經顱磁刺激（TMS）作為一種廣泛應用的神經調控技術，對于治療神經、精神疾病的效果已經得到證實。TMS引起的顱內電場與治療效果密切相關，準確測量TMS產生的顱內電場具有重要意義，但直接對人體進行顱內測量將面臨技術、安全、倫理等多種問題限制。因此，本文旨在構建一個能夠模擬真實大腦電導率和解剖結構的人體頭部物理模型，以便代替真實大腦實現顱內電場測量。本文根據真實大腦各層組織的電導率選取和制備了合適的模擬材料，并基于核磁共振圖像對各層組織進行了圖像分割、三維重建及三維打印等過程，完成了對人體頭部物理模型各層組織的制作，最后將各層組織組合起來構成完整的人體頭部物理模型。對TMS線圈施加于人體頭部物理模型所產生的感應電場進行測量，進一步驗證了該人體頭部物理模型的導電性。本文的研究為TMS顱內電場分布研究提供了有效的實驗工具。
引用本文： 武禎, 吳念霜, 張丞, 吳昌哲, 霍小林, 張廣浩. 經顱神經電磁調控人體頭部物理模型研究. 生物醫學工程學雜志, 2024, 41(1): 98-104. doi: 10.7507/1001-5515.202311056 復制
0 引言
經顱磁刺激（transcranial magnetic stimulation，TMS）作為一種無創的神經調控技術，目前在神經病學和精神病學領域已經得到了廣泛的應用[1-3]。針對TMS也開展了很多研究，包括感應電場仿真計算和臨床應用等[4-6]。但是目前對TMS的研究大多基于大腦仿真模型[7-10]，缺乏真實大腦模型的感應電場驗證實驗。
目前已有研究對植入立體定向腦電圖（stereoelectroencephalography，SEEG）電極的難治性癲癇患者進行電磁刺激，記錄電極上的電信號。Wagner等[11]對1例植入了8個SEEG電極的藥物難治性癲癇患者施加了四種不同條件的TMS刺激，并記錄了其中一個電極的電信號，首次在體測量了TMS在人腦內誘發的電流密度。Louviot等[12]按照標準立體定向程序向8例局灶性耐藥癲癇患者個性化植入SEEG多觸點電極，并根據適應的10/20系統放置了27個頭皮電極，以實現EEG-SEEG同步記錄。使用2個高精度電極對患者進行不同強度（0.5 mA和1 mA）的經顱交流電刺激（transcranial alternating current stimulation，tACS），通過計算同一SEEG電極上相鄰兩個觸點上實測電壓的梯度得到了腦深部結構中的電場。與以往的在體臨床研究相比，該研究納入了更多患者。Shan等[13]對11例植入SEEG電極的成年耐藥性癲癇患者施加了tACS，記錄了不同電流強度（1～15 mA，以2 mA為間隔遞增）下海馬、島葉和杏仁核的局部場電位，并通過線性回歸分析檢驗了該局部場電位與顱外交流電強度的相關性，為tACS刺激深部腦組織提供了直接證據。然而，上述的神經電磁調控顱內電場測量方案的應用存在著技術、安全、倫理等眾多問題限制，難以開展大規模實驗，因此需要利用人體頭部物理模型在體外驗證新技術的可行性。
現有研究已經設計出具有導電性的大腦物理模型。Sperandio等[14]提出了一個由四個電導率不同的半球組成的三維（three-dimensional，3D）頭部模型，分別為頭皮、頭骨、腦脊液和大腦。前三層用瓊脂增稠的不同鹽濃度的NaCl溶液制成，大腦則直接充滿NaCl水溶液，各層之間用體積導電膜隔開以防止瓊脂層之間的擴散。通過比較測量和仿真對模型進行了實驗驗證，發現結果吻合良好。Afuwape等[15]按照ASTM（美國材料與試驗協會，2011）標準F2182使用NaCl、聚丙烯酸和水制成了電導率為0.47 S/m的凝膠體模，并將凝膠體模置于聚甲基丙烯酸甲酯板材制成的定制容器中，以此模型模擬真實大腦從而測量TMS在顱內產生的感應電場。上述物理模型均具有一定導電性能，但缺少精確的解剖和幾何結構，而導電材料的幾何形狀可以顯著影響脈沖磁場所產生的感應電場[16-17]，因此，這類物理模型在應用中還存在一些局限性。