CN103917271B - 确定经颅磁刺激对脑部的效果的方法及设备 - Google Patents

Abstract

本发明总体上涉及一种用于确定对受试者脑部施加经颅磁刺激的一个或多个累积效果的方法及设备，以及对应的展示方法及设备。根据本发明某些实施例的一个方面，提供了一种用于确定对受试者脑部的一个或多个部位施加经颅刺激的一个或多个累积效果的方法，包括以下步骤：向脑部施加多个经颅磁刺激脉冲；确定每个刺激脉冲的剂量；测量受试者的物理反应；以及针对受试者脑部的一个或多个部位的每个部位确定脑部的反应累积或者对脑部的反应累积求近似。

Description

确定经颅磁刺激对脑部的效果的方法及设备

技术领域

本发明涉及一种用于确定对受试者脑部施加经颅磁刺激的一个或多个累积效果的方法及设备，以及表示一个或多个累积效果的方法及设备。

背景技术

在本发明的应用领域中，通过在诸如受试者的脑部、外周神经系统、肌肉和心脏等组织中引入电场的方式，可以实现对生物组织的刺激。就磁刺激而言，以上所述电场的引入是通过变化的磁场来实现的。应当理解，这种电场在导电组织中产生可刺激组织的电流。本行业已经知道各种不同种类的磁刺激方法和设备。

通过变化的磁场对脑部进行刺激的做法称为经颅磁刺激（TMS）。经颅磁刺激是一种对受试者脑部的神经细胞进行去极化或超极化的非侵入性方法。TMS使用电磁感应通过快速变化的磁场来感生弱电流；这能够以最小的不适感使得在脑部特定部位或常规部位中产生活动，从而允许对脑部的功能和互联进行研究。TMS的变型，即重复式经颅磁刺激（rTMS），已通过测试而作为各种神经和精神疾病的治疗工具，包括偏头痛、中风、帕金森氏症、肌张力障碍、耳鸣、抑郁症和幻听。

本行业已知，受试者脑部中受到刺激的部位并不一定是那些已接收到最多累积电磁场（EF）暴露的脑部位。如果假设，治疗效率与局部的累积EF暴露相关，那么随时间推移对EF暴露积分并对这些部位加以刺激、然后以直观方式将治疗结果可视化的做法是有帮助的，可视化提供了比单单定位受刺激部位的做法更加全面的治疗影像。

以往，通过线性模型来表示对在受试者脑部施加的经颅磁刺激的一个或多个累积效果的确定，在该模型中，将经颅磁刺激的属性变换成可随着时间来施加的剂量要素。这种方法披露在芬兰专利号为FI114613B的专利文献中，其在美国对应有接续申请并获得授权，专利号为US6,849,040，其通过引用并入本文。应当理解，该专利的问题在于在随时间来施加经颅磁刺激的剂量的情况下衰减影响得不到解决。

此外，公开号为FI114613B的芬兰专利提供了一种计算有效剂量的方法，包括在磁刺激的持续时间里对施加的累积有效剂量进行积分以获得累积结果。然而，应当理解，该方法的问题在于：对刺激的幅度设置了阈值，以及尽管包含了倍增因数，但倍增因数的幅度取决于施加刺激的频率。

发明内容

本发明的目的在于提供一种用于确定对受试者脑部施加经颅磁刺激的一个或多个累积效果的方法及设备，及用于对该效果进行展示的方法。

根据本发明某些实施例的第一方面，提供一种用于确定对受试者脑部的一个或多个部位施加经颅刺激的一个或多个累积效果的方法，所述方法包括如下步骤：

对所述脑部的一个或多个部位施加一个或多个经颅刺激脉冲；以及

不论在所述一个或多个部位的每个部位处存在或不存在一个或多个预定的外部事件，都确定所述脑部在预定时间内的反应程度；

将所确定的反应映射到具有变量阵列的数学对象中，每个所述变量表示在所述一个或多个部位的每个部位处所确定的所述脑部的反应。

根据本发明的某些实施例，所述经颅刺激为磁刺激形式。在本发明的另一实施例中，所述经颅刺激为高频刺激、超声刺激和/或光刺激等形式。

根据本发明的某些实施例，所述一个或多个预定的外部事件包括：由经颅刺激脉冲产生的电场、所述受试者脑部中感生的组织电流密度、在所述受试者脑部的一个或多个部位处每单位体积所耗散的电磁场的能量密度、所述一个或多个部位的温升、或者所述一个或多个部位处的特定吸收速率。

根据本发明的某些实施例，所述电场表示为与所述受试者脑部中的所述电场的距离或程度的度量相关的电位差的度量。在一实施例中，所述受试者脑部中感生的所述组织电流密度表示为对所述受试者脑部横截面中每单位面积上的电流的度量。在本发明的又一实施例中，所述感生的组织电流密度是对保存的电荷流密度的量度，并表示为相对于所述脑部的预定部位处的电导率的所述受试者脑部的一个或多个部位处感生的组织电流密度的幅度的度量。在本发明的一实施例中，所述脑部的一个或多个部位的电导率是对脑部传导电流能力的量度，并且表示为西门子每米。在一实施例中，所述的电磁场能量密度是对每单位体积存储在所述受试者脑部的一个或多个区域中的能量的量的度量。在本发明的一实施例中，所述能量密度表示为对所述受试者脑部的一个或多个部位处每单位体积所耗散的电磁场的度量。在又一实施例中，所述电磁场表示为，结合了所述受试者脑部中的所述电场且又结合了所述电导率的情况下，向所述脑部施加的经颅磁刺激脉冲的上升时间。在一实施例中，所述受试者脑部的一个或多个部位的所述温升以摄氏度表示。在本发明的一实施例中，在所述一个或多个部位的特定吸收速率（SAR）是对所述受试者脑部在暴露于射频（RF）电磁场时吸收能量的速率的量度。

