鄧信平，趙娜，王玨

杭州師范大學認知與腦疾病研究中心，杭州 310015

帕金森氏病(Parkinson's disease，PD)是一種在老年人群中常見的中樞神經(jīng)退行性疾病，其主要表現(xiàn)為靜止性震顫、肌強直、運動遲緩和姿勢步態(tài)異常等運動障礙，同時伴有大量非運動癥狀。帕金森病作為一種低病死率、高病殘率的中樞神經(jīng)系統(tǒng)變性疾病，其主要病理改變是黑質(zhì)致密部多巴胺 (dopamine，DA)能神經(jīng)元變性、死亡，形成路易小體。目前帕金森病的治療方式主要為藥物治療與手術治療，其中發(fā)病早期藥物治療效果較好，隨著病程增加，患者產(chǎn)生耐藥性，同時藥物副作用也會逐漸積累變大，因而手術成了晚期帕金森病的主要治療手段。早期手術治療普遍采用損毀方式，用微電極植入深部腦區(qū)，對特定靶點實施損毀。由于損毀的不可逆性，隨著技術發(fā)展，具有可逆可調(diào)性的深部腦刺激術(deep brain stimulation，DBS)逐步替代了腦損毀術，深部腦刺激手術采用埋置微電極，配合植入式刺激發(fā)生器，實現(xiàn)對特定靶點的持續(xù)電刺激，從而達到治療目的。無論是損毀術還是深部腦刺激術，其手術效果與靶點位置的選擇及定位準確性存在密切相關，甚至是決定性的。1987年，法國醫(yī)生Benabid首次采用DBS刺激丘腦腹外側核團治療PD震顫癥狀取得良好療效[1]。目前以丘腦底核(subthalamic nucleus，STN)及蒼白球內(nèi)側部(globus pallidus internus，GPi)為靶點的腦損毀術及深部腦刺激術是手術治療PD常用方法。有研究表明，以STN或GPi為靶點治療帕金森氏病的DBS手術在改善患者運動癥狀上無顯著差異，不過相比GPi，STN術后產(chǎn)生情緒與認知副作用的比例更高，而且產(chǎn)生一般性副作用的人數(shù)也更多[2]。另外，GPi靶點定位相對困難，因此筆者重點回顧性總結了近20年帕金森氏病GPi手術的發(fā)展及靶點定位，力圖為后續(xù)帕金森氏病的研究提供一定的參考與指導。

1 手術發(fā)展

1.1 立體定向手術

立體定向手術是一種利用定向儀和導向器把操作器械，如電極、腦室鏡、穿刺針等精確送達靶點，實現(xiàn)治療或者診斷的方法。治療PD的立體定向神經(jīng)外科手術始于20世紀40年代，歐美醫(yī)生將微電極埋入蒼白球或丘腦等靶點實施毀損術取得了良好的療效。一直到60年代，腦立體定向手術都是PD治療的重要手段，隨后由于左旋多巴藥物治療方法的興起而被逐漸放棄。但是近年來毀損術，深部腦刺激等外科治療再次成為PD治療的主要手段，其主要原因有：(1)長期服用左旋多巴制劑后藥效減退及伴隨藥物產(chǎn)生的副作用[3]；(2)有研究發(fā)現(xiàn)PD導致行動遲緩等癥狀可能與蒼白球細胞異常放電有關；(3)腦影像技術及微電極細胞外記錄等電生理技術的發(fā)展使得靶點定位更準確，手術治療更安全有效。

1.2 損毀術與深部腦刺激術

相比于深部腦刺激術，損毀術出現(xiàn)時間較早，傳統(tǒng)損毀術利用埋置微電極確定靶點位置，隨后對靶點進行逐步加熱，直至損毀。20世紀40、50年代蒼白球和丘腦毀損術被應用于手術治療PD[4]。60年代左旋多巴胺藥物治療開始興起，其治療效果明顯，并且相對于毀損術更為安全，因此逐步取代了損毀術,成為主要治療手段。然而，由于應用左旋多巴胺治療帕金森氏病的十年內(nèi)，其局限性漸漸顯現(xiàn)，使得手術治療再次成為熱點[3，5]。