Zhang等[18]通過將炭黑體積分數分別為10%和20%的兩種丙烯腈-丁二烯-苯乙烯/炭黑顆粒按照不同比例混合得到了電阻率接近顱骨和腦實質的3D打印材料，根據真實顱骨的分層結構與厚度以及腦實質的真實解剖結構分別打印出了電阻率連續變化的顱骨和解剖結構精確的腦實質模型。此外，該團隊還使用不導電的丙烯腈-丁二烯-苯乙烯材料打印了整個頭部模體的外容器結構，將打印好的各層模型組合并分別注入與頭皮或腦脊液電阻率一致的NaCl溶液即可得到最終的人體頭部物理模型。該模型在電阻率分布、幾何形狀以及電阻抗成像的準確性方面均得到了良好的驗證。Magsood等[19]也設計出一種解剖結構精確以及電導率接近真實頭部的人體頭部物理模型。該研究團隊通過對人頭部核磁共振圖像進行圖像分割和3D重建得到3D模型，經過一系列處理加工制作出各層組織的外殼，向外殼中倒入模擬各層組織電導率的導電聚合物后等待凝固，然后去除外殼，取出該層模型，將各層模型組合成真實的人體頭部物理模型。然后通過計算機斷層掃描（computed tomography，CT）造影，確認了該模型的解剖學結構接近真實頭部。
已有研究證明在聚二甲基硅氧烷（polydimethylsiloxane，PDMS）[20]中摻雜多壁碳納米管（multi-walled carbon nanotubes，MWCNTs）能制造出類似白質、灰質電導率的導電聚合物，并可通過調整MWCNTs在PDMS中的摻雜比重來控制物理大腦模型導電率[19]。而且PDMS在摻雜MWCNTs后，混合物固化后的流動性也能接近真實大腦，為進一步模擬出具有白質、灰質電導率的導電聚合物提供了可能。
為驗證人體頭部物理模型實物的導電性能，需要測量其感應電場。現有電場測量方法有光纖式測量法、庫侖力彈簧MEMS法和線圈測量法等方法[21-22]，但都存在成本較高的問題，研究者通常采用測量兩點之間的感應電壓來計算電場的方法[19]。
本文在已有研究的基礎上制作了一個電導率和解剖結構貼近真實頭部的人體頭部物理模型，使用實驗室自行設計的TMS設備對裸露在空氣中的人體頭部物理模型進行了刺激，并測量感應電場，為之后TMS顱內電場分布研究提供了可靠的驗證工具。
1 材料與方法
1.1 頭部各層組織的3D重建及打印
本文采用SimNIBS-3.2[23]軟件中自行提供的Ernie核磁共振圖像進行頭部各層組織的3D重建，該圖像可通過在SimNIBS官網的Example Dataset模塊中自行下載并且使用。使用SimNIBS-3.2軟件進行圖像分割。但SimNIBS-3.2軟件對人頭部核磁共振圖像分割出的大腦各層組織3D文件為實心體，其中不僅包含目標層組織，還包含目標層內部的各層組織，不能直接作為該層組織的3D模型，因此還需要對分割出的大腦各層組織3D文件進行加工，即減去內層組織，從而得到目標層組織圖像。由于制作灰質、白質的導電聚合物不能直接用于打印，因此本文需要通過上述圖像處理方法構建灰質、白質的倒模圖像。
使用3D slicer軟件對上述生成的nifti格式圖像文件進行處理，從而構建對應組織的3D打印模型。此外，通過該軟件在上述構建完成的3D打印模型上手動裁剪出材料注入孔，最終輸出3D打印模型STL格式文件。將該STL格式文件交付外部3D打印廠家進行打印，為裝配方便，最終選擇將3D打印模型分成上、下兩部分分別打印。
1.2 人體頭部物理模型構建
1.2.1 頭皮、顱骨層模型
頭部各組織電導率如表1[24]所示。顱骨電導率為0.01 S/m，是頭部中電導率最小的組織。顱骨電導率對TMS的磁場通過效果影響很小，因此可使用電導率較低的樹脂等材料來近似模擬顱骨。頭皮的電導率為0.465 S/m，是頭部電導率最大的組織，并且其厚度僅有1～2 mm[25]，相較于平均約0.5 cm的頭部顱骨厚度（最厚為枕外隆凸，可達1.2 cm；最薄為顳區，僅為0.2 cm）[26]，可以忽略不計。頭皮的電導率對TMS產生的脈沖磁場通過效果影響非常小，因此可以使用與顱骨相同的電導率材料來構建頭皮。本文最終選擇未來R4600樹脂（深圳未來工廠公司，中國）作為頭皮和顱骨的模擬材料。
1.2.2 白質、灰質層模型