根据本发明的某些实施例，所述方法还包括以下步骤：将所述一个或多个测量的反应相加在一起以确定累积的量，所述累积的量表示在所述脑部的一个或多个部位中的每个部位上的一个或多个累积效果的增长。

根据本发明的某些实施例的另一方面，提供又一种用于确定预定时间里对受试者脑部的一个或多个部位施加经颅刺激的一个或多个累积的剂量化量的方法；所述方法包括以下步骤：

对脑部施加一个或多个经颅磁刺激脉冲；

确定所述一个或多个部位中的每个部位处的所述一个或多个刺激脉冲中的每个刺激脉冲的剂量；

不论所述一个或多个部位中的每个部位存在或不存在一个或多个预定的外部事件，都确定所述受试者的脑部在预定时间里的反应程度；

对所述受试者的脑部的一个或多个部位中的至少一个部位或每个部位的所述剂量的累积求近似。

而且，本发明还存在其他实施例，其特别适于降低存储消耗，其中该方法进一步包括以下步骤：

确定一个或多个预定的刺激部位（x）与相应的算术平均值（μ）之间的空间差；

将所述差与高斯函数的协方差矩阵相乘；以及

将所述差与预定的加权变量相乘。

根据本发明某些此类实施例，算术平均值是表示为三维向量的质心。

根据本发明某些实施例的又一方面，提供了一种用于向用户展示对受试者脑部的一个或多个部位施加经颅刺激的确定或近似的一个或多个剂量化效果的方法，所述方法包括以下步骤：

将所述确定的或近似的一个或多个剂量化效果表示为标量映射值；以及

将所述标量映射值在所述受试者脑部的可视化映射图上表示为色彩。

在本发明的一实施例中，所述标量映射值中较大的值在所述脑部的可视化映射图上表示为明亮色彩，而所述标量映射值中较小的值在所述脑部的可视化映射图上表示为比所述明亮色彩明显暗淡的色彩。

在本发明某些实施例中，脑部的可视化映射图基于或者包括所述受试者脑部的图像。在本发明的此类实施例中，所述受试者脑部的图像是MRI、分段MRI、功能MRI和/或其他已知的脑部图像。

根据本发明某些实施例的又一方面，提供了一种用于向用户展示对受试者脑部施加经颅磁刺激的确定或近似的一个或多个剂量化效果的方法，所述方法包括以下步骤：

接收用于所述展示的目标，其中所述目标确定哪些信息对于所述展示而言是必要的，哪些信息由于不相关而要从所述展示中移除；以及

在所述受试者脑部的可视化映射图的区域上，以不同颜色来展示所述目标。

在本发明一示例性实施例中，所述目标是所述受试者脑部中已接收到最小剂量的经颅磁刺激作为治疗的一个或多个区域的确定。在本实施例中，所述方法还包括以下步骤：接收来自用户的输入，所述输入类似于所述受试者脑部的经颅磁刺激，以对所述受试者脑部的可视化映射图的主要部分逐步上色。

在另一示例性实施例中，所述目标是所述经颅刺激的最大剂量的确定。在本实施例中，所述方法还包括以下步骤：接收来自用户的输入，所述输入类似于所述受试者脑部的经颅磁刺激，所述输入还包括所述受试者脑部的刺激剂量的更大阈值，从而使得所述受试者脑部的可视化映射图的区域上出现被认为足够明亮的一个或多个彩色斑点时，所述用户可停止提供所述输入。

在本发明的另一实施例中，所述受试者脑部的可视化映射图上可显示多个不同的显著色彩，其中，每个所述不同的显著色彩代表不同的目标。

根据本发明的某些实施例，所述受试者脑部的所述经颅磁刺激的剂量的方向是相关的。在一示例性实施例中，所述方法可进一步包括以下步骤：对剂量进行监测以避免剂量具有预定的方向和幅度。在另一示例性实施例中，所述方法可以进一步包括以下步骤：对剂量进行监测，以确保所述受试者脑部的各个部分在所有方向上均获得最小剂量。

根据本发明某些实施例的另一方面，提供了一种用于向用户展示对受试者脑部施加经颅磁刺激的确定或近似的一个或多个剂量化效果的方法，所述方法包括以下步骤：

从用户接收向量定义；

针对所述向量定义，确定一个或多个标量值端点；

将标量值投影（scalarvaluedprojection）可视化为所述受试者脑部的可视化映射图上的一个或多个标量映射。

在本发明的一实施例中，从用户接收向量定义的步骤包括：利用图形用户界面来对箭头进行导向。在本发明的另一实施例中，从用户接收向量定义的步骤包括：在所述受试者脑部的可视化映射图的三维视图上标记两个或多个端点。

在本发明的示例性实施例中，响应于从用户接收到的与电场或电流中的一个或多个向量和相关的向量定义，对标量值端点进行可视化的步骤包括对所述受试者脑部的一个或多个区域进行可视化，其中电场或电流的剂量指向所关注的所述受试者脑部的解剖学特征。

根据本发明某些实施例的另一方面，提供了一种可操作以确定对受试者脑部施加经颅磁刺激脉冲的一个或多个累积效果的设备，所述设备包括：

激励器，其可操作用于对所述受试者脑部施加所述一个或多个经颅刺激脉冲；

包括显示装置的计算机系统；

定位装置，其用于将线圈相对于所述受试者的头部进行定位和对齐；

确定单元，其能够确定在预定时间里单个脉冲之间具有相关单位的刺激强度，并向计算机发出关于施加刺激脉冲的瞬时信息，由此所述设备能够根据所述线圈位置计算出一个或多个外部事件的存在与否。