深部腦刺激術，也稱“腦起搏器”，是一種可植入設備。深部腦刺激術通過立體定向技術在深部腦區(qū)特定部位植入微電極，配合皮下植入的脈沖發(fā)生器，給予神經(jīng)核團連續(xù)脈沖刺激。20世紀50年代，在采用電刺激術對腦深部結構進行電生理學定位時發(fā)現(xiàn)，當頻率超過100赫茲時可抑制由帕金森氏病引起的震顫及緩解運動障礙。這一發(fā)現(xiàn)成為深部腦刺激術誕生的契機，后經(jīng)不懈探索，70年代初深部腦刺激術開始應用于臨床治療PD，該時期手術靶點均選擇丘腦核團，但部位差異較大，臨床效果也不一致。

損毀術治療成本低，見效快，但損毀部位不可逆，術后并發(fā)癥發(fā)病率高，且治療效果會隨時間逐漸衰退。相較于損毀術的局限與缺點，深部腦刺激存在可控可調(diào)，對腦組織幾乎無損傷，副作用小，治療效果明顯且療效長等諸多優(yōu)點，成為目前PD外科手術治療的最佳選擇。

1.3 Atlas-based定位方法與MR imaging-based定位方法

隨著技術手段的不斷發(fā)展，靶點定位的方法也在不斷變化。由最初根據(jù)人腦解剖圖(the atlases of Schaltenbrand and Talairach)[6]進行定位到運用磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)定位掃描、粗電極刺激和微電極記錄相結合的手段進行定位。新近研究表明，DBS手術可以通過運用術中CT監(jiān)測技術或介入性MRI技術，結合高分辨率MRI安全，準確地進行[7]。

基于人腦解剖圖，計算靶點與內(nèi)部參照點距離來確定坐標，通常參照點選取為前聯(lián)合(anterior commissure，AC)與后聯(lián)合(posterior commisure，PC)并以AC-PC連線中點(midpoint，MP)作為坐標原點，此類方法為Atlas-based定位方法。由于人腦解剖圖樣本量大小的限制，采用此類間接方法定位存在較大偏差。伴隨技術進步，采用高分辨率MRI已經(jīng)可以準確分辨出靶點核團位置，相對于間接定位法，在高分辨率MRI上直接確定靶點坐標的方法稱為MR imaging-based定位方法。2002年Vayssiere等[8]系統(tǒng)比較了兩種定位方法，MR imaging-based與Atlas-based其根本的區(qū)別在于靶點坐標是否參照前后聯(lián)合等大腦解剖標志點借助先驗經(jīng)驗推斷而來。在相關技術的支持下，MR imaging-based方法能有效降低個體解剖差異引起的靶點定位誤差，并能簡化手術流程，縮短手術時間。

2 靶點定位發(fā)展

蒼白球位于基底神經(jīng)節(jié)中豆狀核的內(nèi)側部，以內(nèi)髓板為分界，較大的外側部分為蒼白球外側部，較小的內(nèi)側部分為蒼白球內(nèi)側部。蒼白球內(nèi)有許多有髓纖維穿行，是紋狀體的主要輸出部分，參與運動功能的調(diào)節(jié)。有研究表明，起源于中央運動區(qū)的基底節(jié)-蒼白球-丘腦皮質(zhì)下環(huán)路與手術治療PD密切相關[9]。

20世紀50年代，Talairach和Cooper等采用蒼白球損毀術治療PD取得一定療效，隨后Hassler等[10]以丘腦腹外側核為靶點進行損毀術對PD震顫癥狀起到良好控制效果，丘腦腹外側核逐步取代了蒼白球成為損毀術的主要靶點。幾年后人們發(fā)現(xiàn)，中晚期PD病人除了震顫，運動遲緩、步態(tài)及語言障礙逐漸成為主要癥狀。1985年，Laitinen等[11]主張以蒼白球內(nèi)側部作為PD手術治療靶點，取得了較好效果，逐步被研究者接受和采用。

1992年Laitinen等[4]，采用立體定向儀結合計算機斷層掃描(computed tomography，CT)技術實施蒼白球損毀手術治療38例運動功能衰退PD病人，采用Atlas-based方法確定蒼白球后腹側靶點坐標報告如下：MP中點前方2～3 mm，第三腦室旁開18～21 mm，前3例病人AC-PC連線下方3 mm，其余35例病人AC-PC連線下方6 mm。同時該研究探討了靶點與內(nèi)囊及視束的相對位置關系。因損毀靶點尤其靠近視束，如定位不準確極易造成副作用，進而影響病人視覺。其后續(xù)跟蹤研究表明，盡管術中運用了電極電刺激試圖精確定位損毀位置，仍然有6例病人出現(xiàn)視覺障礙。

