經(jīng)顱磁刺激導(dǎo)航個(gè)性化模型構(gòu)建方法

張 蕓 丁 輝 王廣志

清華大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程系，北京 100084

引言

經(jīng)顱磁刺激(transcranial magnetic stimulation，TMS)是一種無創(chuàng)安全、操作簡單的神經(jīng)刺激技術(shù)[1]。作為神經(jīng)調(diào)控的重要工具，TMS 廣泛應(yīng)用于神經(jīng)精神類疾病的診斷與治療。其中，TMS 線圈不準(zhǔn)確、不穩(wěn)定和難以重復(fù)定位，會(huì)導(dǎo)致神經(jīng)系統(tǒng)疾病診斷結(jié)果存在變異性[2]，也會(huì)導(dǎo)致精神類疾病治療存在異質(zhì)性[3]。無框架立體定位系統(tǒng)與TMS 技術(shù)結(jié)合，可以很好地解決TMS 線圈定位的問題。這種導(dǎo)航TMS(navigated TMS，nTMS)的主要原理是基于個(gè)性化三維影像，制定個(gè)性化刺激計(jì)劃，通過三維影像與物理空間注冊(cè)，實(shí)現(xiàn)刺激計(jì)劃到物理空間的映射，最終實(shí)現(xiàn)影像引導(dǎo)下刺激線圈的準(zhǔn)確定位定向[4]。

影像引導(dǎo)是nTMS 的重要組成部分，它的前提是擁有患者的磁共振影像(magnetic resonance imaging，MRI)。在臨床上，一些禁忌癥，如體內(nèi)存在電磁性、鐵磁性或機(jī)械植入設(shè)備(包括心臟復(fù)律除顫器、心臟起搏器、金屬碎片、血管夾、人工耳蝸或眼內(nèi)植入物)，以及患有幽閉恐懼癥或癲癇病等，造成部分患者無法獲得MRI。同時(shí)，MRI 掃描費(fèi)用會(huì)額外增加患者的經(jīng)濟(jì)負(fù)擔(dān)，造成患者對(duì)nTMS 的接受度降低。這些情況都會(huì)導(dǎo)致nTMS 無法使用。

個(gè)性化近似影像已經(jīng)被廣泛應(yīng)用在腦電溯源的研究中[5]。由于其中的近似影像構(gòu)建需要佩戴腦電帽，且腦電溯源的關(guān)注精度與nTMS 不同，所以這些近似影像構(gòu)建方法及精度結(jié)果在nTMS 中不完全適用，而針對(duì)nTMS 的近似影像研究較少。2012年，Carducci 等報(bào)道了基于近似影像nTMS 的定位可靠性[6]，但是沒有公開近似影像的構(gòu)建方法。2020年，F(xiàn)leischmann 等對(duì)比發(fā)現(xiàn)，基于MRI 和基于近似影像引導(dǎo)的nTMS 評(píng)估運(yùn)動(dòng)皮層興奮性的結(jié)果具有一致性，進(jìn)一步說明基于近似影像nTMS 的可靠性，然而其中近似影像的構(gòu)建需要借助外部工具箱[7]來實(shí)現(xiàn)，過程復(fù)雜且依賴于技術(shù)人員的經(jīng)驗(yàn)，同時(shí)也沒有針對(duì)近似影像的結(jié)構(gòu)精度進(jìn)行分析。綜上分析，專門針對(duì)nTMS 的近似影像便捷構(gòu)建方法、精度研究以及精度是否滿足一些nTMS 定位需求都是未知的。

為了解決上述問題，本研究提出一種基于標(biāo)準(zhǔn)模板變形的方法，實(shí)現(xiàn)個(gè)性化模型的構(gòu)建，以替代MRI 用于nTMS。首先獲取患者頭皮輪廓信息，其次重建成頭皮表面，并在重建頭皮和標(biāo)準(zhǔn)模板頭皮上定位變形控制點(diǎn)，最后結(jié)合控制點(diǎn)配對(duì)信息，實(shí)現(xiàn)標(biāo)準(zhǔn)模板到患者頭皮的變形，建立個(gè)性化模型。通過實(shí)驗(yàn)分析個(gè)性化模型的頭皮精度、腦表面精度以及腦靶點(diǎn)精度，探討模型在臨床上的適用性。