在本发明的一实施例中，所述设备包括剂量加权装置，其通过所述脑部施加的一个或多个经颅磁刺激脉冲的重复率对经颅磁刺激脉冲序列的剂量进行加权，从而确定有效剂量。

根据本发明某些实施例的又一方面，提供了一种包括用于确定对受试者脑部施加经颅磁刺激的一个或多个累积效果的软件的暂时性和/或非暂时性计算机可读介质，所述非暂时性计算机可读介质包括用于执行以下操作的指令：

不论一个或多个预定的外部事件存在与否，都测量所述受试者脑部在预定时间里对施加的经颅磁刺激的反应程度；以及

将所测量的反应映射到具有变量阵列的数学对象中，每个所述变量表示所测量的所述脑部的反应。

根据本发明某些实施例的又一方面，提供了一种包括用于向用户展示对受试者脑部施加经颅磁刺激的确定或近似的一个或多个剂量化效果的软件的暂时性和/或非暂时性计算机可读介质，所述非暂时性计算机可读介质包括用于执行以下操作的指令：

将施加有经颅磁刺激的所述受试者脑部的映射图可视化；

将所述所确定或近似的一个或多个剂量化效果表示为标量映射值；和

将所述标量映射值表示为色彩。

附图说明

图1示出了根据本发明某些实施例的各个方面的用于确定对受试者脑部施加经颅磁刺激的一个或多个累积效果的方法的图形表示；

图2示出了根据本发明某些实施例的各个方面的用于确定对受试者脑部施加经颅磁刺激的一个或多个累积效果的方法的一实施例的图形表示；

图3示出了根据本发明某些实施例的各个方面的用于确定对受试者脑部施加经颅磁刺激的一个或多个累积效果的方法的另一实施例的图形表示；

图4示出了用于向用户展示对受试者脑部施加经颅磁刺激的确定的或近似的一个或多个剂量化效果的方法的图形表示；

图5示出了根据本发明某些实施例的各个方面的用于向用户展示对受试者脑部施加经颅磁刺激的确定的或近似的一个或多个剂量化效果的方法的图形表示；

图6示出了根据本发明某些实施例的各个方面的用于向用户展示对受试者脑部施加经颅磁刺激的确定的或近似的一个或多个剂量化效果的方法的图形表示；和

图7示出了其中可实现图1至图6中任何一个所示例的方法的系统的图形表示。

具体实施方式

参考图1，用于确定对受试者脑部施加经颅磁刺激的一个或多个累积效果的方法总体上由参考标号100来表示。应当理解，这些累积的剂量化的量以爆发的形式（例如，能量的爆发、活动爆发等）进行积累并随时间的推移而衰减或耗散。

根据可基本实现该方法的一实施例，提供大小为M×N×K的三维矩阵A。矩阵的每个元素A_i,j,k包含一对其中向量具有h个维度并且通过时间戳t来指示累积的剂量化的量，其中t指示该量最后更新的时间。

将会理解，累积的量由向量来表示，因为通常情况下该量例如电场具有明确的方向，因此累积的电场是有向量。然而，有时，向量例如积蓄热的大小可以是没有方向的。

矩阵的每个元素可与体素（voxel）相对应。每个体素是基本的三维元素。体素的总和构成了对脑部或感兴趣的脑部区域的空白解剖结构。将会理解，当使用特定脑部模型时，例如使用对受试者脑部的核磁共振成像（MRI）时，体素等于或近似于该模型的分辨率。然而，可以对体素的体积和尺寸进行选择或确定，以最好地适应特定实施例。

而且，每对以规则的方式更新。假设该对的值在更新之前为而在更新之后为其中t'>t。更新基于与例如位置（i,j,k）和时间t'相关联的采样该采样可以表示在时刻t'时由元素A_i,j,k表示的位置处射入的磁脉冲。

特别地，在框102中，对脑部施加经颅磁刺激脉冲，并且在框104中确定用磁刺激脉冲对受试者脑部进行刺激的剂量。

应当理解，在确定对人体脑部的直接的宏观性剂量增长时，可提供许多定义（例如，如下（a）-（f）所述的定义）、所述定义的衍生、和/或所述定义或衍生的组合。所述定义的示例包括：

（a）在框106中，将剂量表示为围绕位置（i,j,k）处由TMS激励脉冲引起的刺激的电场的度量，以V/m表示，或者表示为该电场的幅度用于计算动物或人脑内部的电场的向量场表示的方法例如已在如上所述的US6,849,040中提出。

（b）在框108中，将剂量表示为位置（i,j,k）处感生的组织电流密度的量度，以A/m²表示，或者表示为位置（i,j,k）处感生的组织电流密度的幅度其中并且σ为位置（i,j,k）处的电导率，以S/m表示。作为示例，脑部组织的电导率约为0.4S/m。

（c）在框110中，将人脑中针对刺激的剂量表示为位置（i,j,k）处感生的组织电荷密度Q的度量，以C/m²表示，其中并且t_r为TMS激励脉冲的上升时间。

（d）在框112中，将剂量表示为位置（i,j,k）处每单位体积所耗散的电磁场的能量密度W的度量，以J/m³表示，其中t_r为经颅磁刺激脉冲的上升时间，而σ为电导率。

（e）在框114中，在人脑中针对刺激的剂量程度可表示为位置（i,j,k）处的温升Q的度量，以℃表示。

（f）在框116中，在人脑中针对刺激的剂量程度可表示为位置（i,j,k）处的特定吸收率SAR的度量，以W/kg表示，其中并且ρ为位置（i,j,k）处的密度，以J/m³表示。