1999年，Guridi等[12]比較了采用微電極記錄確定的最終GPi坐標與用術前MRI影像間接獲得的GPi坐標位置差異。研究分析了50例接受微電極記錄引導蒼白球損毀術的病人。首先通過MRI定義AC-PC線，再以此為參照間接確定手術GPi靶點的理論坐標。初始GPi坐標引自Laitinen等[4，13]的研究，相對原點MP為：旁開20～22 mm，前方2～3 mm，下方5～6 mm。該研究發(fā)現(xiàn)，通過MRI定義的理論靶點位置與實際損毀靶點位置存在相對差異。多數(shù)情況下，實際損毀區(qū)域相對于MRI得出的理論區(qū)域處于后方及側面。微電極記錄顯示實際靶點與理論靶點位置在矢狀面及冠狀面坐標方向上分別存在(2.3±1.55) mm及(3±1.9) mm的偏差。理論靶點位置與實際損毀靶點位置只在45%的病人中重疊。Hiner等[14]研究表明，采用微電極記錄技術引導，70%病人的最終損毀區(qū)域進行了調(diào)整。Azizi等[15]研究表明，在25%的病例中，理論靶點坐標比實際損毀區(qū)域坐標偏離達5 mm以上。另外，該文章還分析了MRI確定靶點坐標的誤差來源。主要分為兩個，一個為成像過程中產(chǎn)生的變形，無論采用何種靶點確定方式都不可避免；另一個是個體解剖變異，同時手術過程中打開硬腦膜也會造成相應變異，尤其是老年患者。

Vayssiere等[8]于2002年比較了基于腦解剖圖集定位及基于MRI定位的肌張力障礙立體定向DBS手術。該研究共包括35例接受雙側GPi深部腦刺激手術的病人。通過三維MRI可視化確定GPi靶點，并用相應軟件記錄靶點坐標，再通過轉換矩陣將其坐標換至AC-PC坐標系。同時，分別參照Schaltenbrand腦解剖圖集和Talairach腦解剖圖集相應腦組織結構確定上述GPi靶點坐標。隨后對運用兩種方法得到的同一GPi靶點坐標進行統(tǒng)計比較分析。研究表明[16-17]，借助立體定位框架，嚴格制定MRI掃描程序，可有效評估術前術后MRI變形，無需要依靠術中微電極記錄技術，從而縮短手術時間及降低復雜程度。對比采用基于人腦解剖圖集的間接方法進行定位，由于個體間差異較大，其得出靶點坐標往往是一個范圍而不是精確值。因此該文作者認為有必要比較Atlas-based和MR imaging-based之間的差異?；赟chaltenbrand腦解剖圖集得出的GPi靶點坐標被Svennilson等[18]廣泛地應用，其AC-PC坐標報告如下：旁開18～21 mm，MP前方2～3 mm，AC-PC連線下方4～6 mm。幾年后Laitinen等[19-20]報告了相同坐標位置，從此該坐標位置成了多數(shù)神經(jīng)外科醫(yī)生實施蒼白球手術時的參考目標。Vayssiere等[8]的研究中，通過MR imaging-based直接定位確定的70個靶點平均坐標位置如下：旁開(17.5±1.8) mm，MP前方(4.2±1.9) mm，AC-PC線下方(1±1.6)mm；通過Schaltenbrand腦解剖圖集得到的靶點坐標如下：旁開20 mm，MP前方2 mm，AC-PC下方4 mm；通過Talairach腦解剖圖集得到的靶點坐標如下：旁開18 mm，MP前方4 mm，AC-PC下方4 mm。同時該研究探討了MR imaging-based直接定位靶點坐標的個體差異，發(fā)現(xiàn)個體間存在很高的解剖位置變異，校正后最大變異矢狀面達10.5 mm，冠狀面達11.5 mm，軸狀面達7.3 mm；同時，對比左右兩半球MRI靶點坐標并未發(fā)現(xiàn)顯著差異，但是AC-PC連線的長度與冠狀面方向的靶點坐標位置存在正相關，即AC-PC長度越長，靶點相對MP越靠前。該研究對照兩種方法定位GPi的坐標后發(fā)現(xiàn)：對于給定的病人，由MR imaging-based直接定位的GPi靶點坐標與經(jīng)由腦解剖圖集間接得到的GPi靶點坐標相比差異顯著(P＜0.01)[8]。據(jù)此該文作者指出，運用3D高分辨率MRI可視化GPi靶點坐標進行直接定位的方法要優(yōu)于采用腦解剖圖集的間接定位方法。

