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

(煙臺大學機電汽車工程學院,山東 煙臺 264005)

受環境、社會壓力、老齡化等因素的影響,人腦內部某些核團會出現工作異常的現象,導致越來越多的人患上了神經系統疾病[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為身體運動遲緩,動作僵硬,手腳等部位震顫,晚期還伴隨有嚴重的并發癥[2],嚴重影響了患者的生活質量,目前,醫師們多采用深部腦刺激術(Deep brain stimulation,DBS)來治療帕金森?。瓺BS是通過手術的方式在腦內特定位置放置刺激電極,通過電刺激的方式來抑制細胞核團的異常放電狀況[3]．目前,深部腦刺激手術尤其對丘腦底核(Sub-thaiamic nucleus,STN)的刺激術為帕金森病的重要治療方法．

對STN定位的精確與否直接影響到手術的成功,術中開顱過程腦脊液的流失和空氣進入顱內可能會導致腦組織的漂移,進而影響靶點的準確定位,電極往往過深,固定電極時,固定帽的下壓也可能造成電極的移位[4],術后患者劇烈的牽拉運動也可能導致電極的移位,電極的移位、折斷,植入設備故障等狀況在術后任何時候都有可能發生,有時需要再次手術,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,本文基于真實人腦的解剖學結構構建分層腦組織模型,并對電極下移2、3、4、5 mm過程進行仿真,為了模擬真實的手術環境,本文對腦膜結構進行了重建并施加固定約束,刺激電極模型基于DBS手術常用的型號為3389神經刺激電極進行建立,基于DBS醫師手部動作估計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部可視化位移結果和靶點下移數據,并在不同的電極-腦組織摩擦系數情況下進行了結果的對比,以期為臨床醫學提供一定的數據參考．

1 方 法

1.1 三維腦組織模型的建立

為了體現腦組織各向異性的材料屬性,本文中分別構建丘腦底核(腦深部刺激靶點)、灰質、白質、刺激電極四部分結構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．通過創建腦膜結構固定腦組織,向電極施加位移加載并控制電極下移速度來模擬真實手術條件．本文基于手術穿刺路徑建立各部分組織,穿刺進針的基本原則是避開腦溝、腦室和其他重要核團,穿刺路徑上的主要腦組織依次為灰質、白質、丘腦底核,所以主要針對這三部分腦組織進行建模,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,得到面網格模型并控制網格質量．

(2)在Mimics將面網格導出為STL格式并導入Hypermesh軟件中進行體網格的生成．

(3)在Hypermesh中將體網格導出為inp格式并導入ANSYSWorkbench的FE(finite element)模塊中生成對應的模型．

1.1.1 Mimics建立腦組織面網格模型 利用醫學建模軟件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學影像學研究所．建立的模型包括STN、灰質、白質和電極等結構,參照腦立體定向圖譜找到丘腦底核并構建,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,再建立腦灰質模型,對各部分腦組織面網格質量進行控制后,利用Mimics中的布爾操作功能執行布爾減操作得到白質模型．在Mimics中由質量參數Q(Quality parameter)來衡量三角網格質量:

其中,H表示三角形的高,B表示三角形的底邊長,Q越接近1表示三角網格質量越高,在有限元分析中,通常取Q為0.3～0.4之間[7],以灰質為例,將形狀參數控制為0.35進行網格優化操作,圖2(a)、(b)所示為相應網格質量對應的網格數量(橫坐標為質量,縱坐標為數量)．未經過網格優化的面網格數量龐大,且低于網格質量系數0.35的網格數為整體的5%,經過網格優化和縮減處理后的面網格全部達到了質量要求,并且數量僅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 面網格優化

在植入刺激電極之前要先植入微記錄電極,微記錄電極會探測到異常放電的神經核團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可以避免破壞血管或其他重要核團,防止腦脊液的流失,在Mimics軟件中,只需要在額中回和STN上確定兩點即可確定穿刺路徑,在顱骨上創建一點,使三點在一條直線上,導出穿刺路徑為txt格式,坐標系默認,穿刺路徑上點坐標如表1所示,點1為額中回穿刺點,點2為STN上的點,點3為顱骨上的點．

圖3 腦組織殼體模型

在DBS手術中,細胞異常放電的記錄過程多采用FHC公司生產的微電極和電生理記錄系統,其中微電極材料為金屬鎢．深部腦刺激手術使用的刺激電極為Medtronic公司生產,由刺激觸點的長度和間距不同分為3387、3389、3391等不同型號,其中3389型號的刺激電極多用于STN的刺激,電極的導線及刺激觸點部分材料為鉑銥合金,電極的直徑為1.27 mm[9-10],基于表1的數據創建電極,Point3設置為電極的起點,Point2設置為電極的終點,電極的直徑為1.27 mm創建電極并和各部分腦組織進行布爾操作,電極和腦組織接觸的部分區域網格得到加密以控制模擬計算結果更加準確,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

圖4 腦組織-電極模型

1.1.2 Hypermesh生成體網格 在Mimics中將模型導出為STL格式的文件,STL文件是三角網格文件,將STL文件導入Hypermesh中,用Tetra功能由面網格生成體網格,由于腦組織模型極度不規則,在生成體網格的過程中會出現重疊和交叉單元,可以用網格刪除和replace功能對重疊和交叉單元進行刪除和節點移動的處理,處理好生成的體網格如圖5所示．