而且，无论单独还是作为直接剂量计算的附加，均存在用于根据刺激来确定剂量的一个或多个辅助考虑因素和/或输入。例如，可考虑神经元膜电位中估计的变化。

邻区散射也可予以考虑。散射可以是常规的估计散射，或者它也可以取决于脑部解剖。例如，当利用分段MRI时，可以识别脑部内不同类型的组织和物质。由于不同类型的组织和物质对刺激的反应不同，使得散射不同，由此可考虑特定组织或物质的特性。而且，不同类型的组织及物质之间的界限对刺激的稀释，特别是对散射，具有不同的效果。

在某些实施例中，每个体素或体素基团与它们已知的、估计的或推断的相应组织/物质类型相关联。这些体素基团可创建功能性邻区。例如，可以存在表示脊髓液的体素基团，该脊髓液寄宿在表示灰质的体素基团。当特定区域的灰质受到刺激时，则功能性邻区中的相邻灰质将受到一定的散射效应，这些可纳入针对该区域的累积剂量的考虑。基于物质和/或寄宿条件的差异，寄宿在该区域的相邻脊髓液将具有不同散射效应。因此，可以对散射进行更准确的估计，并将其考虑在内。对刺激分布、散射、累积和/或衰减具有影响的其他类型的解剖信息可类似地并入为辅助考虑要素。

随后，在框118中，上述定义、定义的衍生义和/或辅助考虑要素的一个或多个的结果可映射为矩阵A中的变量阵列。

在框120中，为了确定增长函数（以g表示），则编入上述确定的剂量，以确定累积的量：

在此方面，一般性更新规则为

$({\stackrel{\→}{a}\′}_{i,j,k},t\′)=(d(g({\stackrel{\→}{a}\′}_{i,j,k},{\stackrel{\→}{s}}_{i,j,k}t\′),t,t\′),t\′),---\left(1\right)$

其中，g：将累积结果、采样和时间戳映射为新的累积结果，其中，d：将累积结果和两个时间戳映射为新的累积结果。直观上而言，g表示增长而d表示衰减。累积的量的增长取决于瞬时外部事件的确定，即采样。在外部事件不存在的情况下，会发生衰减，并使用t和t'之间的时间差来取消部分增长。

实际情况中，函数g和d可以相当简单，例如：

$g({\stackrel{\→}{a}}_{i,j,k},{\stackrel{\→}{s}}_{i,j,k},t\′)={\stackrel{\→}{a}}_{i,j,k}+{\stackrel{\→}{s}}_{i,j,k}$ （线性增长）

$d({\stackrel{\→}{a}}_{i,j,k},t,t\′)={\stackrel{\→}{a}}_{i,j,k}-\mathrm{\β}(t\′-t)$ （线性衰减）

$d({\stackrel{\→}{a}}_{i,j,k},t,t\′)={\stackrel{\→}{a}}_{i,j,k}-{\mathrm{\β}}^{-\mathrm{\α}(t\′-t)}$ （指数衰减）

可以例如根据累积的量对增长和/或衰变函数g和d的具体类型进行选择。例如，指数衰减广泛出现于各种情形，大多数属于自然科学领域。例如，如果处于某一温度下的对象与另一温度的介质接触，那么对象与介质之间的温差在满足一定条件情况下遵循指数衰减。应当理解的是，以上提供的计算可关于每个A_i,j,k并行地执行，只要g和d函数严格按照上述公式表示，即从元素A_i,j,k的相邻元素A_.,.,.不会影响A_i,j,k更新的意义上来说增长和衰变是完全局部的。这个结果与g和d函数的具体选择（例如，线性、指数等）无关。

在此方面，应当理解，在本发明另一实施例中，相邻元素可对计算造成影响，例如，基于邻区的低通滤波可能用于g函数中以减少中的噪声。

使用矩阵A，上述计算可能需要大量存储。假设每个占用B字节存储并且每个时间戳占用4字节，那么每个占用B+4字节，并且矩阵A占用M×N×K×（B+4）字节。通过MRI图像累积的简单的无方向性量可能需要256×256×256×（4+4）=128兆字节。更复杂地，基于类似图像的具体量可能需要大约256×256×256×（24+4）=448兆字节。

因为以基本方式实施的矩阵A可能需要相当大的存储，因此本文描述了用于降低存储消耗的方法。如果，在矩阵A中向量的值（其来自元素A_i,j,k所包含的对值在空间上（即在i,j,k上）平滑地变化，那么可以使用径向基函数来创建A的足够精确且简洁的近似式。

参考图2，用于确定A的相关近似式的内核的示例方法总体用参考标记200表示。当的值在空间上平滑变化时和/或当存储资源存在限制时，图2的方法尤为适用。

根据方法200，在框202中，对受试者脑部施加经颅磁刺激脉冲。选择基本函数即内核用于近似式中。内核可以选自于多种基本函数，最常见的是指数函数。然而，就本实施例而言，则在框204中，确定出对人脑的刺激脉冲的累积效果的多变量高斯函数，并用作内核。如果不能从步骤204中的可获得集合中确定出内核，则本实施例的方法继续进行步骤206-220以确定合适的多变量高斯函数。

针对高斯函数，提供有功率变量和归一化变量，这些将在框206和208中确定。在框206中，就高斯函数的功率变量的确定进行考虑，在框210中，针对脑部的每个刺激部位来确定一个或多个累积剂量化效果的增长、衰减和/或累积的量。换言之，针对位置对剂量的量加以确定。

在框213中，确定上述剂量的位置与算术平均值之间的如三维空间中空间差。换言之，对位置与相应质心的位置之间的差进行确定，所述质心为三维向量[i,j,k]^T。在h维的情形下：

$(\stackrel{\→}{x};\stackrel{\→}{\mathrm{\μ}}\{C_m{\}}_{m=1}^h)={[w(\stackrel{\→}{x};\stackrel{\→}{\mathrm{\μ}},C_1),...,w(\stackrel{\→}{x};\stackrel{\→}{\mathrm{\μ}}{C}_h)]}^T.$

