, 马羽 4 1. 清华大学 神经调控技术国家工程实验室, 北京 100084;
2. 中国人民解放军62191部队, 渭南 714100;
3. 北京脑重大疾病研究院 癫痫研究所, 北京 100093;
4. 清华大学 玉泉医院, 神经外科, 北京 100039
收稿日期：2017-02-23
基金项目：国家自然科学基金资助项目（51407103，61601258）；北京市脑计划项目（Z151100003915123）
作者简介：李波(1979-), 男, 博士研究生
通信作者：李路明, 教授, E-mail:lilm@tsinghua.edu.cn
摘要：术后电极位置及轨迹信息是脑深部刺激临床疗效评估的有效工具，但是核磁图像中电极伪影严重地影响了术后电极位置的准确估计。该文提出基于核磁图像电极伪影估计术后电极位置的方法，进而确定电极与靶点核团之间的位置关系，有助于明确治疗疗效与电极定位之间的联系，更好地指导外科医生规划最佳植入通路和程控。进行了电极伪影体模实验和分析了10名帕金森病患者脑部核磁图像，结果表明：该方法可以测量电极在丘脑底核中的位置，并具有较小测量误差。
关键词：伪影脑深部刺激电极定位
Localization method for postoperative electrodes based on an artifacts template
LI Bo1,2, JIANG Changqing1, ZHANG Feng1, LI Luming1,3
, MA Yu41.National Engineering Laboratory for Neuromodulation, Tsinghua University, Beijing 100084, China;
2.Unit 62191 of the People's Liberation Army, Weinan 714100, China;
3.Center of Epilepsy, Beijing Institute for Brain Disorders, Beijing 100093, China;
4.Department of Neurosurgery, Yuquan Hospital, Tsinghua University, Beijing 100039, China
Abstract: The therapeutic benefits are strongly related to the location accuracy of the deep brain stimulation (DBS) electrodes in the target. The postoperative electrode positions cannot be accurately located because of their artifacts. An electrode position estimation method was developed using the artifacts to judge the electrode position relative to the target nucleus to improve the therapeutic effect and the electrode positioning and to help neurosurgeons prepare appropriate surgery plans. Magnetic resonance imaging (MRI) data for artifact locations in a phantom and in 10 Parkinson's disease (PD) patients using a correlation coefficient show that this method can accurately measure the electrode position with a predictable error.