1 材料和方法

圖1為個(gè)性化模型構(gòu)建流程。通過標(biāo)準(zhǔn)模板空間到患者頭部空間的變形變換，實(shí)現(xiàn)標(biāo)準(zhǔn)模板頭皮到患者頭皮的匹配，從而建立個(gè)性化模型。首先，利用定位裝置，獲取患者頭皮的輪廓點(diǎn)信息；其次，借助泊松表面重建方法，實(shí)現(xiàn)輪廓點(diǎn)到頭皮表面的重建；接著，通過定位多條頭皮曲線，實(shí)現(xiàn)重建頭皮與標(biāo)準(zhǔn)模板頭皮上控制點(diǎn)的定位；最后，基于控制點(diǎn)對(duì)信息結(jié)合薄板樣條插值方法，實(shí)現(xiàn)標(biāo)準(zhǔn)模板到患者頭皮的變形。

圖1 個(gè)性化模型構(gòu)建流程Fig.1 Individualized model construction flow chart

1.1 頭皮輪廓點(diǎn)獲取

TMS 過程往往不要求患者剃發(fā)。所以，大面積頭皮輪廓點(diǎn)的獲取是個(gè)難題。為解決這個(gè)問題，并結(jié)合后續(xù)輪廓點(diǎn)的處理需求，利用nTMS 光學(xué)定位裝置及探針來拾取頭皮輪廓點(diǎn)。如圖2所示，患者佩戴跟蹤頭架，探針尖端輕觸患者頭皮，光學(xué)定位裝置記錄多個(gè)跟蹤工具的空間位姿信息，包括定位裝置坐標(biāo)系下探針坐標(biāo)系的實(shí)時(shí)位姿、 跟蹤頭架坐標(biāo)系的實(shí)時(shí)位姿。由于探針尖端在探針坐標(biāo)系下的位姿已知，頭皮輪廓點(diǎn)在跟蹤頭架坐標(biāo)系下的位姿(即探針尖端位姿)，可以計(jì)算如下:

圖2 頭皮輪廓點(diǎn)獲取Fig.2 Diagram of scalp contour points obtaining

為了提高拾取效率，在nTMS 交互界面提示下完成整個(gè)頭部輪廓點(diǎn)的拾取。為了保證完整性，頭皮輪廓點(diǎn)需要覆蓋到鼻子下方。同時(shí)，為了后續(xù)控制點(diǎn)定位，需要拾取3 個(gè)面部解剖點(diǎn)，包括左耳前端、右耳前端和鼻根。

1.2 頭皮泊松重建

人工獲取的頭皮輪廓點(diǎn)分布不均勻，作為控制點(diǎn)來約束標(biāo)準(zhǔn)模板變形，存在標(biāo)準(zhǔn)模板頭皮上對(duì)應(yīng)控制點(diǎn)難定位的問題，容易造成變形過程中解剖結(jié)構(gòu)的扭曲錯(cuò)位。為了解決這個(gè)問題，需要在患者頭皮和標(biāo)準(zhǔn)模板頭皮上定位統(tǒng)一的控制點(diǎn)，而控制點(diǎn)定位的前提是擁有平滑的頭皮表面。本研究選用了融合全局和局部優(yōu)點(diǎn)的泊松重建算法[8]，實(shí)現(xiàn)頭皮輪廓點(diǎn)到頭皮表面的重建。泊松重建的基本思想是建立表面采樣點(diǎn)與表面指示函數(shù)的積分關(guān)系，結(jié)合劃分塊的方法，獲得采樣點(diǎn)的向量場，計(jì)算指示函數(shù)梯度場的逼近，從而建立泊松方程。通過拉普拉斯矩陣迭代實(shí)現(xiàn)泊松方程求解，并結(jié)合移動(dòng)立方體法提取等值面，得到被測物體的表面。由于泊松重建算法較為成熟[8]，這里就不再贅述。

