[0001] 本发明涉及生物医学工程仿真技术领域，具体涉及一种基于前庭磁刺激的内耳电场强度分布仿真分析方法及系统。

[0002] 前庭磁刺激(Magnetic Vestibular Stimulation，MVS)是一种无创刺激前庭系统的神经生理学技术，通过放置在人耳后方乳突表面的线圈产生交变磁场，刺激前庭系统。人体前庭器官位于内耳位置，是人体平衡身体的重要控制器官和感受器官。研究表明，重复性前庭磁刺激可以促进大脑适应并恢复前庭性病变。

[0003] 前庭磁刺激设备主要由电容回路和刺激线圈构成，电容回路产生脉冲电流，电流经过刺激线圈时产生交变磁场，该磁场能够穿过皮肤和颅骨到达前庭器官，使得交变磁场在前庭处产生感应电场，进而激活前庭器官。

[0004] 常见的磁刺激线圈有圆形线圈、8字线圈、H线圈和双锥形线圈，圆形线圈和8字线圈主要用于刺激大脑表浅的皮质层，双锥形线圈和H线圈主要用于刺激大脑深部区域。前庭器官和人体外皮肤表面的距离会因为个体的差异而有所不同，但前庭器官最外侧距离外耳道中心位置约3.5‑4.5cm，距离耳后乳突约2.5‑3.5cm，从刺激距离来看，使用圆形线圈或8字线圈即可对前庭器官施加刺激。由于前庭器官接受刺激的体积有限，并且前庭器官与耳蜗相连，进行磁刺激时，容易刺激到人体内耳的耳蜗，因此从聚焦性考虑，使用8字线圈。

[0005] 当刺激线圈电流方向一定时，作用于刺激区域的感应电流方向与刺激线圈的电流方向相反，研究表明不同刺激方向会对运动皮质的刺激效果产生影响，通过研究发现大脑后‑前方、前‑后方和外‑内侧方向的感应电流可产生不同模式的下行冲动，因此刺激区域的电场强度会发生改变，8字线圈在进行刺激时，线圈倾斜方向的改变会影响刺激区域的感应电场，进而影响刺激效果。而在实验中经常使用经颅磁刺激与脑电相结合的方式观察刺激效果，但脑电电极的会改变头皮与大脑皮层的电流传导路径和干扰线圈产生的磁场。基于此，本发明提出一种基于前庭磁刺激的内耳电场强度分布仿真分析方法及系统。