Key words: artifactdeep brain stimulationelectrode localization
丘脑底核的脑深部刺激(deep brain stimulation，DBS)是一种被广泛接受的治疗帕金森病外科方法[1]。将电极精确植入到丘脑底核是术后取得良好疗效的重要因素之一。由于刺激电极位置的不确定性，患者治疗效果存在明显的差异。因此，术后分析电极位置是评估DBS临床疗效和副作用的有效方法，它有助于临床医生利用术后靶点位置研究疗效最佳的刺激靶点，帮助指导医生反馈植入操作、选择最佳的植入角度和定位，获得最好的植入效果。
磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)是非常重要的临床诊断方法之一，是脑深部电刺激的核心定位手段，利用术后MRI图像分析电极植入位置是目前临床上常用并被多数文献报道的评估方法。Counelis等[2]指出术后磁共振图像能够准确显示电极的位置, Sch?necker等[3]通过术前与术后磁共振图像融合方法评估电极定位与术后疗效之间的关系，Pinsker等[4]表明术后计算机断层扫描(computed tomography，CT)和MRI都能够用来评估电极位置，Horn等[5]提出一种基于术后MRI图像准确评估DBS电极位置的方法。这些电极定位方法都是基于电极在核磁图像上伪影几何中心(电极中心)完成的，没有考虑植入角对电极伪影中心以及对术后靶点定位的影响，这都可能导致术后电极定位存在显著的误差。
DBS电极在术后核磁成像过程中能引起严重伪影[6-7]。伪影主要表现为局部图像形态畸变以及信号强度异常。产生伪影的最主要原因是脑起搏器电极中金属材料与人体组织的磁化率不同。磁化率的差异导致电极周围的静磁场分布不均匀，造成空间编码不准确，最终产生图像扭曲和信号强度异常。同时，伪影的形态和大小还与电极植入角度等有关。本文团队曾经从电极材料着手研究了电极平行和垂直于磁场方向的伪影分布情况，并提出了抑制伪影的碳纳米管线电极设计[8-9]。
为了提高定位的精确度，本文从电极植入角度着手，提出根据电极植入角度计算电极伪影模板，最终确定术后电极位置的方法。该方法首先建立电极周围静磁场分布模型，根据MRI空间编码过程计算植入角度的电极伪影模板；其次，对伪影模板和术后MRI图像中的电极伪影进行相关性分析，确定术后电极位置。该方法有助于进一步揭示丘脑底核不同功能区与DBS疗效之间的关系，指导临床医生选择最佳的植入轨道。
1 方法与数据1.1 背景脑深部刺激器的电极常用的金属材料如钛和铂铱合金等均是各向同性的顺磁材料。在MRI系统的强磁环境下，顺磁材料会产生与静磁场同向的磁化矢量，致使局部静磁场强度增强。而人体组织是磁化率很小的逆磁材料，在核磁下会减弱局部静磁场强度，所以在组织和电极的交界面周围，静磁场被扰乱。常见材料的磁化率如表 1所示。
表 1 几种材料的磁化率[10]
| 材料 | 磁化率 |
| 水(37 ℃) | -9.05×10-6 |
| 空气 | 0.36×10-6 |
| 人体组织 | -11.0 ~ -7.0×10-6 |
| 钛 | 182×10-6 |
| 铂铱合金(Ptlr10) | 231×10-6 |
表选项
假设各项同性的顺磁物体Ω与人体组织的磁化率不同。根据Maxwell方程组和Gauss定理，并假设磁势M在Ω界面是均匀的，则顺磁物体Ω在静磁场中感应产生的磁通密度为
| $B\left( P \right)=\frac{\mu }{4\pi }{{\nabla }_{P}}\iiint{_{\mathit{\Omega }}}\frac{\vec{M}\cdot \vec{r}}{{{r}^{3}}}\text{d}V\left( Q \right).$ | (1) |
金属植入物导致的MRI局部静磁场分布不均是产生电极伪影的根本原因，这一问题也得到了广泛关注[10-15]。临床上常用的MRI设备的静磁场为1.5 T或3 T。与强大的静磁场相比，顺磁金属产生的感应磁场很小，但是能够显著影响核磁信号的空间编码，导致图像伪影。