1.3 控制點(diǎn)定位

為了實(shí)現(xiàn)重建頭皮和標(biāo)準(zhǔn)模板頭皮上控制點(diǎn)的統(tǒng)一定位，筆者選用一種類似腦電電極定位的方法來確定控制點(diǎn)。腦電電極[9]均勻分布于整個(gè)頭部，且電極位置具有一定的解剖學(xué)意義。盡管本研究的控制點(diǎn)定義方法類似國際腦電電極系統(tǒng)，但是分布更加稠密?？刂泣c(diǎn)位置由頭皮解剖點(diǎn)定義的多條曲線生成，解剖點(diǎn)包括左耳前端、右耳前端和鼻根以及由它們定義的枕骨隆凸和頂點(diǎn)。首先，如圖3(a)所示，定義解剖點(diǎn)、矢狀線和橫斷線。枕骨隆凸的定義是鼻根與左右耳前端中心連線與頭皮的交點(diǎn)。頂點(diǎn)的定義是左右耳前端中心，沿鼻根—左耳前端—右耳前端平面法向量的射線與頭皮的交點(diǎn)。矢狀線的定義是頭皮與鼻根—頂點(diǎn)—枕骨隆凸平面相交形成的曲線。定義距離鼻根和枕骨隆凸10%矢狀線長度的點(diǎn)為鼻根輔助點(diǎn)和枕骨隆凸輔助點(diǎn)，基于這兩個(gè)點(diǎn)定義平行于鼻根—左耳前端—枕骨隆凸平面的橫斷平面，該平面與頭皮相交形成橫斷線。其次，如圖3(b)所示，定義冠狀線。在橫斷線上，以距離鼻根輔助點(diǎn)恒定長度放置控制點(diǎn)；在矢狀線上，以距離鼻根輔助點(diǎn)恒定長度放置控制點(diǎn)?；跈M斷線上左右對(duì)稱點(diǎn)和矢狀線上對(duì)應(yīng)點(diǎn)確定冠狀平面，與頭皮相交，形成冠狀線。最后，如圖3(c)所示，定義所有控制點(diǎn)。縮短矢狀線、橫斷線和冠狀線上控制點(diǎn)間隔，同時(shí)增加多條輔助曲線并忽略重疊點(diǎn)，將控制點(diǎn)數(shù)量增加至幾百個(gè)。按照上述控制點(diǎn)定位方式，實(shí)現(xiàn)了重建頭皮和標(biāo)準(zhǔn)模板頭皮的控制點(diǎn)定位。

圖3 控制點(diǎn)定義示意。(a)定義解剖點(diǎn)、矢狀線、橫斷線；(b)定義冠狀線；(c)定義所有控制點(diǎn)Fig.3 Diagram of control points definition. (a)Anatomical landmark points，sagittal lines and transverse lines definition； (b)Coronal lines definition； (c)All control points definition

1.4 標(biāo)準(zhǔn)模板變形

為了基于控制點(diǎn)實(shí)現(xiàn)標(biāo)準(zhǔn)模板到重建頭皮的變形，選用了一種基于特征點(diǎn)匹配的非剛性圖像配準(zhǔn)算法——薄板樣條插值算法(thin plate spline，TPS)[10]。TPS 方法是一種散亂數(shù)據(jù)插值變形方法，它可在標(biāo)準(zhǔn)模板x和重建頭皮y之間建立一個(gè)光滑的三維位移插值函數(shù)f，從而實(shí)現(xiàn)三維網(wǎng)格的非剛性變形，且保持控制點(diǎn)對(duì)的嚴(yán)格重合。該三維插值函數(shù)由仿射變換部分和非線性變換部分構(gòu)成，有

式中:Mx + t為全局仿射變換多項(xiàng)式，φ(x -xj)為局部非線性變換多項(xiàng)式；λj為控制點(diǎn)xj對(duì)應(yīng)的權(quán)重系數(shù)；φ(x - xj)為TPS 基函數(shù)，定義

將m個(gè)控制點(diǎn)xj代入式(2)構(gòu)成方程組，通過約束條件計(jì)算得到λj、M和t的值，最終得到標(biāo)準(zhǔn)模板到重建頭皮的變形函數(shù)f(x)。

1.5 驗(yàn)證

在nTMS 中，個(gè)性化影像數(shù)據(jù)用于確定刺激計(jì)劃。8 字形線圈(70 mm 直徑Alpha 線圈)作為經(jīng)顱磁刺激儀(Rapid2，Magstim，UK)的常用刺激工具，其有效刺激深度可到達(dá)頭皮下方10 ～20 mm[11]，與頭皮到腦表面距離接近[12]，主要實(shí)現(xiàn)大腦皮層的刺激。所以所關(guān)注的刺激計(jì)劃包括基于功能信息確定腦靶點(diǎn)、基于腦靶點(diǎn)確定腦表面靶點(diǎn)、基于腦表面靶點(diǎn)確定頭皮靶點(diǎn)。由本方法構(gòu)建的個(gè)性化模型在用于nTMS 時(shí)，其頭皮、腦表面以及腦靶點(diǎn)的精度決定了其是否能夠適用于nTMS。通過實(shí)驗(yàn)對(duì)個(gè)性化模型的頭皮、腦表面以及腦靶點(diǎn)精度進(jìn)行驗(yàn)證，nTMS 定位裝置選用光學(xué)追蹤設(shè)備(Polaris Vicra，Northern Digital Inc，Canada)進(jìn)行頭皮輪廓點(diǎn)位置測量，其測量精度為0.25 mm。

1.5.1 頭皮精度驗(yàn)證

個(gè)性化模型的構(gòu)建過程涉及多個(gè)可控制參數(shù)，如頭皮重建中輪廓點(diǎn)數(shù)量、標(biāo)準(zhǔn)模板變形中控制點(diǎn)數(shù)量等。為了量化這些參數(shù)對(duì)個(gè)性化模型精度的影響，筆者以頭型模型為研究對(duì)象設(shè)計(jì)實(shí)驗(yàn)，探討輪廓點(diǎn)數(shù)量對(duì)重建重復(fù)性精度和重建精度的影響，以及控制點(diǎn)數(shù)量對(duì)變形精度的影響。