1999年，Guridi等[12]的研究與2002年Vayssiere等[8]的研究存在一定聯(lián)系。前者對比了微電極記錄定位方法與根據(jù)MR圖像上AC、PC的位置對靶點進行推算的間接定位方法的差異，后者對比了MRI可視化直接定位與人腦解剖圖集間接定位的差異。根據(jù)Guridi等[12]研究中對靶點相對AC、PC位置進行間接定位的描述：由MRI計算AC-PC長度，根據(jù)該長度對Schaltenbrand解剖圖進行調(diào)整以適合病人腦結構[21]，最后參照解剖圖集確定靶點坐標。對比Vayssiere等[8]的研究中對人腦解剖圖集定位的描述，可認為Guridi等[12]研究中所指利用MRI定位的方法即為Vayssiere等[8]研究中所指的人腦解剖圖集定位方法，同屬于間接定位靶點的方法。值得注意的是，Vayssiere等[8]研究中所指MRI定位方法為通過高分辨率MRI直接定位GPi靶點，屬于直接定位靶點的方法。Guridi等[12]和Vayssiere等[8]的研究均表明參照解剖圖集間接定位靶點的方法存在一定誤差，其精確性存疑。

2006年，Starr等[22]及其同事系統(tǒng)介紹了微電極引導蒼白球DBS手術治療肌張力障礙，共包括23例病人。其用于治療肌張力障礙的DBS靶點坐標與治療PD的靶點坐標相似[23]。關于靶點位置確定，該研究運用微電極引導技術所定GPi靶點AC-PC坐標如下：旁開20.0 mm，MP前方2.5 mm，AC-PC下方5.8 mm。Starr研究中按照術后療效繪制了標準化后的靶點坐標示意圖(圖1)。由該圖可以看出，不同個體間靶點坐標存在較大差異，且鄰近靶點位置對于不同個體術后療效不盡相同。另外，Bereznai等[24]研究了6例接受雙側GPi-DBS手術的肌張力障礙患者，其術后療效良好，其平均坐標報告如下：旁開20.5 mm，MP前方2.8 mm，AC-PC下方5.3 mm。

2014年，Starr等[25-26]及其同事發(fā)展了一套能夠?qū)崿F(xiàn)術中實時結構圖像監(jiān)測的MRI介入導航定位系統(tǒng)，以彌補傳統(tǒng)手術需要在病人清醒狀態(tài)下利用生理學方法(主要為微電極記錄及術中電刺激)確認靶點位置而產(chǎn)生的不足。因免去了生理學方法確認靶點坐標的操作，使得手術流程得以簡化，時間縮短，同時適用范圍也加大了。這套系統(tǒng)被稱作ClearPoint，提高了機械控制精度，并配有一套整合軟件，以便精確定位靶點坐標。作者應用ClearPoint系統(tǒng)實施了6例肌張力障礙手術，病人處于麻醉狀態(tài)，術中未采用生理學方法確認靶點位置，10個GPi平均靶點坐標報告如下：旁開19.00 mm，MP前方3.13 mm，AC-PC下方3.52 mm。作者報告手術后療效理想，靶點定位誤差小，較傳統(tǒng)方法有顯著優(yōu)勢。

3 GPi靶點坐標總結

本文涉及GPi靶點坐標匯總見表1、圖2。

可以看出，隨著醫(yī)學影像技術的進步，核團靶點坐標的確定由最初通過腦解剖圖集的間接方法發(fā)展到運用高分辨率MRI或介入性MRI等技術的直接方法。綜合上述文獻，間接方法確定GPi靶點一般采用Laitinen等[4]所報告坐標：旁開18～21 mm，MP前方2～3 mm，AC-PC連線下方3～6 mm。2002年及以后普遍采用微電極記錄等與MRI相結合的方法直接確定靶點坐標。2014年開始采用介入性MRI技術，在不運用生理學方法進行靶點確認的情況下實時監(jiān)控以確保精準定位。由于采用MR imaging-based直接定位方法精度較間接定位方法高，報告多為一個平均坐標點，經(jīng)總結6篇研究GPi靶點坐標范圍如下：旁開17～22 mm，MP前方2～4 mm，AC-PC下方1～6 mm。