1.2 模板计算电极伪影建立过程如图 1所示。首先计算电极周围的静磁场分布，这也是伪影模板的数据基础；其次根据MRI信号空间编码原理，计算图像上电极周围体素的空间位置偏移量；最后在原始核磁信号分布的基础上，对每个像素施加对应的位置偏移，得到伪影模板。
 |
| 图 1 电极伪影模板建立过程 |
| 图选项 |
建立电极的几何模型，使用有限元仿真软件Comsol计算电极周围的静磁场分布。植入物与静磁场的相对角度不同时，磁化率差异导致的伪影也不同[16]，因此对每个不同的电极植入角度都需要重复图 1所示的过程。
获得电极周围空间区域内的静磁场分布情况后，根据磁共振空间编码原理能够计算出磁共振图像的扭曲和信号强度异常。核磁信号的空间位置偏移主要出现在MRI的频率编码方向和选层方向上。在读出梯度作用的过程中，理想情况下每个体素的信号频率与体素在频率编码方向上的位置成线性关系，而由于静磁场畸变的存在，每个体素实际的信号频率发生了漂移，导致在最终重建的图像上，体素的位置在频率编码方向上出现了偏差。类似的情况也出现在选层方向上，由于磁场畸变的作用，原本的选层梯度很可能没有完全激发预定的层，而可能激发了相邻的其他层，导致最终图像上的信号不完全来自预设的层。
设频率编码方向为z方向，接收线圈收到的磁共振信号频率域与体素的位置坐标有关。设接受线圈采集到的信号频率为ωRF，氢核的旋磁比为γ，频率编码梯度为Gfreq，静磁场为B0，在频率编码过程中有以下关系成立：
| ${\omega _{{\rm{RF}}}} = \gamma \left( {{B_0} + z{G_{{\rm{freq}}}}} \right).$ | (2) |
| $z = \frac{{{\omega _{{\rm{RF}}}}/\gamma-{B_0}}}{{{G_{{\rm{freq}}}}}}.$ | (3) |
| $\omega {'_{{\rm{RF}}}} = \gamma \left( {{B_0} + \Delta B + z{G_{{\rm{freq}}}}} \right).$ | (4) |
| $\begin{array}{l}\;\;\;\;\;z' = \frac{{\omega {'_{{\rm{RF}}}}/\gamma-{B_0}}}{{{G_{{\rm{freq}}}}}} = \\\frac{{{B_0} + \Delta B + z{G_{{\rm{freq}}}}-{B_0}}}{{{G_{{\rm{freq}}}}}} = z + \frac{{\Delta B}}{{{G_{{\rm{freq}}}}}}.\end{array}$ | (5) |
由于不同植入角度下电极伪影形态不同，因此基于各种植入角度下静磁场分布计算磁场畸变，建立电极伪影的模板库。
1.3 离体实验在临床上，DBS电极植入手术中通常采用立体定向系统进行靶点定位。立体定向系统是直角坐标系统和极坐标系统相结合的混合定位系统，在极坐标系下选择入颅的前倾或后仰角α和左右偏转角β，并转换成弧形框架的角度，此时通过定向仪的导向就能准确地到达靶点。电极植入角即电极与平行于磁场方向水平面的夹角，则植入角θ与俯仰角α和偏转角β满足：
| $\sin \theta = \sin \alpha \cdot \sin \beta .$ | (6) |
 |
| 图 2 电极位置 |
| 图选项 |
确定电极的俯仰角α和偏转角β后，在伪影模板库中选取对应的电极伪影模板集，选出的伪影模板集覆盖了电极触点轴向范围内的伪影仿真图像。每张伪影模板都包含与电极末端的距离和电极中心的位置。针对实际的MRI图像，计算MRI图像与伪影模板的相关系数，相关系数最大的区域就是实际图像上的伪影区域，此时，伪影模板中电极中心的位置即对应实际MRI图像上电极中心的位置。
为验证利用伪影模板进行电极定位的方法，进行伪影实验。
利用有机玻璃制成的长方体框架(160 mm×150 mm×90 mm)建立如图 3a所示的框架空间坐标系O，面向电极的内侧右上端点为原点O，从左指向右侧为x轴，从后指向前为y轴，从上指向下为z轴。以图 3b-3d所标示的电极触点界面中心为原点，建立右手直角坐标系O1，电极沿O1坐标系x1轴放置，绕y1轴逆时针旋转β角后，再绕x1轴逆时针旋转α角就可得到空间放置电极位置。根据DBS手术电极的植入特点，α为锐角，左侧电极的β为锐角，右侧电极的β为钝角。