白質電導率為0.126 S/m，灰質電導率為0.276 S/m。由于TMS距離白質較遠，一般認為TMS主要影響大腦的灰質，為節省配置不同電導率導電材料所需時間和盡可能減少制造成本，本文使用相同電導率的導電聚合物模擬灰質和白質。以5.62%的比重對MWCNTs（管徑40～60 nm，管長5～15 pm，電阻率0.2 Ω·cm）和PDMS（SYLGARD 184 Silicone，美國）進行配比，然后以1 000 r/min的速度混合15 min左右，直至混合物變為糊狀，然后在混合物中加入PDMS固化劑繼續攪拌15 min。將材料倒入3D打印出的倒模中，待材料凝固成型后去除倒模，即可得到灰質、白質的物理模型。為了驗證所得大腦實物的結構準確性，本文還使用未來R4600樹脂材料直接打印了大腦實物。
1.2.3 腦脊液模型
腦脊液電導率為1.654 S/m，使用蒸餾水和高純度NaCl，按4.135 mg/mL的濃度進行配置[19]。
1.2.4 各層組織模型組合
本文設計的人體頭部物理模型近似處理成三層，其中最外層為頭皮-顱骨聯合體，第二層為物理腦脊液，最內層為物理大腦模型。因此，將固化成形的黑色物理大腦實物放入頭皮-顱骨聯合體的下半部分中，后用膠水將頭皮-顱骨聯合體的上下部分膠合起來形成一個整體，再向其中倒入本文所配置的模擬腦脊液直至倒滿所有空隙，最終完成人體頭部物理模型的全部構建和組合。
1.3 材料電導率測量
將本文用于制作白質、灰質的導電聚合物即PDMS和MWCNTs混合物倒入自制的空心圓柱體外殼中，待混合物固化成圓柱體后，從外殼中脫離出來，對其直徑和高度進行測量。在混合物圓柱體的兩端部署兩個電極片，并使電極片凝膠部分與圓柱體兩個底面充分接觸以降低接觸電阻。將精密信號發生器與該圓柱體串聯，并在電路中串聯一個1 000 Ω的電阻，使用示波器同時測量該圓柱體和串聯電阻的兩端電壓。經過計算可得該圓柱體電阻，進而得到導電聚合物的電導率。此處，精密信號發生器輸出頻率為3 000 Hz且電壓峰峰值為5 V的正弦交流電壓。
1.4 感應電場測量
本文設計的電場測量裝置為兩根互相垂直、上下緊密排列的銅線段，長度均為12 mm，直徑均為0.4 mm，用來測量不同方向感應電場分量。在電場中，放入與電場方向平行的銅線段，沿其長度求電場強度的路徑積分，所得結果即為銅線段兩端電壓。在電場中，極短的距離下可近似認為電場方向和強度不變，因此，本文所選取的12 mm銅線段兩端電壓與長度之比即可認為是測量點的電場強度。另外，當銅線段與電場方向垂直時，沿其長度求路徑積分所得結果為0。因此，在測量電場強度的銅線段下方放置一個垂直的銅線段，當下方銅線段兩端電壓為0時可認為上方的銅線段與電場方向保持平行。
使用自行設計的電場測量裝置對TMS產生的感應電場進行測量。測量位置為空氣中8字線圈中心點下方0 mm處。為了使測量結果盡量準確，需要不斷調整電場測量裝置方向，使得電場測量裝置中測量電場方向銅線段電壓最大值最小。在存在物理大腦模型的條件下，本文使用示波器兩端直接測量物理大腦模型中央前回位置9 mm路徑的感應電壓。考慮到空氣中示波器兩端也會產生感應電壓，因此，同時測量接觸和非接觸物理大腦模型條件下相同路徑所產生的感應電壓。本文使用的TMS設備由本實驗室自行設計制造，使用8字線圈作為刺激線圈，1 mm×4 mm扁平漆包銅線繞制，內徑56 mm，外徑87 mm，共9匝，線圈電感17 μH，刺激時電容電壓為1 000 V。
2 結果
2.1 各層組織分割圖像
圖像分割獲得的頭皮和頭皮-顱骨層聯合體圖像如圖1a和圖1b所示。大腦圖像如圖1c所示，通過圖1a和圖1c相減可以得到大腦倒模圖像如圖1d所示。
圖1
圖像分割結果
a. 頭皮層圖像；b. 頭皮-顱骨聯合體圖像；c. 灰質層圖像；d. 大腦倒模圖像
Figure1. Image segmentation resultsa. image of scalp; b. image of scalp-skull complex; c. image of gray matter; d. image of brain inversion
2.2 各層組織3D模型與實物