[0060] 下面结合附图给出具体实施例，具体实施例仅用于详细介绍本发明的技术方案，并不以此限定本申请的保护范围。

[0061] 本发明提供一种基于前庭磁刺激的内耳电场强度分布仿真分析方法，包括以下步骤：

[0062] S1、构建颅脑模型、内耳模型及脑电电极模型，将颅脑模型和内耳模型导入有限元分析软件中，并通过有限元分析软件搭建磁刺激线圈模型；

[0063] S11、通过医学影像技术扫描得到受试者的影像数据，并将影像数据导入图像处理软件，提取三维几何模型；

[0064] S12、利用模型修复软件对三维几何模型进行加工处理，得到标准的三维几何模型；

[0065] S13、将标准的三维几何模型导入有限元分析软件，构建颅脑模型和内耳模型；

[0066] S14、按照预先配置的电极，基于真实的颅脑模型以导联的方式构建脑电电极模型；

[0067] S15、将颅脑模型和内耳模型导入有限元分析软件，并通过有限元分析软件搭建磁刺激线圈模型。

[0068] 本实施例主要通过生物医学工程建模和电磁场有限元分析来实现；真实颅脑模型和内耳模型在建模前需要利用医学影像技术(如CT、MRI等)扫描得到受试者的影像数据，并将影像数据导入图像处理软件(如Mimics等)，提取三维几何模型。然后，利用模型修复软件(Geomagic Studio等)对三维几何模型进行加工处理，得到标准的三维几何模型。最后将标准的三维几何模型导入有限元分析软件(如Comsol等)，完成真实颅脑模型和内耳模型的建立，得到颅脑模型和内耳模型。本次仿真所使用的磁刺激线圈是重复经颅磁刺激器(Magstim Rapid2)的70mm人体8字线圈，单侧线圈绕制9匝。线圈导体厚度约1.25mm，高度6mm，阻间距约0.75mm，两翼间距约1mm，单侧线圈内、外半径分别为28mm和45.25mm。目前，传统8字线圈模型根据整体结构的不同，其构建方式可以分为以下三种：环型8字线圈；螺线对称型8字线圈；螺线S型8字线圈。其中，环型8字线圈多用于优化研究，所以本次仿真主要考虑的8字线圈构建方式为螺线对称型和螺线S型，本发明搭建了传统的脑电电极模型，并且按照32个电极导联的方式放置在真实颅脑模型的头皮上。

[0069] S2、在有限元分析软件中预先配置磁场，并引入Maxwell基本方程组，对前庭磁刺激线圈通入电流，根据Maxwell方程组模拟产生随时间变化的电磁场；设置不同的刺激方式，并配置求解器的参数；

[0070] S21、在有限元分析软件中预先配置磁场；

[0071] S22、在磁场设置中，引入Maxwell基本方程组的微分形式；

[0072] S23、在磁刺激线圈模型中创建前庭磁刺激线圈的几何形状，并设置前庭磁刺激线圈电导率和电流的输入；

[0073] S24、运行有限元分析软件，观察并记录磁场和电场的变化情况；

[0074] S25、模拟不同的刺激方式，观察不同刺激方式下电磁场的分布情况，并配置求解器的参数。

[0075] 优选地，所述电流的频率为3571Hz。

[0076] 需要解释说明的是，本发明选择的物理场为磁场，前庭磁刺激线圈中通入电流频率为3571Hz，此时波长远大于颅脑模型尺寸，因此8字线圈下磁场可近似为准静态场。磁刺激线圈通入电流后产生时变电磁场，在各向同性的模型中，磁场和感应电场均满足Maxwell基本方程组。

[0077] 优选地，所述Maxwell基本方程组的表达式为：

[0078]

[0079] 线圈周围产生的磁场可根据以下表示式求得：

[0080]

[0081] 加入材料的本构关系表达式为：

[0082] D＝εE

[0083] B＝μH

[0084] J＝σE

[0085] 式中， 为微分算子，H为磁场强度矢量；J为电流密度矢量；D为电通密度；E为电场强度矢量；B为磁感应强度矢量；t为时间；ρ为电荷体密度；μ0为空间磁导率；I(t)为线圈电流；r0为线圈半径；R(r0)为线圈所在半径的单位切线向量；r为电荷体密度；μ为介质的磁导率；ε为介质的介电常数。

[0086] S3、根据颅脑和内耳组织的实际电磁特性，在颅脑模型和内耳模型中，配置不同组织的材料属性，包括电导率、相对介电常数及相对磁导率；

[0087] 需要解释说明的是，在仿真中的人体组织和线圈均具有导电特性，其中人体组织的电特性参数会因为电磁场的影响而发生改变，参考重复经颅磁刺激器所产生的磁场频率为3571Hz，本文按照此磁场频率选择的模型材料属性，如表1所示；

[0088] 表1仿真模型电特性参数表

[0089]

[0090] S4、依次对颅脑模型、内耳模型、磁刺激线圈模型及脑电电极模型进行网格剖分，并执行仿真计算，根据预设的刺激方式计算内耳模型在不同条件下的电场强度分布，将仿真计算结果与脑电电极模型进行关联分析，评估脑电电极对内耳电场分布及刺激效果的影响；

[0091] S41、分别对不同的颅脑模型、内耳模型、磁刺激线圈模型及脑电电极模型进行网格剖分；

[0092] S42、基于网格剖分后的颅脑模型、内耳模型、磁刺激线圈模型及脑电电极模型，通过分析不同的磁刺激线圈模型产生的磁场分布，进行差异性比较，并选取最佳的磁刺激线圈模型构建方式；