圖1 Starr研究中GPi手術靶點坐標散點示意圖。Starr研究中基于標準化蒼白球邊界前后聯(lián)合平面上的手術靶點目標示意圖。左半球?qū)獔D的左側。星號表示平均靶點坐標；實心方塊表示術后出現(xiàn)副作用或療效不好需要重新定位的靶點坐標；虛線表示參照Schaltenbrand-Wahren人腦解剖圖集確定的蒼白球后邊界。空心圓表示術后6個月內(nèi)療效提升至少70%的靶點坐標；空心方塊表示術后6個月內(nèi)療效提升50%至70%的靶點坐標；實心圓表示術后療效提升低于50%手術靶點。征得作者同意允許轉載 圖2 文獻GPi靶點坐標匯總示意圖。直角坐標系單位mm，原點為標準空間AC-PC連線中點，蒼白球邊界采用標準空間AAl模板確定，根據(jù)相對AC-PC連線中點距離描出各文獻GPi靶點坐標示意圖Fig. 1 Scatter plots of GPi target locations in the study of Starr. Scatter plots of GPi target locations in the study of Starr at the level of the inter commissural plane, plotted with respect to a normalized pallidocapsular border. Left hemisphere is on the left side. Asterisk denotes mean lead location, black squares, leads that required surgical repositioning due to low thresholds for stimulation-induced adverse effects and/ or poor ef ficacy, dotted lines, the latter border of GPi, drawn based on the Schaltenbrand-Wahren human brain atlas,open circles, leads associated with at least a 70% improvement in within a minimum 6-month follow-up period, open squares, leads associated with 50% to 70% improvement within a minimum 6-month followup period, small filled circles, leads associated with less than a 50% improvement. Cited with permission of the author. Fig. 2 Scatter plots of GPi target locations of six reference articles. Units of the Cartesian coordinate is millimeter, midpoint of AC-PC line as the origin of coordinates, the border of GPi was determined based on AAL template. Scatter plots of GPi targets was drew based on target distance related to midpoint of AC-PC line.

表1 GPi靶點坐標Table. 1 GPi target locations

4 GPi的MR imaging-based靶點定位

上述文章部分主要回顧了技術進步帶來的GPi手術靶點精準定位的發(fā)展，下面著重介紹MR imaging-based相關技術在GPi靶點定位中的運用及發(fā)展。MR imaging-based定位方法通過高分辨率MRI圖像進行定位，區(qū)別于Atlas-based定位方法，前者為直接定位，后者為間接定位[27]。

傳統(tǒng)深部腦刺激手術實施時需要進行術中電極放置位置的神經(jīng)生理學確認，藉此提高電極放置的精準性，但是術中進行神經(jīng)生理學電極確認這一步驟存在諸多弊端。諸如：微電極的植入會增加顱內(nèi)出血的概率[28]；植入更多記錄通道會因腦脊液滲漏，顱內(nèi)壓改變導致更為嚴重的顱腦變形[29-30]；術中保持清醒會對病人心理造成極大壓力，對于不能忍受清醒狀態(tài)下手術及不適合清醒手術病人術中神經(jīng)生理學確認并不適用[26]；神經(jīng)生理學電極確認會延長手術時間，同時也增加了手術難度。

鑒于術中神經(jīng)生理學電極確認的上述弊端，直接依據(jù)MR圖像，免去神經(jīng)生理學電極確認步驟更為精準的MR imaging-based定位方法成為研究者探索的熱點。同時，隨著現(xiàn)代MRI技術的進步，已經(jīng)能夠在高分辨率MRI上直接分辨出目標靶點來[8，27，31]，從而為MR imaging-based定位方法的實現(xiàn)打下基礎。早在2007年，Patel等[32]報道了未進行術中神經(jīng)生理學電極確認對處于全身麻醉狀態(tài)下病人實施Leksell框架結合導航管道的DBS手術，手術電極放置準確，效果良好。Zrinzo等[33]于2012年的研究同樣得到了類似結果。近期多項研究報告了非神經(jīng)生理學電極確認高分辨率MRI結合術中CT的DBS手術準確性及效果。2013年，Burchiel等[34]的研究表明：無框架高分辨率MRI結合術中CT的直接定位手術靶點定位的準確性良好；Mirzadeh等[35-36]于2014年及2016年分別報告了運用無框架術前高分辨率MRI結合術中CT技術的DBS手術定位方法靶點定位與術后效果均十分理想。因此，多項研究表明，MR imaging-based定位方法是一種可行有效前景廣闊的DBS手術方法。