由于頭皮-顱骨聯合體是人體頭部物理模型中的最外層結構，在完成打印后還需放入物理大腦模型固體，因此，需要分成上下兩部分分別打印，便于之后模型的裝配。同樣，為了方便大腦倒模在完成打印后放入模擬白質和灰質的導電聚合物，也需分成上下兩部分分別打印。頭皮-顱骨聯合體和大腦倒模3D打印模型拆分而成的上、下兩部分如圖2a、c所示。從3D模型的橫斷面、矢狀面、冠狀面可觀察得出，經3D slicer軟件中一系列處理得到的模型組織精確度比較高。與各組織層圖像文件相比較，未出現明顯的組織缺失和錯誤增生，驗證了3D模型結構上的準確性。頭皮-顱骨聯合體和大腦倒模實物如圖2b、d所示，其中左側為上半部分，右側為下半部分。觀察頭皮-顱骨聯合體和大腦倒模實物，發現均與打印文件上、下兩部分結構一致，說明實物結構準確性較好。
圖2
打印模型及實物
a. 頭皮-顱骨聯合體模型；b. 頭皮-顱骨聯合體實物；c. 大腦倒模模型；d. 大腦倒模實物
Figure2. Printed models and physical objectsa. model of the scalp-skull complex; b. physical object of the scalp-skull complex; c. model of the brain inversion mold; d. physical object of the brain inversion mold
將凝固成型的黑色大腦模型放入頭皮-顱骨聯合體下部分，如圖3a右側所示，可以觀察到，本文構建的物理大腦模型實物具有較清晰的大腦溝回，并且與頭皮-顱骨聯合體下部分的結合也比較緊密，說明物理大腦模型實物和頭皮-顱骨聯合體的配合比較好。與圖3a左側由未來R4600樹脂材料直接打印的大腦實物結構相比較，物理大腦模型表面的溝回和白色大腦實物結構比較接近，說明物理大腦模型實物結構準確性較好。因此，可為之后倒入物理模擬腦脊液留下準確的空間結構。三層實物完成組合后的人體頭部物理模型如圖3b所示，其中左側為白色大腦實物結構，右側為完整的人體頭部物理模型，即放入物理大腦模型實物和填滿物理模擬腦脊液后的頭皮-顱骨聯合體。可觀察到，人體頭部物理模型的三層實物能配合得較好。
圖3
人體頭部物理模型
a. 頭皮-顱骨聯合體中的黑色大腦模型；b. 組合后的實物模型
Figure3. Brain phantoma. black brain model in the scalp-skull complex; b. combined physical model
2.3 材料電導率測量結果
使用游標卡尺對PDMS和MWCNTs混合物圓柱體進行測量，得到其直徑為29.4 mm，高度為14.3 mm。經過計算處理，得到該圓柱體電阻為1 000 Ω左右，由于PDMS和MWCNTs混合物經過攪拌器充分攪拌，可近似認為圓柱體電阻率分布均勻，根據均勻電阻率材料公式，計算出PDMS和MWCNTs混合物的電導率為0.02 S/m，證明該混合物可以導電。
2.4 TMS產生電場的測量結果
對TMS設備所產生的感應電場的測量如圖4所示。通過旋轉電場測量裝置使兩個銅線段上的感應電壓差值最大，此時感應電壓最大值分別為3.2 V和0.2 V。8字線圈中心點下方0 mm處電場強度為266.67 V/m，電場方向與3.2 V銅線段方向相同。
圖4
TMS中8字線圈感應電場測量
Figure4.
Measurement of induced electric field caused by figure-8 coil in TMS
確認人體頭部物理模型中使用的材料能導電后，使用實驗室自行設計的TMS設備對裸露在空氣中的物理大腦模型進行刺激。用示波器探頭兩端直接測量物理大腦模型中由導電聚合物所形成的9 mm路徑的感應電壓。同時測量接觸和非接觸物理大腦模型條件下，物理大腦模型中相同9 mm路徑中所產生的感應電壓，測量裝置如圖5所示。測量結果表明，接觸和非接觸物理大腦模型條件下所測得的感應電壓分別為10.7 V和–3.09 V，幅值大小不同且方向相反，證明本文設計的大腦模擬材料的電磁性質和空氣不同，物理大腦模型的導電性使得接觸和非接觸物理大腦模型所測量的感應電壓存在較大差異。
圖5
接觸和未接觸人體頭部物理模型的TMS電場測量
Figure5.