[0093] S43、将最佳的磁刺激线圈模型在线圈平面下旋转，获取在不同刺激方向下对内耳感应电场的数据，并分析对内耳刺激效果的影响；

[0094] S44、保持前庭磁刺激线圈的线圈中点不变，通过改变最佳的磁刺激线圈模型的线圈平面，获取在不同倾斜角度下对内耳感应电场的数据，并分析对内耳刺激效果的影响；

[0095] S45、将分析结果与脑电电极模型进行关联分析，评估脑电电极对内耳电场分布及刺激效果的影响。

[0096] 需要解释说明的是，颅脑模型包括皮肤、颅骨、脑脊液和脑实质四个区域，在本发明中作为整体进行统一的网格剖分，并且剖分精度选择细化；因为在仿真分析中内耳模型是主要的分析模型，所以剖分精度选择更细；由于蚊香型线圈的尺寸过小，剖分精度不足会导致线圈模型整体网格发生变形，因此线圈模型的剖分精度选择超细；空气域模型并不会影响计算结果，为了简化仿真的计算任务，空气域模型的剖分精度选择常规；在网格剖分中对电极模型设置为常规。

[0097] 通过分析三种8字线圈构建模型产生的磁场分布，进行差异性比较，最后根据仿真结果选取合适的8字线圈构建方法。8字线圈模型左右两翼线圈电流方向相反，并且右翼线圈电流方向为逆时针，电流大小设置为1000A。分析选择频域，并且添加线圈几何分析。

[0098] 以8字线圈的对称中心点为原点建立三维坐标系，设定8字线圈厚度1/2处的横截面为三维坐标系Z＝0的XOY平面，选择mm作为长度单位，此时线圈的上下平面分别位于坐标系的Z＝3mm和Z＝‑3mm平面。选取端点距离线圈100mm，并且垂直于8字线圈和线圈中心点的线段作为8字线圈的轴线。选取位于线圈下方5mm，并且与8字线圈水平对称轴平行的线段作为8字线圈的横线。轴线位于Z轴，横线平行于X轴，轴线和横线相对于线圈的位置。

[0099] 对模型进行仿真，并且分别计算8字线圈在不同构建方式下的轴线和横线上磁场强度的大小。轴线和横线的磁场强度。

[0100] 8字线圈轴线上，磁场强度越接近线圈越大，但由于8线圈高度的影响，在Z轴接近原点时，磁场强度近似为0。靠近线圈时，S型线圈磁场强度最大。远离线圈时，两种构建方式的8字线圈磁场强度减小，并且减小趋势近似相同。8字线圈横线上，磁场强度呈对称分布，并且在靠近线圈中心的位置存在峰值，在距离线圈中心约70mm的位置存在另一个峰值。在横线上，对称型线圈和S型线圈磁场强度大小和趋势近似相同。为了更好的反应刺激效果，本发明选择S型线圈构建方式。

[0101] 本发明选择乳突作为刺激靶点，选择电场强度作为衡量刺激效果的变量。在仿真分析中，前庭器官的电场强度变量与两个因素有关，一个是线圈的刺激方向，另一个是线圈中电流的方向。实际上，8字线圈的电流方向为自上而下流向线圈内侧，即水平放置的8字线圈，其中左翼线圈的电流方向为顺时针方向，右翼线圈的电流方向为逆时针方向。设置此时线圈上侧为刺激方向，在放置8字线圈时，将8字线圈两翼中点放置在乳突位置，并且与皮肤表面间隔5mm。调整8字线圈放置位置，使线圈表面尽可能的平行于乳突附近的皮肤表面。

[0102] 优选地，所述将最佳的磁刺激线圈模型在线圈平面下旋转，获取在不同刺激方向下对内耳感应电场的数据，并分析对内耳刺激效果的影响包括以下步骤：

[0103] S431、磁刺激线圈模型所在平面的方向分别旋转到正上方向、左上方向、正左方向、左下方向、正下方向、右下方向、正右方向和右上方向，然后计算每个刺激方向下内耳模型的电场强度，且每个线圈刺激方向是在线圈所在平面上将上一个刺激方向逆时针旋转45°得到的；