2010年，Starr等[37]開發(fā)了一套無框架DBS手術定位系統(tǒng)(ClearPoint?，MRI Interventions，Inc)，該系統(tǒng)包括配套軟件，可以實施術中MRI實時(intraoperative MRI，iMRI)定位。前文提到2014年Starr等[26]運用這一套系統(tǒng)對不適合清醒手術的兒童肌張力障礙患者實施了DBS手術治療，取得良好效果。2015年，Ostrem等[38]評估了臨床上運用這套系統(tǒng)對PD病人實施DBS手術的有效性和安全性，該研究評估了26個PD病人的術后效果，指出相較于有框架DBS手術方法，運用ClearPoint介入性實時MRI定位系統(tǒng)能獲得更精確的靶點定位及優(yōu)良的術后效果。2016年，Sidiropoulos等[39]運用ClearPoint系統(tǒng)對12例晚期PD患者植入了STN或GPi電極，該研究發(fā)現(xiàn)，運用純MRI導向方法植入DBS手術電極前景廣闊，相對于傳統(tǒng)微電極導向方法，MRI導向方法至少在有效性和安全性上不存在劣勢。 同時該研究指出，ClearPoint系統(tǒng)相比基于CT的MRI直接定位方法一個可能的優(yōu)點是該系統(tǒng)能夠在術中實時連續(xù)掃描，從而有效校正因顱腦變形引起的電極偏移。

不同掃描序列對獲得的圖像質(zhì)量影響十分顯著，特定序列能滿足特定的成像需求，對于識別GPi或STN等微小的神經(jīng)核團，Nowacki等[40]于2015年研究了采用MDEFT (Modified Driven Equilibrium Fourier Transform)掃描序列對提高MR imaging-based靶點定位DBS手術準確性的影響。該研究表明，MDEFT MRI序列可以提供高分辨率及良好的對比度，通過MDEFT序列成像，能夠精確可靠地定位GPi等微小核團，同時該序列還能夠?qū)崿F(xiàn)對GPi的3D分割，從而更好地分析DBS手術中電極放置的準確性。

除了不同掃描序列會對MRI成像質(zhì)量產(chǎn)生影響，不同磁場強度也是一個重要的影響因素。2016年van Laar等[41]對比研究了不同磁場強度對DBS手術準確性的影響。該研究分別比較了1.5 T、3.0 T及7.0 T場強條件下進行DBS手術的靶點定位準確性，發(fā)現(xiàn)7.0 T MRI顯著提高了目標靶點的可視化程度，但是對于DBS手術的臨床效果提高并不顯著。

基于上述文獻研究，可以看出，MRI技術在DBS手術中的運用研究主要基于以下三個方面：(1)開發(fā)專門的手術系統(tǒng)(ClearPoint)，配套專用軟件及磁共振兼容設備實現(xiàn)手術過程中MRI的實時監(jiān)控，從而提高手術準確性及術后效果。(2)研發(fā)特殊的掃描序列，增強圖像質(zhì)量，提高對微小神經(jīng)核團的分辨度，提高手術效果。(3)探索不同磁場強度對圖像質(zhì)量的提高效果，能否對優(yōu)化手術效果提供幫助。

從目前的研究結果來看，MR imaging-based定位方法優(yōu)于傳統(tǒng)定位方法，具有廣大的運用前景及臨床價值。

5 確定一般適用GPi靶點坐標的意義

由于GPi解剖位置個體間差異較大，對于要求精確定位的DBS手術而言，必須制定個體化的定位計劃，避免因定位不準造成手術效果降低甚至相反效果。確定一般適用的GPi坐標對實際手術僅能提供粗略的參考，指導意義十分有限，筆者認為這也是多年來沒有學者系統(tǒng)研究大樣本GPi位置坐標的原因。筆者回顧了近20年來涉及GPi坐標以及GPi手術定位發(fā)展的研究，綜合確定了一個大致GPi坐標范圍，為以后DBS手術細微神經(jīng)核團定位提供一定參考。雖然GPi坐標個體差異較大，但是群組水平上得出的平均坐標具有一定代表性，因此本文所總結坐標可用于群組水平上的數(shù)據(jù)分析。

志謝 衷心感謝導師臧玉峰教授在本文撰寫過程中提供的指導與幫助

參考文獻 [References]

[1] Benabid AL, Chabardes S, Mitrofanis J, et al. Deep brain stimulation of the subthalamic nucleus for the treatment of Parkinson's disease//Deep brain stimulation in neurological and psychiatric disorders.Clifton: Humana Press, 2009: 67-81.