在框214中，将上述位置与算术平均值之间的空间差与高斯函数的协方差矩阵（也称为C）的逆矩阵C^-1相乘。

将上述空间差值进一步与一加权变量相乘。具体说，在本实施例中加权变量为-1/2。

在框208确定归一化变量的过程中，确定协方差矩阵的行列式|C|的倒数比，如框218所示。而且，在框220中，该倒数比与一预定加权变量相乘。具体说，需要加权变量为2π^3/2。

根据上述确定的功率变量和归一化变量，针对如下的A的求近似方法（如上所述，当A消耗大量存储并且向量在空间上平滑变化时，所述求近似方法特别有用），将内核设置为：

$w(\stackrel{\→}{x};\stackrel{\→}{\mathrm{\μ},C})=\frac{1}{{2\mathrm{\π}}^{3/2}{\left|C\right|}^{1/2}}{e}^{-\frac{1}{2}{(\stackrel{\→}{x}-\stackrel{\→}{\mathrm{\μ}})}^T{C}^{-1}(\stackrel{\→}{x}-\stackrel{\→}{\mathrm{\μ}})},\left(2\right)$

参考图3，用于确定对受试者脑部施加经颅磁刺激的一个或多个累积效果的A的近似的后续方法总体上用参考标记300表示。

方法300包括框302处对脑部施加经颅磁刺激脉冲。由于在本实施例中将对函数A求近似，因此，在框304中，确定一个或多个经颅刺激脉冲的效果的径向基函数，其中先前针对图2已示出了扩展的解释。该方法包括框306处确定受试者脑部中的每个预定位置的权重向量，以及框308处确定一方阵，该方阵的对角线上包含针对每个位置的每个权重向量元素。

关于方阵的确定，如框308所述的那样确定，在步骤310中，使用一组内核函数来确定累积效果的整体近似。

针对使用一组内核Z的数据点的整体近似，计算如下：

其中，是分配给第l个内核的权重向量，并且是主对角线上具有元素的方阵。

可以任意选择或预先确定该组内核Z的数量大小。组的大小可等于、大于或小于位置x的总数量。当内核的数量少于位置x的总数量时，则单个内核可以作为一区域的表示，即多个独立的数据点的表示。

在本发明的又一实施例中，累积的剂量化效果可作为功能模块而计算，其可操作以在计算机系统的常规处理器中得以执行，该功能模块是计算机程序的示例形式。

根据所述实施例，要通过功能模块实施的算法可以包括如下若干或所有的显著特征：

·在线算法和/或批量算法，即通过串行方式逐步地建立近似式。

·由于每次迭代中移除技术会将最早的内核移除，因此内核的数量恒定。

·移除技术（探试法）基于如下假设：如果就衰减率而言Z足够大，那么公式（1）中的衰减函数趋向于使最早的内核不相关。

示例提供如下：

设Z为某组初始的径向基内核，每个内核以某i,j,k为中心。

设t:=0为初始时间戳。

针对每个新事件发生顺序为：

针对每个(i,j,k)∈{1,...,M}×{1,...,N}×{1,...,K}

$\stackrel{\→}{X}=\mathrm{rbf}(i,j,k;Z)$

$\stackrel{\→}{X}\′=d(g(\stackrel{\→}{X},{\stackrel{\→}{s}}_{i,j,k},t\′),t,t\′)$

如果 $\mathrm{diff}(\stackrel{\&RightArrow;}{X},\stackrel{\&RightArrow;}{X}\&prime;)<T:$

不处理

否则：

移除最早的内核o:Z:=Z-{o}

设w为新内核，使得：

$\mathrm{diff}(\mathrm{rbf}(i,j,k;Z\&cup;\{w\left\}\right),\stackrel{\&RightArrow;}{X}\&prime;)<T.$

更新Z:=Z∪{w}.

更新t:=t'

以上，最早的内核就是在Z中时间最长的那一个，即在Z中已经再没有其他内核被用于处理更多的事件为避免并列，可以随机地做出选择，或基于可用装置的任意数量来做出选择。

将会理解，根据上面例举的方法，这里具有可产生映射值的映射函数f，例如，f(i,j,k)=A_i,j,k，或者f(i,j,k)=rbf(i,j,k;Z)。在此方面，可以理解，映射值可以是标量或向量。

所确定的映射值可通过有利的方式传递给系统用户。在此方面，可以独立地或者以组合形式提供两种可视化类型：即一般性可视化和基于目标的可视化。

具体说，参考上述两种形式的表示，一般性可视化例如以丰富的形式示出了其固有信息。在基于目标的可视化中，该目标确定哪些信息有必要示出，哪些信息由于与目标不相关而要处理，例如移除。将会理解，一般性可视化形式对探索性研究尤为有用，而基于目标的可视化形式则对更集中的临床工作（诸如验证传送的剂量）尤为有用。

参考图4，举例说明用于展示对受试者脑部施加经颅磁刺激的确定的或近似的一个或多个剂量化效果的方法。根据该方法，在框402中，提供标量映射图，该图用以将所确定的累积剂量化效果表示为标量值。然后，在框404中，将标量映射值在受到刺激脉冲的受试者脑部的可视化映射图上表示为明亮色彩形式的映射值。具体说，在通过导航脑刺激软件（诸如NexstimNBS）提供的可视表面上进行上色，例如，如脑部的剥离视图或脑部的切割（扇区）视图所例示的。

更具体地，如框406所示，标量映射值中较大的值表示为明亮色彩，如框408所示，标量映射值中较小的值表示为暗淡色彩。可以理解，单独的视觉滑块可用于改变可视表面的透明度，使得用户可以关注通过导航脑刺激软件同时示出的映射值或基础解剖结构。