Contact and non-contact measurements of electric field caused by TMS for brain phantom
3 討論與結論
本文針對頭部各層組織分別使用不同材料來模擬其電導率，然后通過3D打印技術對各層復雜的解剖和幾何結構進行了物理重建打印，最終將打印得到的各層組織組合成完整的人體頭部物理模型。通過對本文所構建的模擬材料進行電導率測量，證明了材料的導電性。又通過對物理大腦模型施加磁刺激，測量了接觸和非接觸物理大腦模型條件下的感應電壓，發現兩者大小有差異，而且極性相反，感應電壓大小與文獻報道結果在同一數量級[19]，再次證明本文大腦模擬材料具有導電性。本文根據大腦解剖和幾何結構以及大腦各層組織的電導率構建了一個與真實大腦相近的人體頭部物理模型，并通過實驗驗證了該模型的可行性，可以為之后TMS顱內電場研究以及新技術的開發提供有效的驗證工具。
本文結果證明了該人體頭部物理模型的導電性能，但實驗仍存在一定局限性。在材料實驗過程中，由于本文選擇的PDMS材料摻雜MWCNTs的最大比重有限，MWCNTs最終摻雜比重只能達到5.62%，使得PDMS和MWCNTs混合物電導率低于目標電導率，后期實驗中可使用其他性質的PDMS來增加對MWCNTs的最大摻雜比重，進一步增加PDMS和MWCNTs混合物的電導率，達到白質或灰質電導率水平。此外，對人體頭部物理模型感應電場測量結果的進一步分析可知，由于所測波形中渦流場與標量場無法有效分離，導致所測量的感應電壓較大，另外也可能是由于探頭引入的電磁干擾較大。在后續研究中應該避免渦流場，使用電刺激而不是磁刺激來驗證該人體頭部物理模型是否精確。
重要說明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：武禎負責研究背景調研、實驗分析與論文寫作，吳念霜負責實驗安排以及數據收集，張丞、吳昌哲、霍小林負責實驗指導，張廣浩負責實驗指導、論文指導及審閱。
0 引言
經顱磁刺激（transcranial magnetic stimulation，TMS）作為一種無創的神經調控技術，目前在神經病學和精神病學領域已經得到了廣泛的應用[1-3]。針對TMS也開展了很多研究，包括感應電場仿真計算和臨床應用等[4-6]。但是目前對TMS的研究大多基于大腦仿真模型[7-10]，缺乏真實大腦模型的感應電場驗證實驗。
目前已有研究對植入立體定向腦電圖（stereoelectroencephalography，SEEG）電極的難治性癲癇患者進行電磁刺激，記錄電極上的電信號。Wagner等[11]對1例植入了8個SEEG電極的藥物難治性癲癇患者施加了四種不同條件的TMS刺激，并記錄了其中一個電極的電信號，首次在體測量了TMS在人腦內誘發的電流密度。Louviot等[12]按照標準立體定向程序向8例局灶性耐藥癲癇患者個性化植入SEEG多觸點電極，并根據適應的10/20系統放置了27個頭皮電極，以實現EEG-SEEG同步記錄。使用2個高精度電極對患者進行不同強度（0.5 mA和1 mA）的經顱交流電刺激（transcranial alternating current stimulation，tACS），通過計算同一SEEG電極上相鄰兩個觸點上實測電壓的梯度得到了腦深部結構中的電場。與以往的在體臨床研究相比，該研究納入了更多患者。Shan等[13]對11例植入SEEG電極的成年耐藥性癲癇患者施加了tACS，記錄了不同電流強度（1～15 mA，以2 mA為間隔遞增）下海馬、島葉和杏仁核的局部場電位，并通過線性回歸分析檢驗了該局部場電位與顱外交流電強度的相關性，為tACS刺激深部腦組織提供了直接證據。然而，上述的神經電磁調控顱內電場測量方案的應用存在著技術、安全、倫理等眾多問題限制，難以開展大規模實驗，因此需要利用人體頭部物理模型在體外驗證新技術的可行性。
現有研究已經設計出具有導電性的大腦物理模型。Sperandio等[14]提出了一個由四個電導率不同的半球組成的三維（three-dimensional，3D）頭部模型，分別為頭皮、頭骨、腦脊液和大腦。前三層用瓊脂增稠的不同鹽濃度的NaCl溶液制成，大腦則直接充滿NaCl水溶液，各層之間用體積導電膜隔開以防止瓊脂層之間的擴散。通過比較測量和仿真對模型進行了實驗驗證，發現結果吻合良好。Afuwape等[15]按照ASTM（美國材料與試驗協會，2011）標準F2182使用NaCl、聚丙烯酸和水制成了電導率為0.47 S/m的凝膠體模，并將凝膠體模置于聚甲基丙烯酸甲酯板材制成的定制容器中，以此模型模擬真實大腦從而測量TMS在顱內產生的感應電場。上述物理模型均具有一定導電性能，但缺少精確的解剖和幾何結構，而導電材料的幾何形狀可以顯著影響脈沖磁場所產生的感應電場[16-17]，因此，這類物理模型在應用中還存在一些局限性。