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| 图 3 坐标系O与O1的位置关系 |
| 图选项 |
将框架放置在30 cm×25 cm×15 cm的方形PC盒中，用1.25 g/L的CuSO4和9 g/L的NaCl溶液作为模型介质[13]。使用尼龙线固定电极，通过最小分度0.5 mm的刻度尺标定电极在框架中的空间位置，并计算电极的空间角度。
实验中已知电极植入的俯仰角和偏转角，在此角度下建立电极伪影模板。计算实际MRI图像与伪影模板的相关系数，根据相关系数最大的伪影模板测算电极位置。
采用Philips Achieva 3.0T TX multi-transmit MRI系统进行MRI扫描。框架坐标系O的z轴平行于主磁场，但方向与主磁场方向相反。扫描序列为自旋回波序列，主要序列参数：重复时间6 930 ms, 回波时间100 ms, 视野为256 mm, 像素尺寸为0.5 mm ×0.5 mm, 层厚为3 mm, 层间距为3 mm。
1.4 在体实验在2015年5月至2016年1月期间，10位帕金森病患者在清华大学玉泉医院接受了双侧脑深部电刺激手术。手术前，所有病人都接受1.5 T MRI扫描，使用T1加权图像确定脑空间，T1加权扫描参数：重复时间6.9 ms, 回波时间1.6 ms, 扫描矩阵为512×512, 层厚3 mm, 视野为283 mm；使用T2加权图像观察手术靶点，T2加权序列参数：重复时间6 930 ms, 回波时间200 ms, 扫描矩阵为512×512, 层厚为3 mm, 视野为283 mm，层间距均为3 mm。手术过程中10名患者的俯仰角、偏转角、最终靶点坐标、电生理记录以及有效治疗触点等信息被收集。电极植入后，使用相同的序列参数进行MRI扫描，确认电极植入位置。
实际MRI扫描时，如果不能预先确定患者的电极植入角度，可以通过患者脑部冠状面和横截面的MRI图像判断电极的植入的俯仰角和偏转角。首先选取包含电极伪影的MRI图像集合；其次对相邻的横截面图像进行配准，根据伪影区域在每层图像上的偏移量、层厚和层间距，计算电极的植入角θ。在冠状面图像上，根据电极径向方向与图像水平方向的夹角，确定电极植入的偏转角β，接着利用式(6) 即可确定电极植入的俯仰角α。
根据电极植入角度，选取与实际MRI图像相关系数最大的伪影模板，并由该伪影模板测算电极触点位置。
2 实验结果2.1 伪影模板验证离体实验结果由电极在框架中的空间位置计算得到电极的俯仰角和偏转角分别为30°和105°，在此角度下，将仿真得到的电极伪影模板与实际MRI进行对比，并计算二者之间的相关系数，结果如图 4所示。
 |
| 图 4 伪影模板和实际图像的相关性检验过程 |
| 图选项 |
实际MRI图像和伪影模板的相关性在0.7左右，这表明伪影模板能够有效的表征伪影形态。
2.2 伪影模板验证在体实验结果根据患者实际MRI图像和伪影模板计算得到的电极植入角度和电极位置如表 2所示。利用伪影模板方法测量9位患者的电极位置并与实际电极位置进行比较的结果如图 5所示。结果表明:本文提出的方法计算得到的电极位置与实际位置没有显著差异(p=0.43)，说明该方法能够有效估计电极位置。
表 2 丘脑底核实际位置与估计位置
| 左侧丘脑底核 | 右侧丘脑底核 | ||||
| 实际值 | 测量值 | 实际值 | 测量值 | ||
| 俯仰角/(°) | 31.2±3.79 | 26.7±1.72 | 32±4.21 | 27.3±3.44 | |
| 偏转角/(°) | 74±2.36 | 74.5±1.94 | 105.3±2.25 | 106.9±1.96 | |
| 横向/mm | 11.3±1.0 | 10.8±0.7 | 11.3±1.0 | 11.0±1.2 | |