尽管色彩提供了极好的视觉表示，但是也可配合使用不同的灰度值、着色和/或未着色的轮廓线、参考标记（例如，数字、字母、字符等）等，或者以之代替不同的色彩。

根据本发明某些实施例的又一方面，用于表示对受试者脑部施加经颅磁刺激的确定的或近似的一个或多个剂量化效果的方法总体上用参考标记500表示。

根据该方法的第一步骤，在框502中，确定对受试者脑部施加的经颅磁刺激的剂量化效果。然后，在框504中，用户可以指定要表示的目标，目标可以表达为函数G(i,j,k,f(i,j,k))：响应于目标的接收，该方法包括：如果映射位置和映射值不满足目标，则将在映射位置和该位置的映射值变换为零，并且如果映射位置和映射值满足目标则变换为一。

简单而有用的目标是：针对体素i,j,k，每当f(i,j,k)＞20V/m时，该目标都得到满足。换言之，如框506所示例的，在基于目标可视化的最简单形式中，可使用例如明亮色彩的指示符来对那些接收到最小剂量治疗的脑部部位上色。然后，通过这种方式，用户可以再继续进行刺激，直到脑部的所有相关部位均以明亮色彩进行了上色。将会理解，根据该方法，如果用户想要限定及监测最大剂量，那么可以指定更大的阈值，并且当亮点开始出现在该区域后用户可以立即停止对脑部的刺激。还应该理解，通过仅使用两种色彩目标代码，就能容易地同时监测最大和最小剂量（回想一下，在基于目标的可视化中，不相关信息（诸如广泛的色彩映射以及非必要的色彩）未被可视化；每个具体目标具有一显著色彩，该色彩出现在可满足该具体目标的区域的顶部上）。

可以理解，参考上述方法，可以适当地使用彩色映射图，使得明亮色彩指示校大的映射值，而暗淡色彩指示较小的值。可以理解，因为通过上述方法描绘的映射图包含向量，由此使得设计彩色映射图变得更加困难。

针对上述问题提出的解决方案是基于维度降低的映射图。在此方面，参考图6，采用维度降低方式来展示对受试者脑部施加经颅磁刺激的确定的或近似的一个或多个剂量化效果的又一方法总体上以参考标记600表示。

首先，在框602中，确定对受试者脑部施加的经颅磁刺激的剂量化效果。在框604中，用户对向量进行定义，例如在框606中通过使用GUI对箭头定向，或者在框608中，在导航脑刺激软件的三维视图上标记出两个端点。其次，在框610中，针对所提供的标量定义，使用计算机系统中的功能模块来确定标量值投影（scalarvaluedprojections）最后，在框612中，使标量值投影可视化为在脑部映射图中可见的标量映射。

在该方法的示例性实施例中，脑部映射图可包含电场或电流的向量和。在本实施例中，用户可能希望对其中电场或电流的剂量指向所关注的解剖学特征所在的脑部区域进行可视化。

可以理解，根据又一实施例，在导航脑刺激计算机程序的示例形式中，可以在由计算机系统的功能模块产生的可视表面上对更复杂的目标进行表示并上色。

例如，参照上述监测示例，可以对系统进行扩展和细化，使得剂量的方向得以关注。以这种方式，用户可以利用监测来避免剂量具有某具体方向和幅度，或者用户可尝试确保脑部的各个部分在所有方向上均获得最小剂量。

根据本发明的又一实施例，上述可视化方法的结果可以保存到、或转换成DICOM格式（DICOM结构化报告-类型[5]，可以具有RT-扩展名），以确保该结果可直接用于可购得的允许DICOM的工作站。

参考图7，示出了可实现据图1至图6所例举的方法的系统700。具体地，导航脑刺激（NBS）软件可以确保对受试者脑部的特定位置的刺激。为了对受试者脑部功能的一部分进行映射，应当精确获知任何刺激的具体位置。因此，NBS采用例如712的跟踪系统和跟踪软件，从而获知刺激装置710的位置，或者至少获知刺激单元710相对于受试者头部和/或脑部的相对位置。

已知可确定刺激装置710的位置的几种方法，并且有几种方法至少在名为“Transcranialmagneticstimulationinductioncoildevicewithattachmentportionforreceivingtrackingdevice”的美国公报US2008/058582得到更详细记载，其通过引入并入本文。这些方法中的至少一些方法包括位于刺激装置710上或附着于刺激装置710的跟踪标记器。或者，标记器可以附着于受试者头部的一个或多个位置上，例如根据名为“Stereotacticframeandmethodforsupportingastereotacticframe”的美国公报US2005/075560所记载的那样，其通过引入并入本文。

当标记器用于跟踪刺激装置710和/或受试者头部时，利用能够识别至少一部分或全部标记器的跟踪系统712。例如，如果所使用的标记器能够反射红外光，那么跟踪系统712为红外跟踪系统或至少整合了红外跟踪系统。这种红外跟踪系统可包括一个、两个或多个诸如红外摄像机的红外跟踪设备，其能够在三维环境中对跟踪对象进行空间定位。

上述公报中记载了跟踪刺激装置710和受试者头部的其他方法。此外，在不脱离本发明范围的前提下，本领域的常规技术人员将识别出那些可与本发明的系统一起使用的跟踪对象方法。这样的方法例如包括跟踪系统712，该跟踪系统712包括至少一个能够捕获和/或记录的可见光以及跟踪视觉标记器、光反射性标记器、LED和/或对象本身的摄像机。

在某些实施例中，具有单个的跟踪系统712，其既跟踪刺激装置710又跟踪受试者头部及任何其他期望跟踪的对象。在某些其他实施例中，一个以上的跟踪系统712用于跟踪自带跟踪系统（未示出）的某个对象或者一个或多个对象。随后，将来自跟踪系统的信息发送至NBS导航软件。