為了研究輪廓點(diǎn)數(shù)量的影響，利用探針在頭型模型表面拾取3 000 個(gè)點(diǎn)Pi(i=1，2，…，5)，重復(fù)該過程5 次。從Pi中隨機(jī)采樣n個(gè)點(diǎn)Pi，n(n=500，1 000，…，3 000)，由Pi，n重建得頭皮Si，n，比較Si，n與Si+1，n的距離，計(jì)算距離平均值Di，n和標(biāo)準(zhǔn)差Stdi，n。由于重建頭皮覆蓋范圍存在不完全重疊，所以只將距離小于2 mm 的點(diǎn)納入計(jì)算范圍。計(jì)算作為重建重復(fù)性精度和標(biāo)準(zhǔn)差。以頭型模型的計(jì)算機(jī)斷層影像(computed tomography，CT)頭皮為標(biāo)準(zhǔn)，比較Si，n與CT 頭皮的距離，計(jì)算距離平均值，作為重建精度，對(duì)5 次結(jié)果進(jìn)行統(tǒng)計(jì)。同樣，考慮二者不完全重疊，所以只將距離小于3 mm 的點(diǎn)納入計(jì)算范圍。其中，CT 頭皮由CT 數(shù)據(jù)通過3D Slicer 軟件[13]，手動(dòng)提取。

為了研究控制點(diǎn)數(shù)量的影響，在頭型模型CT頭皮上定位m個(gè)控制點(diǎn)Pm(m=16，32，64，128，192，256)，基于Pm變形得頭皮Sj，m(j=1，2，…，10)，重復(fù)該過程10 次。比較Sj，m與CT 頭皮的距離，計(jì)算距離平均值Dj，m和標(biāo)準(zhǔn)差Stdj，m，由于變形頭皮與CT頭皮存在不完全重疊，所以只將控制點(diǎn)覆蓋區(qū)域的點(diǎn)納入計(jì)算范圍。計(jì)算，作為變形精度和標(biāo)準(zhǔn)差。

為了評(píng)估基于合適的輪廓點(diǎn)數(shù)量和控制點(diǎn)數(shù)量構(gòu)建的個(gè)性化模型精度，以頭型模型和真實(shí)人體數(shù)據(jù)為研究對(duì)象，構(gòu)建個(gè)性化模型；將重建頭皮和個(gè)性化模型頭皮分別與CT 頭皮(MRI 頭皮)對(duì)比，比較二者距離。其中，MRI 頭皮由MRI 數(shù)據(jù)通過3D Slicer 軟件[13]，手動(dòng)提取。

1.5.2 腦表面精度驗(yàn)證

腦表面精度主要受標(biāo)準(zhǔn)模板結(jié)構(gòu)特征影響。為了量化分析不同標(biāo)準(zhǔn)模板對(duì)腦表面精度的影響，以不同標(biāo)準(zhǔn)模板和真實(shí)人體數(shù)據(jù)為研究對(duì)象，構(gòu)建個(gè)性化模型，并以人體MRI 腦表面為標(biāo)準(zhǔn)，評(píng)估個(gè)性化模型腦表面精度。為了深入探討標(biāo)準(zhǔn)模板結(jié)構(gòu)特征對(duì)腦表面精度的影響，設(shè)計(jì)實(shí)驗(yàn)對(duì)標(biāo)準(zhǔn)模板和人體MRI 結(jié)構(gòu)特征進(jìn)行量化分析。

為了評(píng)估個(gè)性化模型的腦表面精度，在人體MRI 頭皮上采樣輪廓點(diǎn)，基于標(biāo)準(zhǔn)模板構(gòu)建個(gè)性化模型。個(gè)性化模型的腦表面為S，對(duì)應(yīng)MRI 腦表面為SMRI，計(jì)算兩者距離D和距離平均值。按照?qǐng)D3(b)中的冠狀線對(duì)S進(jìn)行三等份分塊，得到近似額葉區(qū)、運(yùn)動(dòng)區(qū)和枕葉區(qū)。分別對(duì)每個(gè)區(qū)域的D統(tǒng)計(jì)距離平均值其中，標(biāo)準(zhǔn)模板包括了頭皮和腦表面數(shù)據(jù)，它們是由MRI 數(shù)據(jù)，通過3D Slicer 軟件[13]，手動(dòng)提取。

