料的定義及邊界條件

1.2.1 腦組織材料的定義 腦組織外形極度不規(guī)則,其內(nèi)部存在多種功能性核團(tuán),許多核團(tuán)以不同的排列方式存在,所以表現(xiàn)出非均質(zhì)和各向異性的特性,許多學(xué)者已經(jīng)對(duì)腦組織進(jìn)行了大量的材料屬性研究,腦組織表現(xiàn)出非常復(fù)雜的材料特性,具有明顯的非線性、黏彈性等材料力學(xué)屬性,目前,常用的腦組織材料力學(xué)測(cè)試方法為剪切、壓縮及拉伸試驗(yàn)等[11-12],荷蘭的Dommelon及美國的Prevost利用壓痕試驗(yàn)探究了腦組織的屬性,證明了腦組織的黏彈性特征[13-14]．李巖研究了腦組織刺破后穿刺路徑上的腦組織區(qū)域性差異,分為3類:淺層腦組織、腦室旁組織、丘腦腦組織,通過實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)嚙合出三階Prony級(jí)數(shù)中各項(xiàng)參數(shù)的數(shù)值[15],如表3所示．

表3 三階Prony級(jí)數(shù)參數(shù)值[15]

用Prony級(jí)數(shù)表達(dá)黏彈性屬性的基本形式為

(1)

(2)

(3)

(4)

式(3)(4)中G0和K0分別為黏彈性材質(zhì)的瞬態(tài)模量,定義式如下:

(5)

(6)

在Workbench中定義模型的黏彈性需要定義剪切模量、松弛時(shí)間和相對(duì)模量,表3中Ctx和CR是淺層腦組織,RG1和RG2為腦室旁組織,Sth和Dth為丘腦組織,本文利用CR的數(shù)據(jù)定義腦灰質(zhì),用RG1的數(shù)據(jù)定義腦白質(zhì),Sth數(shù)據(jù)定義丘腦底核組織．由式(3)、(4)計(jì)算得到的數(shù)據(jù)如表4、5、6所示．灰質(zhì)、白質(zhì)、丘腦底核剪切模量依次是191 Pa,236 Pa,148 Pa．

表4 灰質(zhì)材料屬性

表5 白質(zhì)材料屬性

表6 丘腦底核材料屬性

1.2.2 腦組織邊界條件 人的頭部由外到內(nèi)依次為頭皮、顱骨、硬腦膜、蛛網(wǎng)膜和軟腦膜,腦的被膜對(duì)腦有支撐,保護(hù)和營(yíng)養(yǎng)功能,為了模擬腦膜對(duì)大腦的支持作用,在Workbench中FE有限元模塊中由網(wǎng)格創(chuàng)建面結(jié)構(gòu)對(duì)腦膜結(jié)構(gòu)進(jìn)行了模擬如圖8所示．

圖8 腦膜結(jié)構(gòu)

為了模擬手術(shù)過程中腦組織在顱內(nèi)的狀態(tài),創(chuàng)建腦膜結(jié)構(gòu)包括大腦左、右,小腦左、右,延髓和中腦部分,在Workbench中分別給這五部分添加固定約束．丘腦底核、白質(zhì)、灰質(zhì)之間采用Bonded接觸方式,刺激電極和各腦組織之間采用Frictional接觸方式．在DBS手術(shù)中,由于腦膜結(jié)構(gòu)比腦組織堅(jiān)硬,在進(jìn)行腦組織穿刺之前要先將硬腦膜和蛛網(wǎng)膜切開再進(jìn)行穿刺,如圖8(c)所示,穿刺區(qū)域周圍不添加腦膜結(jié)構(gòu),來模擬手術(shù)中切開的部分腦膜．

2 結(jié) 果

經(jīng)查閱相關(guān)資料得,電極植入位置往往過深,這可能是由于開顱后腦脊液的泄漏和空氣進(jìn)入顱內(nèi)造成的,電極的下移數(shù)據(jù)大體在4～6 mm區(qū)間內(nèi),且安裝電極固定帽的過程中也可能造成電極下移,臨床上在固定電極時(shí)往往將電極向外拔出1～2 mm,本文將腦組織和電極的相對(duì)位移加載在了電極上,對(duì)電極下移2、3、4、5 mm分別在摩擦系數(shù)μ=0.05和μ=0.1情況下進(jìn)行了仿真分析,控制電極的位移速度為5 mm/s,如圖9,10所示．圖9所示為腦組織在摩擦系數(shù)為0.1情況下電極下移給腦組織帶來的影響,圖10為丘腦底核參考點(diǎn)位移．當(dāng)電極下移2 mm時(shí),丘腦底核參考點(diǎn)下移1.028 5 mm,電極下移3 mm時(shí),丘腦底核參考點(diǎn)下移1.572 3 mm,電極下移4 mm時(shí),丘腦底核參考點(diǎn)下移2.134 2 mm,電極下移5 mm時(shí),丘腦底核參考點(diǎn)下移2.706 9 mm．