将来自跟踪系统712的跟踪数据输入到NBS导航软件，该软件随后能够将NBS信息显示在操作员显示器704的NBS显示部706上。NBS显示部706能够向操作员显示刺激装置110与受试者头部有关的位置。或者，NBS显示部706基于刺激装置710的位置，可利用至少一个头部模型来显示受试者脑部上的实际刺激位置和/或投影的刺激位置。头部模型例如是受试者的CT、受试者的MRI、类似的受试者CT或MRI或标准头部。名为“Methodforthree-dimensionalmodelingoftheskullandinternalstructuresthereof”的美国专利7,720,519披露了用于在NBS导航中选择和利用头部模型的几种方法，其通过引用并入本文。

NBS导航软件能够将刺激工具显示为实心物体，并且通过实时或离线地对线圈的电磁特性和患者头部进行建模能够示出预测的脑部活动。这些模型可以通过应用已知的生物电磁学方法来获得，诸如球形建模、边界元素法或有限元素法。针对示例性实施例，对一些附加功能进行了更详细描述，并且这些附加功能还记载在名为“Amethodforvisualizingelectricfieldsonthehumancortexforthepurposeofnavigatedbrainstimulation”的美国申请11/853,232以及名为“Improvedaccuracyofnavigatedbrainstimulationbyonlineorofflinecorrectionstoco-registration”的美国申请11/853,256中，其通过引用并入本文。而且，本领域常规技术人员将识别出不脱离本发明范围的那些本文所述的NBS导航软件和跟踪系统的修改。

将会理解，除了上述内容之外，本发明还可短期应用于rTMS。在此方面，可以预测到本发明具有涉及治疗过程的进一步商业潜力，包括本地化应用，或者基于记忆式应用，即就效果随着时间而建立或衰减的意义而言，效果具有“记忆”。

而且，将会理解，本发明还存在其他实施例，其中提供了用于对在预定时间里对受试者脑部的一个或多个预定位置施加经颅磁刺激的一个或多个累积效果求近似的又一方法；所述方法包括以下步骤：

向脑部施加一个或多个经颅磁刺激脉冲；以及

确定对受试者脑部的一个或多个部位施加的一个或多个经颅磁刺激脉冲的效果的径向基函数。

在本发明的一实施例中，确定所述径向基函数包括以下步骤：

确定针对一个或多个内核中的一个或多个内核或每个内核的权重向量；

确定一方阵，其中，所述方阵的对角线上包含针对每个所述内核而确定的各个所述权重向量的元素。

在本发明的一实施例中，确定所述方阵包括以下步骤：

确定所述累积效果的增长的算术平均值；以及

确定所述一个或多个累积效果的多变量高斯函数的协方差矩阵。

此外，本文还描述了特定实施例的一组示例性条款。条款1，一种用于确定对受试者脑部的至少一个部位施加经颅刺激脉冲的一个或多个累积效果的方法，所述方法包括下列步骤：对所述脑部的至少一个部位施加至少一个经颅刺激脉冲，确定针对脑部的一个或多个受影响部位的至少一个经颅刺激脉冲在一段时间里的累积剂量，将所确定内容映射到具有变量阵列的数学对象，每个所述变量表示在脑部的受影响部位处的确定。

条款2，根据条款1所述的方法，其中，确定一段时间的累积剂量包括衰减分量。条款3，根据条款1或2所述的方法，其中，所述经颅刺激为磁刺激形式。条款4，根据上述任一项条款所述的方法，其中，所述经颅刺激为高频刺激、超声刺激和/或光刺激形式。

条款5，根据上述任一项条款所述的方法，其中，所述方法还包括以下步骤：确定累积的量，其表示在所述脑部的每个受影响部位的所述一个或多个累积效果的增长和衰减。

条款6，根据上述任一项条款所述的方法，其中，所确定的累积剂量至少部分地基于：由经颅刺激脉冲产生的电场、所述受试者脑部中感生的组织电流密度、在所述受试者脑部的一个或多个部位处每单位体积所耗散的电磁场的能量密度、所述一个或多个部位的温升、受试者的物理反应、受试者的言语反应、受试者的认知反应、和/或所述一个或多个部位的特定吸收速度或它们的组合。

条款7，一种用于确定预定时间里对受试者脑部的一个或多个部位施加经颅磁刺激的一个或多个累积的剂量化量的方法；所述方法包括以下步骤：向脑部施加一个或多个经颅磁刺激脉冲；确定所述一个或多个部位的每个所述刺激的剂量；不论所述一个或多个部位存在或不存在一个或多个预定的外部事件，都测量所述受试者在预定时间内的物理反应；至少基于所确定的剂量和衰减因子，针对所述受试者脑部的所述一个或多个部位，对所述脑部的反应的累积求近似。

条款8，根据条款7所述的方法，进一步包括以下步骤：将所述近似的一个或多个剂量化效果表示为标量映射值；并将所述标量映射值在所述受试者脑部的可视化映射图中表示为一个或多个色彩和/或轮廓线。条款9，根据条款8所述的方法，其中，所述标量映射值中较大的值在所述脑部的可视化映射图中以明亮色彩表示，并且所述标量映射值中较小的值在所述脑部的可视化映射图中通过比所述明亮色彩明显暗淡的色彩表示。条款10，根据上述任一项条款所述的方法，进一步包括以下步骤：接收目标，其中所述目标确定哪些信息是基本要素以及哪些信息由于不相关而要移除；以及在所述受试者脑部的可视化映射图中的区域上，通过例如不同颜色的不同指示来表示所述目标。

条款11，一种用于向用户展示对受试者脑部的一个或多个部位施加经颅磁刺激的一个或多个剂量化效果的方法，所述方法包括以下步骤：从用户接收向量定义；针对所述向量定义，确定一个或多个标量值端点；将标量值的投影可视化为所述受试者脑部的可视化映射图中的一个或多个标量映射。