為了量化分析標(biāo)準(zhǔn)模板結(jié)果特征，對(duì)標(biāo)準(zhǔn)模板、人體MRI 以及個(gè)性化模型的尺寸和頭皮到腦表面的距離進(jìn)行了量化計(jì)算。根據(jù)TPS 算法原理，全局仿射變換為主，局部非線性變換為輔。所以，標(biāo)準(zhǔn)模板變形過程可以近似為仿射變換過程，而仿射變換的參數(shù)由標(biāo)準(zhǔn)模板頭皮與重建頭皮的尺寸比例決定。同時(shí)，當(dāng)變形后的標(biāo)準(zhǔn)模板頭皮與重建頭皮重合時(shí)，腦表面精度表現(xiàn)為頭皮到腦表面距離的差別。綜上分析，腦表面精度主要受標(biāo)準(zhǔn)模板頭顱尺寸和頭皮到腦表面距離的影響。所以，本研究對(duì)標(biāo)準(zhǔn)模板、人體MRI 和個(gè)體化模型的頭顱尺寸以及頭皮到腦表面距離(scalp to cortex distance，SCD)進(jìn)行計(jì)算，計(jì)算方法如圖4所示。由圖3(a)中的橫斷線，對(duì)頭皮進(jìn)行截取而獲得橫斷面，對(duì)其中頭皮邊界進(jìn)行橢圓擬合，該橢圓的長軸與短軸分別作為頭顱的長與寬，該橫斷面到頂點(diǎn)的距離作為高，SCD是指頂點(diǎn)到橫斷面間頭部的頭皮到腦表面距離的平均值。

圖4 頭顱尺寸計(jì)算Fig.4 Head size calculation diagram

1.5.3 腦靶點(diǎn)精度驗(yàn)證

不同TMS 應(yīng)用場景需要不同腦靶點(diǎn)。當(dāng)nTMS用于診斷神經(jīng)系統(tǒng)疾病時(shí)，常常刺激手部肌肉對(duì)應(yīng)腦區(qū)M1-HAND 來觀察運(yùn)動(dòng)響應(yīng)。當(dāng)nTMS 用于精神類疾病治療時(shí)，背外側(cè)前額葉(dorsolateral prefrontal cortex，DLPFC)是常用靶區(qū)。為了探討基于個(gè)性化模型的nTMS 在上述應(yīng)用場景中的適用性，以真實(shí)人體數(shù)據(jù)為研究對(duì)象，構(gòu)建個(gè)性化模型，并以人體MRI 腦靶點(diǎn)為標(biāo)準(zhǔn)，評(píng)估個(gè)性化模型的腦靶點(diǎn)精度。

為了量化分析腦靶點(diǎn)精度，以左側(cè)M1-HAND腦區(qū)中心點(diǎn)和左側(cè)DLPFC 腦區(qū)中心點(diǎn)為研究對(duì)象(以下分別簡稱為M1-HAND 和DLPFC)。計(jì)算個(gè)性化模型的M1-HAND 和DLPFC 與MRI 對(duì)應(yīng)點(diǎn)的距離DMRI和DDLPFC，分別作為M1-HAND 精度和DLPFC 精度。M1-HAND 是根據(jù)解剖學(xué)知識(shí)[14]手動(dòng)選定，DLPFC 是Talairach 坐標(biāo)(-45，45，35)[15]對(duì)應(yīng)點(diǎn)的腦表面最近點(diǎn)。腦電電極點(diǎn)F3 是一種簡便且流行的DLPFC 替代靶點(diǎn)，根據(jù)控制點(diǎn)定位結(jié)果，確定F3 的腦表面最近點(diǎn)，并計(jì)算個(gè)性化模型的F3與MRI 的DLPFC 的距離DF3，以作為F3 精度。

2 結(jié)果

2.1 頭皮精度

從真實(shí)人體三維影像中提取頭部表面，并利用3D 打印技術(shù)制作頭型模型。對(duì)該頭型模型進(jìn)行CT掃描，CT 體素大小為0.5 mm×0.5 mm×0.8 mm，尺寸為512×512×238。