[0104] S432、在若干不同的刺激方向下，分析内耳模型的电场强度分布情况。

[0105] 优选地，所述将分析结果与脑电电极模型进行关联分析，评估脑电电极对内耳电场分布及刺激效果的影响包括以下步骤：

[0106] S451、在磁刺激线圈模型中分别通入不同大小的电流，计算搭建脑电电极模型前后的左右内耳模型的平均感应电场强度；

[0107] S452、根据内耳在搭建脑电电极模型前后的平均感应电场强度，分析不同刺激强度下脑电电极对内耳刺激效果的影响。

[0108] 需要解释说明的是，将8字线圈在线圈平面下旋转，进而调整刺激方向。在本次仿真中，一共分析八个刺激方向下内耳的刺激效果，分别是正上方向、左上方向、正左方向、左下方向、正下方向、右下方向、正右方向和右上方向，计算每个刺激方向下内耳模型的电场强度。这里的刺激方向是指8字线圈所在平面的方向，每个线圈刺激方向是在线圈所在平面上将上一个刺激方向逆时针旋转45°得到。

[0109] 在有限元分析软件中，将搭建好8字线圈模型中两翼线圈流过的电流均设置为100A。因为人体左侧和右侧的内耳模型呈现镜像对称，为了仿真论述方便，刺激方向以人体右侧8字线圈模型标注的刺激方向为准，左侧实际的刺激方向和标注的刺激方向为镜像对称关系。电场强度模的变化如表2所示。其中E1max表示右侧内耳模型电场强度模的最大值；
E2max表示左侧内耳模型电场强度模的最大值；E1avg表示右侧内耳模型电场强度模的平均值；E2avg表示左侧内耳模型电场强度模的平均值。在8个不同的刺激方向下，内耳模型的电场强度分布。

[0110] 由表2所知，当刺激方向为正上方向时，内耳的Emax和Eavg均最大，并且左右内耳模型的仿真结果相同。值得注意的是，因为人体真实头部左右内耳并不完全对称，所以左右内耳模型的感应电场强度并不完全相等。由图8可知，选择乳突作为刺激靶点时，8字线圈刺激部位主要位于内耳的前庭位置。当刺激方向为正上方向和正下方向时，对内耳模型前庭部位产生的感应电场较为均匀。本分析选择正上方向作为线圈的刺激方向。

[0111] 表2不同刺激方向下内耳的最大和平均电场强度/(V·m‑1)

[0112]

[0113]

[0114] 在实验分析中，经颅磁刺激经常联合脑电使用，并且脑电电极的高度约5mm，又因为脑电电极线等影响，因此在联合脑电设备时需要将线圈放置在距离刺激靶点10mm左右的位置。本发明在有限元分析软件中，保持8字线圈平行于乳突附近皮肤表面并将线圈向外平移10mm。此时，因为线圈外壳的影响，8字线圈中点和乳突的距离为15mm。保持线圈中点不变，通过改变线圈平面的方式改变倾斜方向，本发明共设立了四种倾斜方向，分别为向上倾斜、向下倾斜、向左倾斜和向右倾斜，其中倾斜角度设置为15°。

[0115] 在有限元分析软件中分析在不同倾斜角度下对内耳感应电场的影响，保持线圈内流入电流大小为100A，倾斜方向以人体右侧8字线圈模型标注的倾斜方向为准。左右内耳模型的计算结果如表3所示，左右内耳的感应电场分布。

[0116] 由表3可知，虽然8字线圈模型向左倾斜时，左右内耳电场强度的最大值和平均值最大，但是电场强度相比于不倾斜时偏差不超过10％，因此选择乳突作为刺激靶点对内耳进行刺激时，8字线圈较小的倾斜角度并不会很大程度的影响刺激效果。由图10可知，8字线圈向不同方向倾斜时和不倾斜的结果相同，在内耳中主要的刺激区域依旧是内耳前庭的前庭体和半规管。因此，选择乳突作为刺激靶点进行前庭磁刺激实验时，允许线圈较小程度的倾斜。值得注意的是，这里选择倾斜角度15°作为衡量标准，主要是由于刺激距离和脑电电极的限制，8字线圈无法更大程度的倾斜。