条款12，根据条款11所述的方法，其中，响应于从所述用户接收到与电场或电流中的一个或多个向量和有关的向量定义，对标量值端点进行可视化的步骤包括对所述受试者脑部的一个或多个部位进行可视化，其中电场或电流的剂量指向所关注的所述受试者脑部的解剖学特征。

条款13，一种可操作以确定在受试者脑部施加的经颅磁刺激脉冲的一个或多个累积效果的装置，所述装置包括：激励器，其可操作用于对所述受试者脑部施加所述一个或多个经颅刺激脉冲；包括显示装置的计算机系统；定位装置，其用于将线圈关于所述受试者的头部和/或脑部进行定位和对齐；测量装置，其用于确定响应于刺激的一个或多个外部事件的存在与否；以及剂量加权装置，其通过所述脑部施加的一个或多个经颅磁刺激脉冲的重复率对经颅磁刺激脉冲序列的剂量进行加权，从而确定有效剂量。条款14，根据条款13所述的装置，其中，所确定的有效剂量包括衰减分量。

本文所描述的示例和实施例旨在帮助说明本发明，并不旨在作为限制性示例。在不脱离本发明的精神和范围的前提下，本领域普通技术人员可以实现本文所述的具体实施例和示例的要素的多种变型及组合。而且，本领域普通技术人员已知的但并未记载于本文中的修改及技术不脱离本发明的精神和范围。

Claims (20)

1.一种用于确定对脑部的至少一个部位施加导航经颅刺激的一个或多个累积效果的方法，所述方法包括如下计算机实现的步骤：

确定由来自线圈装置的导航经颅刺激脉冲感生的刺激剂量的三维区域，

确定由来自线圈装置的一个或多个导航经颅刺激脉冲引起的所述脑部的至少一个部位中的刺激剂量的增长分量，

确定至少由一段逝去的时间所引起的所述脑部的至少一个部位中的刺激剂量的衰减分量，以及

基于物理建模算法、在一个或多个时间点上的增长分量和衰减分量，来计算针对所述脑部的至少一个部位的累积刺激剂量。

2.根据权利要求1所述的方法，还包括以下步骤：确定所确定的刺激剂量的三维区域相对于所述脑部中的至少一个预定的解剖标记器的相关位置和方向。

3.根据权利要求1所述的方法，还包括以下步骤：在那些使用导航经颅磁刺激至少部分地进行了映射的脑部区域内，确定所确定的刺激剂量的三维区域的相关位置和方向。

4.根据权利要求1所述的方法，其中，计算的累积刺激剂量是针对整个脑部或者针对所关注的脑部特定区内的每个部位而计算的。

5.根据权利要求1所述的方法，其中，基于附加的增长分量和/或一段时间的到期，来更新针对一个或多个部位的累积刺激剂量。

6.根据权利要求1所述的方法，其中，针对每个部位的增长分量、衰减分量和/或累积刺激剂量包含时间戳。

7.根据权利要求4所述的方法，其中，将针对多个部位的累积刺激剂量标记时间戳并汇集在矩阵中。

8.根据权利要求1所述的方法，其中，至少一个累积刺激剂量在给定的时间以可视化形式显示在脑部模型上的对应部位上。

9.根据权利要求8所述的方法，其中，所述脑部模型是核磁共振成像图像。

10.根据权利要求8所述的方法，其中，每个部位的大小是所述脑部模型的分辨率的大小。

11.根据权利要求1所述的方法，还包括管理所述脑部的一个或多个部位的导航经颅磁刺激的步骤。

12.一种用于确定对脑部的至少一个部位施加导航经颅刺激的一个或多个累积效果的方法，所述方法包括如下步骤：

确定由一个或多个导航经颅刺激引起的所述脑部的至少一个部位中的刺激剂量的增长分量，

确定由一段逝去的时间所引起的所述脑部的至少一个部位中的刺激剂量的衰减分量，以及

基于在一个或多个时间点上的所述增长分量和所述衰减分量，来计算针对所述脑部的至少一个部位的累积刺激剂量。

13.根据权利要求12所述的方法，其中，每个部位为所述脑部的三维区域。

14.根据权利要求12所述的方法，其中，增长分量的确定至少部分地基于预定的定义、所述定义的衍生义、或者至少两个预定的定义或其衍生义的组合。

15.根据权利要求14所述的方法，其中，定义是围绕在某位置由导航经颅磁刺激激励脉冲所引起的刺激的电场或者电场的幅度

16.根据权利要求14所述的方法，其中，定义是在某位置感生的组织电流密度或者感生的组织电流密度的幅度其中并且σ为所述部位的电导率。

17.根据权利要求14所述的方法，其中，定义是在某位置感生的组织电荷密度Q，其中并且t_r为导航经颅磁刺激激励脉冲的上升时间。

18.根据权利要求14所述的方法，其中，定义是在某位置每单位体积所耗散的电磁场的能量密度W，其中t_r为导航经颅磁刺激脉冲的上升时间，而σ为电导率。

19.根据权利要求14所述的方法，其中，定义是在某位置的温升Q和/或在某位置的特定吸收率SAR，其中并且ρ为所述位置的密度。

20.一种用于向用户展示对受试者脑部施加导航经颅磁刺激的所确定或近似的一个或多个剂量化效果的设备，其包括：

用于确定由一个或多个导航经颅刺激引起的所述脑部的至少一个部位中的刺激剂量的增长分量的装置，

用于确定至少由一段逝去的时间所引起的所述脑部的至少一个部位中的刺激剂量的衰减分量的装置，以及

用于基于在一个或多个时间点上的所述增长分量和所述衰减分量，来计算针对所述脑部的至少一个部位的累积刺激剂量的装置。