輪廓點(diǎn)數(shù)量對(duì)重建重復(fù)性精度的影響如圖5(a)所示，其中每個(gè)點(diǎn)為5 次測量的平均結(jié)果。隨著輪廓點(diǎn)數(shù)量的增加，重復(fù)性精度呈現(xiàn)下降趨勢(shì)，且均小于0.5 mm，說明點(diǎn)云重復(fù)性精度很好；標(biāo)準(zhǔn)差也隨著輪廓點(diǎn)數(shù)量的增加呈現(xiàn)下降趨勢(shì)，說明重建頭皮變得越來越光滑。同時(shí)，隨著輪廓點(diǎn)數(shù)量的增加，這種下降趨勢(shì)變小。輪廓點(diǎn)數(shù)量對(duì)重建精度的影響如圖5(b)所示，隨著輪廓點(diǎn)數(shù)量的增加，誤差呈現(xiàn)下降趨勢(shì)；當(dāng)輪廓點(diǎn)數(shù)量增加到2 000 時(shí)，這種下降趨勢(shì)變小。因?yàn)檩喞c(diǎn)拾取過程的交互復(fù)雜性和耗時(shí)，所以選擇2 000作為所需頭皮輪廓點(diǎn)的最低數(shù)量?？刂泣c(diǎn)數(shù)量對(duì)變形精度的影響如圖5(c)所示，其中每組數(shù)據(jù)為10 次測量的平均結(jié)果。隨著控制點(diǎn)數(shù)量的增加，變形誤差有減小的趨勢(shì)，在256 個(gè)點(diǎn)對(duì)時(shí)最小。由于控制點(diǎn)定位過程的自動(dòng)化實(shí)現(xiàn)且耗時(shí)較短，所以選擇256 個(gè)控制點(diǎn)。在頭型模型表面和1 例真人頭皮表面分別拾取2 000 個(gè)點(diǎn)云，并定位256 個(gè)控制點(diǎn)，重復(fù)5次，得到重建頭皮和個(gè)性化模型頭皮，如圖6所示。對(duì)5 次結(jié)果統(tǒng)計(jì)，頭型模型的重建頭皮精度為(0.9±0.1)mm，個(gè)性化模型的頭皮精度為(1.5±0.3)mm。真人的重建頭皮精度為(2.3±0.2)mm，個(gè)性化模型的頭皮精度為(2.8±0.5)mm。

圖5 頭皮精度影響因素。(a)重建重復(fù)性精度隨輪廓點(diǎn)數(shù)量的變化；(b)重建精度隨輪廓點(diǎn)數(shù)量的變化；(c)變形精度隨控制點(diǎn)數(shù)量的變化Fig.5 Factors that affects scalp accuracy. (a)The relationship between reconstruction repeatability accuracy and contour points' number； (b)The relationship between reconstruction accuracy and contour points' number； (c)The relationship between warping accuracy and control points' number

圖6 重建頭皮與個(gè)性化模型頭皮。(a)頭型模型的頭皮輪廓點(diǎn)；(b)頭型模型的重建頭皮精度；(c)頭型模型的個(gè)性化模型頭皮精度；(d)真人的頭皮輪廓點(diǎn)；(e)真人的重建頭皮精度；(f)真人的個(gè)性化模型頭皮精度Fig.6 Reconstructed scalp and individualized model scalp. (a)Contour points of head model； (b)Reconstructed scalp accuracy of the head model； (c)Individualized model scalp accuracy of the head model；(d)Contour points of human head；(e)Reconstructed scalp accuracy of human head； (f)Individualized model scalp accuracy of human head

2.2 腦表面精度

共招募10 名健康志愿者(女性5 名)，年齡為25～32 歲，均為右利手，腦部均無器質(zhì)性病變，均簽署了知情同意書。影像數(shù)據(jù)為全腦T1 結(jié)構(gòu)像，通過Philips 3.0T 磁共振成像平臺(tái)獲得，體素大小為0.9 mm×0.9 mm×1.0 mm，尺寸為256×256×180。在結(jié)構(gòu)像中，腦組織部分由FreeSurfer (Harvard，USA)[16]分割得到。

選用3 套影像數(shù)據(jù)作為標(biāo)準(zhǔn)模板，分別為Colin27 ( MNI，Canada)[17]、 Chinese56 ( LONI，USA)[18]和Chinese1，三者均包括全腦結(jié)構(gòu)像和腦組織結(jié)構(gòu)像。Colin27 的兩組影像體素大小均為1 mm×1 mm×1 mm，尺寸均為181×217×181；Chinese56 的兩組影像體素大小均為0.5 mm×0.5 mm×0.5 mm，尺寸分別為442×512×369 和337×387×315。Chinese1 是一套人體MRI，影像采集參數(shù)同受試者的MRI 數(shù)據(jù)。