Zhang等[18]通過將炭黑體積分數分別為10%和20%的兩種丙烯腈-丁二烯-苯乙烯/炭黑顆粒按照不同比例混合得到了電阻率接近顱骨和腦實質的3D打印材料，根據真實顱骨的分層結構與厚度以及腦實質的真實解剖結構分別打印出了電阻率連續變化的顱骨和解剖結構精確的腦實質模型。此外，該團隊還使用不導電的丙烯腈-丁二烯-苯乙烯材料打印了整個頭部模體的外容器結構，將打印好的各層模型組合并分別注入與頭皮或腦脊液電阻率一致的NaCl溶液即可得到最終的人體頭部物理模型。該模型在電阻率分布、幾何形狀以及電阻抗成像的準確性方面均得到了良好的驗證。Magsood等[19]也設計出一種解剖結構精確以及電導率接近真實頭部的人體頭部物理模型。該研究團隊通過對人頭部核磁共振圖像進行圖像分割和3D重建得到3D模型，經過一系列處理加工制作出各層組織的外殼，向外殼中倒入模擬各層組織電導率的導電聚合物后等待凝固，然后去除外殼，取出該層模型，將各層模型組合成真實的人體頭部物理模型。然后通過計算機斷層掃描（computed tomography，CT）造影，確認了該模型的解剖學結構接近真實頭部。
已有研究證明在聚二甲基硅氧烷（polydimethylsiloxane，PDMS）[20]中摻雜多壁碳納米管（multi-walled carbon nanotubes，MWCNTs）能制造出類似白質、灰質電導率的導電聚合物，并可通過調整MWCNTs在PDMS中的摻雜比重來控制物理大腦模型導電率[19]。而且PDMS在摻雜MWCNTs后，混合物固化后的流動性也能接近真實大腦，為進一步模擬出具有白質、灰質電導率的導電聚合物提供了可能。
為驗證人體頭部物理模型實物的導電性能，需要測量其感應電場。現有電場測量方法有光纖式測量法、庫侖力彈簧MEMS法和線圈測量法等方法[21-22]，但都存在成本較高的問題，研究者通常采用測量兩點之間的感應電壓來計算電場的方法[19]。
本文在已有研究的基礎上制作了一個電導率和解剖結構貼近真實頭部的人體頭部物理模型，使用實驗室自行設計的TMS設備對裸露在空氣中的人體頭部物理模型進行了刺激，并測量感應電場，為之后TMS顱內電場分布研究提供了可靠的驗證工具。
1 材料與方法
1.1 頭部各層組織的3D重建及打印
本文采用SimNIBS-3.2[23]軟件中自行提供的Ernie核磁共振圖像進行頭部各層組織的3D重建，該圖像可通過在SimNIBS官網的Example Dataset模塊中自行下載并且使用。使用SimNIBS-3.2軟件進行圖像分割。但SimNIBS-3.2軟件對人頭部核磁共振圖像分割出的大腦各層組織3D文件為實心體，其中不僅包含目標層組織，還包含目標層內部的各層組織，不能直接作為該層組織的3D模型，因此還需要對分割出的大腦各層組織3D文件進行加工，即減去內層組織，從而得到目標層組織圖像。由于制作灰質、白質的導電聚合物不能直接用于打印，因此本文需要通過上述圖像處理方法構建灰質、白質的倒模圖像。
使用3D slicer軟件對上述生成的nifti格式圖像文件進行處理，從而構建對應組織的3D打印模型。此外，通過該軟件在上述構建完成的3D打印模型上手動裁剪出材料注入孔，最終輸出3D打印模型STL格式文件。將該STL格式文件交付外部3D打印廠家進行打印，為裝配方便，最終選擇將3D打印模型分成上、下兩部分分別打印。
1.2 人體頭部物理模型構建
1.2.1 頭皮、顱骨層模型
頭部各組織電導率如表1[24]所示。顱骨電導率為0.01 S/m，是頭部中電導率最小的組織。顱骨電導率對TMS的磁場通過效果影響很小，因此可使用電導率較低的樹脂等材料來近似模擬顱骨。頭皮的電導率為0.465 S/m，是頭部電導率最大的組織，并且其厚度僅有1～2 mm[25]，相較于平均約0.5 cm的頭部顱骨厚度（最厚為枕外隆凸，可達1.2 cm；最薄為顳區，僅為0.2 cm）[26]，可以忽略不計。頭皮的電導率對TMS產生的脈沖磁場通過效果影響非常小，因此可以使用與顱骨相同的電導率材料來構建頭皮。本文最終選擇未來R4600樹脂（深圳未來工廠公司，中國）作為頭皮和顱骨的模擬材料。
1.2.2 白質、灰質層模型
白質電導率為0.126 S/m，灰質電導率為0.276 S/m。由于TMS距離白質較遠，一般認為TMS主要影響大腦的灰質，為節省配置不同電導率導電材料所需時間和盡可能減少制造成本，本文使用相同電導率的導電聚合物模擬灰質和白質。以5.62%的比重對MWCNTs（管徑40～60 nm，管長5～15 pm，電阻率0.2 Ω·cm）和PDMS（SYLGARD 184 Silicone，美國）進行配比，然后以1 000 r/min的速度混合15 min左右，直至混合物變為糊狀，然后在混合物中加入PDMS固化劑繼續攪拌15 min。將材料倒入3D打印出的倒模中，待材料凝固成型后去除倒模，即可得到灰質、白質的物理模型。為了驗證所得大腦實物的結構準確性，本文還使用未來R4600樹脂材料直接打印了大腦實物。