圖9 腦組織位移云圖(μ=0.1)

圖10 丘腦底核參考點(diǎn)位移(μ=0.1)

圖11為在摩擦系數(shù)為0.05情況下電極下移腦組織位移云圖,圖12為丘腦底核參考點(diǎn)下移距離．當(dāng)電極下移2 mm時(shí),丘腦底核參考點(diǎn)下移1.005 2 mm．電極下移3 mm時(shí),丘腦底核參考點(diǎn)下移1.521 5 mm．電極下移4 mm時(shí),丘腦底核參考點(diǎn)下移2.053 5 mm,當(dāng)電極下移5 mm時(shí),丘腦底核參考點(diǎn)下移2.596 4 mm．

圖11 腦組織位移云圖(μ=0.05)

圖12 丘腦底核參考點(diǎn)位移(μ=0.05)

3 討 論

本文基于穿刺路徑上的腦組織進(jìn)行了三維重建,并用線彈性、黏彈性描述了腦組織的材料屬性,針對(duì)手術(shù)過程中電極下移的過程進(jìn)行了仿真研究,電極下移可能由于術(shù)中腦脊液的泄露和空氣的進(jìn)入顱內(nèi)導(dǎo)致腦組織形狀改變有關(guān),在電極固定帽的安裝過程中也可能導(dǎo)致電極下移,本文旨在研究電極下移對(duì)靶點(diǎn)位置的影響,將腦組織固定,電極和腦組織之間的相對(duì)位移被等效地添加到電極上．分別對(duì)電極下移2、3、4、5 mm在摩擦系數(shù)為0.05和0.1的情況下進(jìn)行了仿真,通過對(duì)腦組織內(nèi)部位移分布結(jié)果的觀察得到,隨著刺激電極的下移,和電極接觸部分的腦組織會(huì)產(chǎn)生位移,灰質(zhì)和白質(zhì)部分的位移顯然是由于電極對(duì)腦組織的摩擦作用造成的,腦組織最大位移點(diǎn)存在于和刺激電極尖端接觸的部分腦組織中,顯然這是由于刺激電極尖端對(duì)腦組織的擠壓作用造成的,由于丘腦底核的位置在刺激電極尖端附近,且核團(tuán)內(nèi)部和電極存在接觸,所以丘腦底核的下移應(yīng)為電極對(duì)腦組織的摩擦作用和擠壓作用共同造成的結(jié)果．以摩擦系數(shù)為變量,當(dāng)電極分別下移2、3、4、5 mm時(shí),將摩擦系數(shù)從0.1降低為0.05可以分別使靶點(diǎn)位移降低2.3%、3.2%、3.7%、4%,說明摩擦作用對(duì)丘腦底核造成的位移是非常小的,造成丘腦底核下移的主要原因是電極尖端對(duì)丘腦底核下層腦組織擠壓作用產(chǎn)生的．綜上所述,電極的下移會(huì)造成靶點(diǎn)的漂移,下移的數(shù)值近似為電極下移數(shù)值的一半,減小電極和腦組織之間的摩擦系數(shù)可以減少靶點(diǎn)漂移現(xiàn)象,但影響較小,在腦組織整體位置不改變僅考慮電極位置下移情況下,靶點(diǎn)移位主要是由于刺激電極對(duì)丘腦底核下層腦組織的擠壓而產(chǎn)生的．

腦組織被硬腦膜、蛛網(wǎng)膜、軟腦膜等背膜包裹,其內(nèi)部還存在復(fù)雜的血管網(wǎng)絡(luò)系統(tǒng),血管可以對(duì)腦組織起到一定的固定作用,在以后的工作中,可以考慮將血管等結(jié)構(gòu)添加到模型當(dāng)中,使模型更加貼近真實(shí)的腦組織,仿真結(jié)果更加有說服力．