圖5 腦組織體網格模型

1.1.3 導入FE模塊生成幾何體 在Hypermesh中將網格導出為inp文件,在workbench中的FE有限元模塊可以導入inp文件,聯合分析模塊可以自動由網格生成幾何體．具體的單元信息如表2．圖6分別為各個部分的側視和俯視圖．

電極型號為3389的刺激電極前段7.5 mm為刺激區域,成功的腦深部刺激手術電極的植入部位應該使得刺激區域準確地插入丘腦底核,如圖7所示．

表2 各部分模型網格信息表

圖6 Workbench腦組織網格模型

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則,其內部存在多種功能性核團,許多核團以不同的排列方式存在,所以表現出非均質和各向異性的特性,許多學者已經對腦組織進行了大量的材料屬性研究,腦組織表現出非常復雜的材料特性,具有明顯的非線性、黏彈性等材料力學屬性,目前,常用的腦組織材料力學測試方法為剪切、壓縮及拉伸試驗等[11-12],荷蘭的Dommelon及美國的Prevost利用壓痕試驗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,通過實驗數據嚙合出三階Prony級數中各項參數的數值[15],如表3所示．

表3 三階Prony級數參數值[15]

用Prony級數表達黏彈性屬性的基本形式為

(1)

(2)

(3)

(4)

式(3)(4)中G0和K0分別為黏彈性材質的瞬態模量,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、松弛時間和相對模量,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的數據定義腦灰質,用RG1的數據定義腦白質,Sth數據定義丘腦底核組織．由式(3)、(4)計算得到的數據如表4、5、6所示．灰質、白質、丘腦底核剪切模量依次是191 Pa,236 Pa,148 Pa．

表4 灰質材料屬性

表5 白質材料屬性

表6 丘腦底核材料屬性

1.2.2 腦組織邊界條件 人的頭部由外到內依次為頭皮、顱骨、硬腦膜、蛛網膜和軟腦膜,腦的被膜對腦有支撐,保護和營養功能,為了模擬腦膜對大腦的支持作用,在Workbench中FE有限元模塊中由網格創建面結構對腦膜結構進行了模擬如圖8所示．

圖8 腦膜結構

為了模擬手術過程中腦組織在顱內的狀態,創建腦膜結構包括大腦左、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、灰質之間采用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手術中,由于腦膜結構比腦組織堅硬,在進行腦組織穿刺之前要先將硬腦膜和蛛網膜切開再進行穿刺,如圖8(c)所示,穿刺區域周圍不添加腦膜結構,來模擬手術中切開的部分腦膜．

2 結 果

經查閱相關資料得,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入顱內造成的,電極的下移數據大體在4～6 mm區間內,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往往將電極向外拔出1～2 mm,本文將腦組織和電極的相對位移加載在了電極上,對電極下移2、3、4、5 mm分別在摩擦系數μ=0.05和μ=0.1情況下進行了仿真分析,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為丘腦底核參考點位移．當電極下移2 mm時,丘腦底核參考點下移1.028 5 mm,電極下移3 mm時,丘腦底核參考點下移1.572 3 mm,電極下移4 mm時,丘腦底核參考點下移2.134 2 mm,電極下移5 mm時,丘腦底核參考點下移2.706 9 mm．

圖9 腦組織位移云圖(μ=0.1)

圖10 丘腦底核參考點位移(μ=0.1)

圖11為在摩擦系數為0.05情況下電極下移腦組織位移云圖,圖12為丘腦底核參考點下移距離．當電極下移2 mm時,丘腦底核參考點下移1.005 2 mm．電極下移3 mm時,丘腦底核參考點下移1.521 5 mm．電極下移4 mm時,丘腦底核參考點下移2.053 5 mm,當電極下移5 mm時,丘腦底核參考點下移2.596 4 mm．

圖11 腦組織位移云圖(μ=0.05)

圖12 丘腦底核參考點位移(μ=0.05)

3 討 論

本文基于穿刺路徑上的腦組織進行了三維重建,并用線彈性、黏彈性描述了腦組織的材料屬性,針對手術過程中電極下移的過程進行了仿真研究,電極下移可能由于術中腦脊液的泄露和空氣的進入顱內導致腦組織形狀改變有關,在電極固定帽的安裝過程中也可能導致電極下移,本文旨在研究電極下移對靶點位置的影響,將腦組織固定,電極和腦組織之間的相對位移被等效地添加到電極上．分別對電極下移2、3、4、5 mm在摩擦系數為0.05和0.1的情況下進行了仿真,通過對腦組織內部位移分布結果的觀察得到,隨著刺激電極的下移,和電極接觸部分的腦組織會產生位移,灰質和白質部分的位移顯然是由于電極對腦組織的摩擦作用造成的,腦組織最大位移點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,且核團內部和電極存在接觸,所以丘腦底核的下移應為電極對腦組織的摩擦作用和擠壓作用共同造成的結果．以摩擦系數為變量,當電極分別下移2、3、4、5 mm時,將摩擦系數從0.1降低為0.05可以分別使靶點位移降低2.3%、3.2%、3.7%、4%,說明摩擦作用對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丘腦底核下層腦組織擠壓作用產生的．綜上所述,電極的下移會造成靶點的漂移,下移的數值近似為電極下移數值的一半,減小電極和腦組織之間的摩擦系數可以減少靶點漂移現象,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,靶點移位主要是由于刺激電極對丘腦底核下層腦組織的擠壓而產生的．

腦組織被硬腦膜、蛛網膜、軟腦膜等背膜包裹,其內部還存在復雜的血管網絡系統,血管可以對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構添加到模型當中,使模型更加貼近真實的腦組織,仿真結果更加有說服力．