1.2.3 腦脊液模型
腦脊液電導率為1.654 S/m，使用蒸餾水和高純度NaCl，按4.135 mg/mL的濃度進行配置[19]。
1.2.4 各層組織模型組合
本文設計的人體頭部物理模型近似處理成三層，其中最外層為頭皮-顱骨聯合體，第二層為物理腦脊液，最內層為物理大腦模型。因此，將固化成形的黑色物理大腦實物放入頭皮-顱骨聯合體的下半部分中，后用膠水將頭皮-顱骨聯合體的上下部分膠合起來形成一個整體，再向其中倒入本文所配置的模擬腦脊液直至倒滿所有空隙，最終完成人體頭部物理模型的全部構建和組合。
1.3 材料電導率測量
將本文用于制作白質、灰質的導電聚合物即PDMS和MWCNTs混合物倒入自制的空心圓柱體外殼中，待混合物固化成圓柱體后，從外殼中脫離出來，對其直徑和高度進行測量。在混合物圓柱體的兩端部署兩個電極片，并使電極片凝膠部分與圓柱體兩個底面充分接觸以降低接觸電阻。將精密信號發生器與該圓柱體串聯，并在電路中串聯一個1 000 Ω的電阻，使用示波器同時測量該圓柱體和串聯電阻的兩端電壓。經過計算可得該圓柱體電阻，進而得到導電聚合物的電導率。此處，精密信號發生器輸出頻率為3 000 Hz且電壓峰峰值為5 V的正弦交流電壓。
1.4 感應電場測量
本文設計的電場測量裝置為兩根互相垂直、上下緊密排列的銅線段，長度均為12 mm，直徑均為0.4 mm，用來測量不同方向感應電場分量。在電場中，放入與電場方向平行的銅線段，沿其長度求電場強度的路徑積分，所得結果即為銅線段兩端電壓。在電場中，極短的距離下可近似認為電場方向和強度不變，因此，本文所選取的12 mm銅線段兩端電壓與長度之比即可認為是測量點的電場強度。另外，當銅線段與電場方向垂直時，沿其長度求路徑積分所得結果為0。因此，在測量電場強度的銅線段下方放置一個垂直的銅線段，當下方銅線段兩端電壓為0時可認為上方的銅線段與電場方向保持平行。
使用自行設計的電場測量裝置對TMS產生的感應電場進行測量。測量位置為空氣中8字線圈中心點下方0 mm處。為了使測量結果盡量準確，需要不斷調整電場測量裝置方向，使得電場測量裝置中測量電場方向銅線段電壓最大值最小。在存在物理大腦模型的條件下，本文使用示波器兩端直接測量物理大腦模型中央前回位置9 mm路徑的感應電壓。考慮到空氣中示波器兩端也會產生感應電壓，因此，同時測量接觸和非接觸物理大腦模型條件下相同路徑所產生的感應電壓。本文使用的TMS設備由本實驗室自行設計制造，使用8字線圈作為刺激線圈，1 mm×4 mm扁平漆包銅線繞制，內徑56 mm，外徑87 mm，共9匝，線圈電感17 μH，刺激時電容電壓為1 000 V。
2 結果
2.1 各層組織分割圖像
圖像分割獲得的頭皮和頭皮-顱骨層聯合體圖像如圖1a和圖1b所示。大腦圖像如圖1c所示，通過圖1a和圖1c相減可以得到大腦倒模圖像如圖1d所示。
圖1
圖像分割結果
a. 頭皮層圖像；b. 頭皮-顱骨聯合體圖像；c. 灰質層圖像；d. 大腦倒模圖像
Figure1. Image segmentation resultsa. image of scalp; b. image of scalp-skull complex; c. image of gray matter; d. image of brain inversion
2.2 各層組織3D模型與實物
由于頭皮-顱骨聯合體是人體頭部物理模型中的最外層結構，在完成打印后還需放入物理大腦模型固體，因此，需要分成上下兩部分分別打印，便于之后模型的裝配。同樣，為了方便大腦倒模在完成打印后放入模擬白質和灰質的導電聚合物，也需分成上下兩部分分別打印。頭皮-顱骨聯合體和大腦倒模3D打印模型拆分而成的上、下兩部分如圖2a、c所示。從3D模型的橫斷面、矢狀面、冠狀面可觀察得出，經3D slicer軟件中一系列處理得到的模型組織精確度比較高。與各組織層圖像文件相比較，未出現明顯的組織缺失和錯誤增生，驗證了3D模型結構上的準確性。頭皮-顱骨聯合體和大腦倒模實物如圖2b、d所示，其中左側為上半部分，右側為下半部分。觀察頭皮-顱骨聯合體和大腦倒模實物，發現均與打印文件上、下兩部分結構一致，說明實物結構準確性較好。
圖2
打印模型及實物
a. 頭皮-顱骨聯合體模型；b. 頭皮-顱骨聯合體實物；c. 大腦倒模模型；d. 大腦倒模實物
Figure2. Printed models and physical objectsa. model of the scalp-skull complex; b. physical object of the scalp-skull complex; c. model of the brain inversion mold; d. physical object of the brain inversion mold