| 背腹向/mm | 3.5±0.9 | 3.1±0.9 | 3.9±0.4 | 3.5±0.9 | |
| 垂向/mm | 5.3±0.8 | 5.6±1.1 | 5.9±1.4 | 5.3±0.8 | |
表选项
 |
| 图 5 距离比较结果 |
| 图选项 |
以标准丘脑底核的坐标即垂向为-4 mm，背腹向为-2 mm和横向为12 mm为参考点[17]，图中折线分别代表估计位置与实际位置分别到参考点距离。
3 讨论丘脑底核的脑深部刺激是有效治疗的帕金森病的方法，其治疗有效性与电极定位精确度密切相关。但是术后电极存在伪影，严重制约了术后电极位置判断。基于伪影模板算法的术后电极位置评估方法能够有效进行电极定位，有助于了解电极位置与治疗疗效之间关系，提高定位精度。可以帮助临床医生准确掌握术前定位，制定最佳的手术规划方案，指导电极的植入过程操作，从而减少手术时间及出血风险。
电极植入角由俯仰角和偏转角决定。当电极对称轴与静磁场方向平行且电极端面所在平面与z=0轴状层重合时，电极端面中心处于z=0轴状层图像中心。当电极的俯仰角为α和偏转角为β时，随着选层的变化，尽管伪影存在差异，但伪影区域面积变化不大，当选层与电极不相交时，由于电极引起磁场畸变，伪影依然存在，但伪影区域变小，直至伪影消失(见图 6)。因此，根据核磁图像上伪影区域面积变化情况判断成像层与电极相交情况，再根据层厚及俯仰角和偏转角确定电极大概位置范围，这样可以有效提高相关性检验的搜索效率。
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| 图 6 电极伪影区域面积变化 |
| 图选项 |
根据电极伪影模板，确定电极大概位置范围，以实际电极伪影区域为目标，模板中伪影图像与实际伪影作相关性检验，以与实际伪影区域相关性最大的拟合伪影图像作为电极实际伪影的拟合图像，并由此确定电极中心在实际伪影图像上位置，利用核磁图像空间与脑空间的变换关系，最终确定电极端面中心在图像空间中位置，即电极在脑空间中位置也就相应的确定了。从图 7可以看出，伪影形状不规则时其几何中心很难确定，本文方法可以减少不规则形状对伪影中心测量的影响。图中图像层垂直于磁场方向，电极平行于磁场方向和长方体框架侧边，并且经过框架中心。
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| 图 7 实验伪影与仿真计算伪影中心位置比较 |
| 图选项 |
脑深部刺激的疗效与靶点位置密切相关。Horn等[5]提出了基于术后核磁图像的电极触点位置估计算法，定性描述了电极与相关核团间位置关系，但由于标准MNI空间(Montreal Neurological Institute基于大量的正常被试的MRI扫描得到的标准脑坐标系统)应用可能引起个体间定位差异，导致电极与靶点区域的位置关系存在偏差。本文的方法克服了个体间差异对定位的影响，电极端面中心位置的估算误差在0.5 mm，不存在显著的误差。电极由4个触点组成，每个触点长1.5 mm，直径1.3 mm，当电极端面中心位置坐标及相关的俯仰角和偏转角确定后，电极与丘脑底核的位置关系也就相应的确定了，再根据术后程控记录的有效治疗触点，就可以确定脑深部刺激的治疗效果与丘脑底核功能区之间的对应关系，更好地指导脑深部刺激手术，帮助医生更好理解和掌握丘脑底核不同功能区在治疗过程所起到的作用，制定最佳的手术轨道，减少电生理记录时间和出血风险。
4 结论本文基于电极伪影模板的方法估计电极中心在术后核磁图像中的位置，根据电极结构和电极的植入角、俯仰角及偏转角可以判断电极在脑空间的位置，从而推断电极与丘脑底核之间的相对位置，能够明确估计疗效与电极定位之间关系，更好地帮助外科医生规划最佳植入通路和程控，减少手术过程中反复测试时间。仿真实验和伪影实验验证了该方法的可行性和有效性；通过相关性检验和相关参数分析表明：该方法可以测量电极在丘脑底核中位置，并具有较小预测误差，有助于医生更好判断丘脑底核各功能区与疗效之间的关系。
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