[0117] 表3不同倾斜方向下内耳的最大和平均电场强度/(V·m‑1)

[0118]

[0119] 在8字线圈模型中分别通入100A、200A、300A、400A和500A的电流，计算搭建脑电电极模型前后的左右内耳模型的平均感应电场强度，分析不同刺激强度下脑电电极对内耳刺激效果的影响，左右内耳的平均感应电场强度在搭建脑电电极后均下降，但下降幅度不超过5％。由此可知，虽然脑电电极的加入会改变头皮与大脑皮层的电流传导路径和干扰线圈产生的磁场，但选择乳突作为刺激靶点时，由于8字线圈周围不存在过多的脑电电极，所以构建电极模型后没有对内耳的刺激效果产生很大程度的影响。并且，平均感应电场强度的下降幅度，随着刺激强度的增加，即线圈通入电流的增加，始终保持不变。由此可知，当选择乳突作为刺激靶点对内耳进行刺激时，脑电电极的加入不会很大程度的影响对内耳的刺激效果，并且影响程度不会随着刺激强度的改变而改变。

[0120] 本发明还提供一种基于前庭磁刺激的内耳电场强度分布仿真分析系统，包括磁刺激线圈模型构建模块1、电磁场配置与模拟模块2、材料属性配置模块3及网格剖分与仿真计算模块4；

[0121] 磁刺激线圈模型构建模块1，用于构建颅脑模型、内耳模型及脑电电极模型，将颅脑模型和内耳模型导入有限元分析软件，并通过有限元分析软件搭建磁刺激线圈模型；

[0122] 电磁场配置与模拟模块2，用于在有限元分析软件中预先配置磁场，并引入Maxwell基本方程组，对前庭磁刺激线圈通入电流，根据Maxwell方程组模拟产生随时间变化的电磁场；设置不同的刺激方式，并配置求解器的参数；

[0123] 材料属性配置模块3，用于根据颅脑和内耳组织的实际电磁特性，在颅脑模型和内耳模型中，配置不同组织的材料属性；

[0124] 网格剖分与仿真计算模块4，用于依次对颅脑模型、内耳模型、磁刺激线圈模型及脑电电极模型进行网格剖分，并执行仿真计算，根据预设的刺激方式计算内耳模型在不同条件下的电场强度分布，将仿真计算结果与脑电电极模型进行关联分析，评估脑电电极对内耳电场分布及刺激效果的影响。

[0125] 综上所述，本发明着重探讨了前庭磁刺激在作用于内耳前庭区域时需关注的关键要素，并采用先进的仿真技术对这些要素进行了深入剖析，在仿真过程中，构建了颅脑模型、内耳模型以及磁刺激线圈模型，并对这些模型进行了详尽的参数配置；首先对比了常规8字线圈在不同构建方式下的特性，通过磁场强度的细致比较，优选了S型作为本发明中8字线圈的构建方式，这一选择显著提升了刺激效果；其次，深入分析了刺激方向对内耳刺激效果的影响，通过对比内耳模型在不同刺激方向下的电场强度，最终确定了正上方向为最佳刺激方向，这一发现为优化刺激策略提供了有力支持；此外还探究了不同倾斜角度对内耳刺激效果的影响；仿真结果显示，当线圈尽可能平行于乳突附近皮肤表面进行刺激时，即使存在小幅度的倾斜，也不会对刺激效果产生显著影响，这一结论为实际操作提供了重要指导；最后，评估了脑电极对内耳刺激效果的影响；仿真结果明确表明，在选择乳突作为刺激靶点时，内耳的感应电场强度受脑电的影响微乎其微，且这一影响与刺激强度的大小无关；
这一发现为确保刺激效果的稳定性和可靠性提供了有力保障；综上所述，本发明通过仿真比较了不同刺激方式对内耳刺激效果的影响，为现实中的前庭磁刺激实验提供了宝贵的参考和依据，有望推动前庭磁刺激技术的进一步发展和应用。

[0126] 本发明未述及之处适用于现有技术。