將凝固成型的黑色大腦模型放入頭皮-顱骨聯合體下部分，如圖3a右側所示，可以觀察到，本文構建的物理大腦模型實物具有較清晰的大腦溝回，并且與頭皮-顱骨聯合體下部分的結合也比較緊密，說明物理大腦模型實物和頭皮-顱骨聯合體的配合比較好。與圖3a左側由未來R4600樹脂材料直接打印的大腦實物結構相比較，物理大腦模型表面的溝回和白色大腦實物結構比較接近，說明物理大腦模型實物結構準確性較好。因此，可為之后倒入物理模擬腦脊液留下準確的空間結構。三層實物完成組合后的人體頭部物理模型如圖3b所示，其中左側為白色大腦實物結構，右側為完整的人體頭部物理模型，即放入物理大腦模型實物和填滿物理模擬腦脊液后的頭皮-顱骨聯合體。可觀察到，人體頭部物理模型的三層實物能配合得較好。
圖3
人體頭部物理模型
a. 頭皮-顱骨聯合體中的黑色大腦模型；b. 組合后的實物模型
Figure3. Brain phantoma. black brain model in the scalp-skull complex; b. combined physical model
2.3 材料電導率測量結果
使用游標卡尺對PDMS和MWCNTs混合物圓柱體進行測量，得到其直徑為29.4 mm，高度為14.3 mm。經過計算處理，得到該圓柱體電阻為1 000 Ω左右，由于PDMS和MWCNTs混合物經過攪拌器充分攪拌，可近似認為圓柱體電阻率分布均勻，根據均勻電阻率材料公式，計算出PDMS和MWCNTs混合物的電導率為0.02 S/m，證明該混合物可以導電。
2.4 TMS產生電場的測量結果
對TMS設備所產生的感應電場的測量如圖4所示。通過旋轉電場測量裝置使兩個銅線段上的感應電壓差值最大，此時感應電壓最大值分別為3.2 V和0.2 V。8字線圈中心點下方0 mm處電場強度為266.67 V/m，電場方向與3.2 V銅線段方向相同。
圖4
TMS中8字線圈感應電場測量
Figure4.
Measurement of induced electric field caused by figure-8 coil in TMS
確認人體頭部物理模型中使用的材料能導電后，使用實驗室自行設計的TMS設備對裸露在空氣中的物理大腦模型進行刺激。用示波器探頭兩端直接測量物理大腦模型中由導電聚合物所形成的9 mm路徑的感應電壓。同時測量接觸和非接觸物理大腦模型條件下，物理大腦模型中相同9 mm路徑中所產生的感應電壓，測量裝置如圖5所示。測量結果表明，接觸和非接觸物理大腦模型條件下所測得的感應電壓分別為10.7 V和–3.09 V，幅值大小不同且方向相反，證明本文設計的大腦模擬材料的電磁性質和空氣不同，物理大腦模型的導電性使得接觸和非接觸物理大腦模型所測量的感應電壓存在較大差異。
圖5
接觸和未接觸人體頭部物理模型的TMS電場測量
Figure5.
Contact and non-contact measurements of electric field caused by TMS for brain phantom
3 討論與結論
本文針對頭部各層組織分別使用不同材料來模擬其電導率，然后通過3D打印技術對各層復雜的解剖和幾何結構進行了物理重建打印，最終將打印得到的各層組織組合成完整的人體頭部物理模型。通過對本文所構建的模擬材料進行電導率測量，證明了材料的導電性。又通過對物理大腦模型施加磁刺激，測量了接觸和非接觸物理大腦模型條件下的感應電壓，發現兩者大小有差異，而且極性相反，感應電壓大小與文獻報道結果在同一數量級[19]，再次證明本文大腦模擬材料具有導電性。本文根據大腦解剖和幾何結構以及大腦各層組織的電導率構建了一個與真實大腦相近的人體頭部物理模型，并通過實驗驗證了該模型的可行性，可以為之后TMS顱內電場研究以及新技術的開發提供有效的驗證工具。
本文結果證明了該人體頭部物理模型的導電性能，但實驗仍存在一定局限性。在材料實驗過程中，由于本文選擇的PDMS材料摻雜MWCNTs的最大比重有限，MWCNTs最終摻雜比重只能達到5.62%，使得PDMS和MWCNTs混合物電導率低于目標電導率，后期實驗中可使用其他性質的PDMS來增加對MWCNTs的最大摻雜比重，進一步增加PDMS和MWCNTs混合物的電導率，達到白質或灰質電導率水平。此外，對人體頭部物理模型感應電場測量結果的進一步分析可知，由于所測波形中渦流場與標量場無法有效分離，導致所測量的感應電壓較大，另外也可能是由于探頭引入的電磁干擾較大。在后續研究中應該避免渦流場，使用電刺激而不是磁刺激來驗證該人體頭部物理模型是否精確。
重要說明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：武禎負責研究背景調研、實驗分析與論文寫作，吳念霜負責實驗安排以及數據收集，張丞、吳昌哲、霍小林負責實驗指導，張廣浩負責實驗指導、論文指導及審閱。