[2] Okun MS, Fernandez HH, Wu SS, et al. Cognition and mood in Parkinson disease in STN versus GPi DBS: the COMPARE Trial. An Neurol, 2009, 65(5): 586-595.

[3] Gildenberg PL. The history of surgery for movement disorders.Neurosurg Clin North Am, 1998, 9(2): 283-294.

[4] Laitinen LV, Bergenheim AT, Hariz MI. Leksell's posteroventral pallidotomy in the treatment of Parkinson's disease. J Neurosurg,1992, 76(1): 53-61.

[5] Bucy PC, Case TJ. Tremor: physiologic mechanism and abolition by surgical means. Arch Neurol Psychiatry, 1939, 41(4): 721-746.

[6] Bosch DA, Bosch DA. Atlas for stereotaxy of the human brain//Atlas for stereotaxy of the human brain. Georg Thieme Publishers,1977: 299.

[7] Mirzadeh Z, Chapple K, Lambert M, et al. Validation of CT-MRI fusion for intraoperative assessment of stereotactic accuracy in DBS surgery. Mov Disord, 2014, 29(14): 1788-1795.

[8] Vayssiere N, Hemm S, Cif L, et al. Comparison of atlas-and magnetic resonance imaging-based stereotactic targeting of the globus pallidus internus in the performance of deep brain stimulation for treatment of dystonia. J Neurosurg, 2002, 96(4): 673-679.

[9] Dogali M, Beri A, Sterio D, et al. Anatomic and physiological considerations in pallidotomy for Parkinson's disease//Advances in Stereotactic and Functional Neurosurgery 11. NewYork: Springer Vienna, 1995: 53-60.

[10] Hassler R, Riechert T, Mundinger F. The precision in anatomical localization of stereotactic Parkinson operations checked with data from autopsies. Arch Psychiatr Nervenkr, 1969, 212(212): 97-116.

[11] Laitinen LV. Pallidotomy for Parkinson's disease. Neurosurg Clin North Am, 1995, 6(1): 105-112.

[12] Guridi J, Gorospe A, Ramos E, et al. Stereotactic targeting of the globus pallidus internus in Parkinson's disease: imaging versus electrophysiological mapping. Neurosurgery, 1999, 45(2): 278.

[13] Laitinen LV. Pallidotomy for Parkinson's disease. Neurosurg Clin North Am, 1995, 6(1): 105-112.

[14] Hiner B, Madden K, Neal J. Effect of microelectrode recording on final lesion placement in pallidotomy. Neurology, 1992, 48(Suppl): A251.

[15] Azizi A, Goldman WH, Moreledge D. Posteroventral pallidotomy:comparison of the accuracy of anatomical targets defined by MR and CT imaging with physiological targets de finedby microelectrode recording. Neurology, 1996, 46(Suppl): A199.

[16] Coubes P, Echenne B, Roubertie A, et al. Traitement de la dystonie generalisee a debut precoce par stimulation chronique bilaterale des globus pallidus internes. A propos d' un cas. Neurochirurgie, 1999,45(2): 139-144.

[17] Vayssiere N, Hemm S, Zanca M, et al. Magnetic resonance imaging stereotactic target localization for deep brain stimulation in dystonic children. J Neurosurg, 2000, 93(5): 784-790.

[18] Svennilson E, Torvik A, Lowe R, et al. Treatment of parkinsonism by stereotactic thermolesions in the pallidal region: a clinical evaluation of 81 cases. Acta Psychiatr Scand, 1960, 35(3): 358-377.

[19] Laitinen L, Johansson GG, Sipponen P. Impedance and phase angle as a locating method in human stereotaxic surgery. J Neurosurg,1966, 25(6): 628.

[20] Laitinen LV, Bergenheim AT, Hariz MI. Ventroposterolateral pallidotomy can abolish all parkinsonian symptoms. Stereotact Funct Neurosurg, 1992, 58(1-4): 14-21.

[21] Schaltenbrand G, Wharen W. Atlas for stereotaxy of the human brain.Clin Neurol Neurosurg, 1977, 80(4): 299-299.