為了保證頭皮精度準(zhǔn)確，本研究選擇了3 000個(gè)輪廓點(diǎn)，用256 個(gè)控制點(diǎn)來構(gòu)建個(gè)性化模型。

圖7(a)為基于不同標(biāo)準(zhǔn)模板的個(gè)性化模型的腦表面精度定量結(jié)果，同時(shí)對(duì)10 例數(shù)據(jù)進(jìn)行統(tǒng)計(jì):基于Chinese56 的個(gè)性化模型的腦表面精度平均值最差，為(4.4±1.1)mm；基于Colin27 的個(gè)性化模型的腦表面精度平均值居中，為(3.1±0.6)mm；基于Chinese1 的個(gè)性化模型的腦表面精度平均值最佳，為(2.5±0.5)mm。圖7(b)～(d)分別為額葉區(qū)、運(yùn)動(dòng)區(qū)和枕葉區(qū)腦表面精度的定量結(jié)果。對(duì)10 例數(shù)據(jù)進(jìn)行統(tǒng)計(jì):基于Chinese56 的個(gè)性化模型腦表面精度較差的區(qū)域主要集中在額葉區(qū)和運(yùn)動(dòng)區(qū)，平均值分別為(5.6±1.6)mm 和(4.6±1.6)mm，基于Colin27 的個(gè)性化模型腦表面精度較差的區(qū)域主要集中在枕葉區(qū)，平均值為(3.4±0.9)mm。于枕葉區(qū)的中央縱裂附近，而基于Chinese1 的個(gè)性化模型的腦表面精度較好，且不存在中央縱裂處精度差的問題。

圖7 個(gè)性化模型腦表面精度定量結(jié)果。(a)全腦精度；(b)額葉區(qū)精度；(c)運(yùn)動(dòng)區(qū)精度；(d)枕葉區(qū)精度Fig.7 Quantitative results of individualized models’ brain surface accuracy. (a)Whole brain accuracy； (b)Frontal cortex accuracy； (c)Motor cortex accuracy； (d)Occipital cortex accuracy

表1為頭顱尺寸和SCD 結(jié)果。

表1 頭顱尺寸和SCDTab.1 Head size and SCD

1)頭顱尺寸?？梢娢鞣饺四０錍olin27(209 mm×171 mm×125 mm)比中國人模板Chinese56(201 mm×172 mm×101 mm)更長更高，中國人模板Chinese56(201 mm×172 mm×101 mm)和Chinese1(200 mm×167 mm×100 mm)與測試MRI 頭顱尺寸的平均值(190 mm×167 mm×100 mm)接近。

圖8 個(gè)性化模型腦表面精度定性結(jié)果Fig.8 Qualitative results of individualized models’ brain surface accuracy

2)SCD 結(jié)果。Colin27 的SCD(17.1 mm)最大；Chinese56 的SCD(10.1 mm)最小，接近測試MRI 的SCD 最小值(10.0 mm)；Chinese1 的SCD 為13.9 mm，接近測試MRI 的SCD 平均值(12.8 mm)。基于Colin27 的個(gè)性化模型的SCD 平均值為11.6 mm，基于Chinese56 的個(gè)性化模型的SCD 平均值為9.6 mm，基于Chinese1 的個(gè)性化模型的SCD 平均值為10.9 mm。Colin27 的SCD 雖然較大，但是其頭顱尺寸也大，經(jīng)過變形得到個(gè)性化模型的SCD 接近測試MRI 的平均值。Chinese56 的頭顱尺寸與測試MRI平均值更接近，但是其SCD 卻遠(yuǎn)遠(yuǎn)小于測試MRI 的平均值，經(jīng)過變形后SCD 會(huì)更加小于測試MRI，這是基于Chinese56 的個(gè)性化模型腦表面精度較差的主要原因。

2.3 腦靶點(diǎn)精度

表2 個(gè)性化模型腦靶點(diǎn)精度Tab.2 Targets' accuracy of individualized models

3 討論

本設(shè)計(jì)實(shí)現(xiàn)了一種基于標(biāo)準(zhǔn)模板變形的個(gè)性化模型構(gòu)建方法，可以為無個(gè)體影像情況下的nTMS 提供個(gè)性化影像模型。因?yàn)橛糜诩s束標(biāo)準(zhǔn)模板變形的頭皮輪廓點(diǎn)由nTMS 的定位裝置采集得到，所以個(gè)性化模型處于定位裝置坐標(biāo)系下，根據(jù)該模型提供的靶點(diǎn)位置，可以直接實(shí)現(xiàn)影像引導(dǎo)的TMS 線圈定位，避免了空間注冊(cè)流程，一定程度上縮短了nTMS 準(zhǔn)備時(shí)間。