[22] Starr PA, Turner RS, Rau G, et al. Microelectrode-guided implantation of deep brain stimulators into the globus pallidus internus for dystonia: techniques, electrode locations, and outcomes.J Neurosurg, 2006, 104(4): 488-501.

[23] Yoon MS, Munz M. Placement of deep brain stimulators into the subthalamic nucleus. Stereot Funct Neurosurg, 2003, 79(3-4):118-145.

[24] Bereznai B, Steude U, Seelos K, et al. Chronic high-frequency globus pallidus internus stimulation in different types of dystonia: a clinical,video, and MRI report of six patients presenting with segmental,cervical, and generalized dystonia. Mov Disord, 2002, 17(1):138-144.

[25] Starr PA. Deep brain stimulation for other tremors, myoclonus, and chorea. Handb Clin Neurol, 2013, 116: 209-215.

[26] Starr PA, Markun LC, Larson PS, et al. Interventional MRI-guided deep brain stimulation in pediatric dystonia: first experience with the ClearPoint system. J Neurosurg Pediat, 2014, 14(4): 400-408.

[27] Dormont D, Ricciardi KG, Tandé D, et al. Is the subthalamic nucleus hypointense on T2-weighted images? A correlation study using MR imaging and stereotactic atlas data. AJNR Am J Neuroradiol, 2004,25(9): 1516-1523.

[28] Mascott CR, Sol JC, Bousquet P, et al. Quantification of true in vivo(application) accuracy in cranial image-guided surgery: in fluence of mode of patient registration. Neurosurg, 2006, 59(1): 146-156.

[29] Elias WJ, Fu KM, Frysinger RC. Cortical and subcortical brain shift during stereotactic procedures. J Neurosurg, 2007, 107(5): 983-988.

[30] Petersen EA, Holl EM, Martineztorres I, et al. Minimizing brain shift in stereotactic functional neurosurgery. Neurosurgery, 2010,67(3 Suppl Operative): 213-221.

[31] Slavin KV, Thulborn KR, Wess C, et al. Direct visualization of the human subthalamic nucleus with 3 T MR imaging. AJNR Am J Neuroradiol, 2006, 27(1): 80-84.

[32] Patel NK, Plaha P, Gill SS. Magnetic resonance imaging-directed method for functional neurosurgery using implantable guide tubes.Neurosurg, 2007, 61(2): 365-366.

[33] Zrinzo L, Foltynie T, Limousin P, et al. Image-verified deep brain stimulation reduces risk and cost with no apparent impact on ef ficacy.Mov Disord, 2012, 27(12): 1585-1586.

[34] Burchiel KJ, Mccartney S, Lee A, et al. Accuracy of deep brain stimulation electrode placement using intraoperative computed tomography without microelectrode recording. J Neurosurg, 2013,119(2): 301-306.

[35] Mirzadeh Z, Chapple K, Lambert M, et al. Validation of CT-MRI fusion for intraoperative assessment ofstereotactic accuracy in DBS surgery. Mov Disord, 2014, 29(14): 1788-1795

[36] Mirzadeh Z, Chapple K, Lambert M, et al. Parkinson's disease outcomes after intraoperative CT-guided "asleep" deep brain stimulation in the globus pallidus internus. J Neurosurg, 2015,124(4): 902-907.

[37] Starr PA, Martin AJ, Ostrem JL, et al. Subthalamic nucleus deep brain stimulator placement using high- field interventional magnetic resonance imaging and a skull-mounted aiming device: technique and application accuracy. J Neurosurg, 2010, 112(3): 479-490.

[38] Ostrem JL, Ziman N, Galifianakis NB, et al. Clinical outcomes using ClearPoint interventional MRI for deep brain stimulation lead placement in Parkinson's disease. J Neurosurg, 2015, 124(4):908-916.

[39] Sidiropoulos C, Rammo R, Merker B, et al. Intraoperative MRI for deep brain stimulation lead placement in Parkinson's disease: 1 year motor and neuropsychological outcomes. J Neurol, 2016, 263(6):1226-1231.

[40] Nowacki A, Fiechter M, Fichtner J, et al. Using MDEFT MRI Sequences to Target the GPi in DBS Surgery. Plos One, 2015, 10(9): e0137868.

[41] van Laar PJ, Oterdoom DL, Ter Horst GJ, et al. Surgical accuracy of 3-tesla versus 7-tesla MRI in deep brain stimulation for Parkinson's disease. World Neurosurg, 2016, 93: 410-412.