在個(gè)性化模型中，頭皮和腦表面的準(zhǔn)確是保證刺激計(jì)劃準(zhǔn)確制定的前提。本研究通過對(duì)比不同數(shù)量頭皮輪廓點(diǎn)和變形控制點(diǎn)對(duì)個(gè)性化模型頭皮精度的影響，結(jié)合耗時(shí)，為個(gè)性化模型的建立提供合理參數(shù)。通過拾取2 000 個(gè)輪廓點(diǎn)，定位256 個(gè)控制點(diǎn)，可以獲得(1.5±0.3)mm 頭型模型的頭皮精度，(2.8±0.5)mm 的真人頭皮精度。雖然探針接觸拾取輪廓點(diǎn)的方式存在精度易受人為經(jīng)驗(yàn)影響等問題，但是從實(shí)驗(yàn)結(jié)果可以看出，所得到的個(gè)性化模型的頭皮精度是可以接受的。在后續(xù)的工作中，可以通過激光掃描等技術(shù)，實(shí)現(xiàn)非接觸式輪廓點(diǎn)獲取，提高輪廓點(diǎn)獲取精度。不同標(biāo)準(zhǔn)模板的結(jié)構(gòu)差異是腦表面精度優(yōu)劣的重要影響因素，本研究通過對(duì)比不同標(biāo)準(zhǔn)模板對(duì)個(gè)性化模型腦表面精度的影響，結(jié)合頭顱尺寸和SCD 計(jì)算結(jié)果，為個(gè)性化模型建立提供標(biāo)準(zhǔn)模板選擇方案。基于常見標(biāo)準(zhǔn)模板Colin27 的個(gè)性化模型腦表面精度達(dá)(3.1±0.6)mm，誤差分布均勻，可以用于實(shí)際應(yīng)用。針對(duì)中國人標(biāo)準(zhǔn)模板是否更適合中國人，筆者做了嘗試后發(fā)現(xiàn)，基于Chinese1 的個(gè)性化模型腦表面精度優(yōu)于Colin27 的相關(guān)精度，也遠(yuǎn)遠(yuǎn)優(yōu)于Chinese56 的相關(guān)精度。結(jié)合頭顱尺寸和SCD 計(jì)算結(jié)果，發(fā)現(xiàn)Chinese56 結(jié)果較差的原因是其結(jié)構(gòu)局限，表現(xiàn)為SCD 較小，遠(yuǎn)遠(yuǎn)偏離受試者的平均值。由于Chinese1 不是標(biāo)準(zhǔn)模板，所以后期應(yīng)用時(shí)還可以嘗試更多的中國人模板來提高精度。

腦靶點(diǎn)精度是個(gè)性化模型是否適用于臨床應(yīng)用的重要評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)。筆者對(duì)手部肌肉對(duì)應(yīng)腦區(qū)中心點(diǎn)M1-HAND 和精神類疾病治療腦區(qū)中心點(diǎn)DLPFC 進(jìn)行了精度測量，結(jié)果發(fā)現(xiàn)M1-HAND 的精度為9.2 mm。nTMS 用于神經(jīng)系統(tǒng)疾病診斷時(shí)，會(huì)在影像模型腦表面以M1-HAND 為中心放置5×5 個(gè)間隔5 mm 的靶點(diǎn)陣列，影像引導(dǎo)線圈依次刺激這些靶點(diǎn)，并通過觀察或記錄肌肉響應(yīng)作為診斷依據(jù)。9.2 mm 的精度意味著靶點(diǎn)陣列中心錯(cuò)位2 個(gè)靶點(diǎn)，但仍在靶點(diǎn)陣列范圍內(nèi)，所以是在可以接受的誤差范圍內(nèi)。同時(shí)，個(gè)性化模型保證了影像引導(dǎo)下多靶點(diǎn)準(zhǔn)確重復(fù)刺激，避免了刺激線圈在頭部盲目移動(dòng)刺激時(shí)造成的刺激效率低下等問題。實(shí)驗(yàn)結(jié)果還顯示，DLPFC 的精度為8.9 mm，雖然沒有MRI 提供的腦靶點(diǎn)準(zhǔn)確，但優(yōu)于目前臨床普及的傳統(tǒng)靶點(diǎn)F3 的精度(16.1 mm)。同時(shí)，個(gè)性化模型保證了影像引導(dǎo)下靶點(diǎn)的準(zhǔn)確重復(fù)刺激，能夠一定程度提高疾病治療的效果。

4 結(jié)論

本研究提出個(gè)性化模型構(gòu)建方法，為無個(gè)體影像的nTMS 提供了規(guī)劃靶點(diǎn)的頭部模型數(shù)據(jù)。nTMS 系統(tǒng)的定位裝置拾取患者頭皮輪廓點(diǎn)，而nTMS 系統(tǒng)自動(dòng)實(shí)現(xiàn)個(gè)性化模型的構(gòu)建，并基于該模型中的刺激靶點(diǎn)，實(shí)現(xiàn)刺激線圈定位定向。這種個(gè)性化模型的精度能夠滿足nTMS 神經(jīng)系統(tǒng)疾病診斷中的定位需求，也能夠滿足精神類疾病治療中的重復(fù)定位需求，進(jìn)一步提高nTMS 在臨床的普及率。