CN110650776B - 经颅磁刺激的控制 - Google Patents
经颅磁刺激的控制 Download PDFInfo
- Publication number
- CN110650776B CN110650776B CN201880032668.0A CN201880032668A CN110650776B CN 110650776 B CN110650776 B CN 110650776B CN 201880032668 A CN201880032668 A CN 201880032668A CN 110650776 B CN110650776 B CN 110650776B
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- coil
- coils
- energy store
- energy
- control unit
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
- 238000011491 transcranial magnetic stimulation Methods 0.000 title claims abstract description 48
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 claims description 43
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 claims description 41
- 238000004146 energy storage Methods 0.000 claims description 21
- 230000004044 response Effects 0.000 claims description 7
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 claims description 5
- 229910044991 metal oxide Inorganic materials 0.000 claims description 4
- 150000004706 metal oxides Chemical class 0.000 claims description 4
- 230000005669 field effect Effects 0.000 claims description 3
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 claims description 2
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 claims description 2
- 238000000034 method Methods 0.000 abstract description 15
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 description 20
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 11
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 10
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 description 8
- 230000008859 change Effects 0.000 description 8
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 8
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 7
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 5
- 230000006870 function Effects 0.000 description 5
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 4
- 238000004590 computer program Methods 0.000 description 4
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 description 4
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 4
- 210000002569 neuron Anatomy 0.000 description 4
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 3
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 3
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 3
- 238000004804 winding Methods 0.000 description 3
- 230000009286 beneficial effect Effects 0.000 description 2
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 2
- 238000007599 discharging Methods 0.000 description 2
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 2
- 238000005457 optimization Methods 0.000 description 2
- 230000008569 process Effects 0.000 description 2
- 230000000630 rising effect Effects 0.000 description 2
- 230000004936 stimulating effect Effects 0.000 description 2
- 230000001133 acceleration Effects 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 230000006399 behavior Effects 0.000 description 1
- 230000002051 biphasic effect Effects 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 1
- 230000001054 cortical effect Effects 0.000 description 1
- 210000003618 cortical neuron Anatomy 0.000 description 1
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 1
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 1
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 1
- 210000003128 head Anatomy 0.000 description 1
- 230000006698 induction Effects 0.000 description 1
- 208000024714 major depressive disease Diseases 0.000 description 1
- 238000013507 mapping Methods 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- 230000028161 membrane depolarization Effects 0.000 description 1
- 230000012241 membrane hyperpolarization Effects 0.000 description 1
- 230000010291 membrane polarization Effects 0.000 description 1
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 1
- 230000001537 neural effect Effects 0.000 description 1
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 description 1
- 230000035479 physiological effects, processes and functions Effects 0.000 description 1
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 1
- 210000004761 scalp Anatomy 0.000 description 1
- 238000004904 shortening Methods 0.000 description 1
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 1
- 210000003625 skull Anatomy 0.000 description 1
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 1
- 238000001214 thermospray mass spectrometry Methods 0.000 description 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 1
- 125000000026 trimethylsilyl group Chemical group [H]C([H])([H])[Si]([*])(C([H])([H])[H])C([H])([H])[H] 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N2/00—Magnetotherapy
- A61N2/004—Magnetotherapy specially adapted for a specific therapy
- A61N2/006—Magnetotherapy specially adapted for a specific therapy for magnetic stimulation of nerve tissue
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N2/00—Magnetotherapy
- A61N2/02—Magnetotherapy using magnetic fields produced by coils, including single turn loops or electromagnets
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Neurology (AREA)
- Magnetic Treatment Devices (AREA)
Abstract
本发明涉及一种经颅磁刺激设备，包括：至少两个线圈(130，140)、用于每个线圈(130，140)的输入通道(150，160)、控制单元(170)、存储用于至少两个线圈(130，140)的能量的至少一个储能器(120)，控制单元(170)被配置为：确定至少一个刺激强度；确定存储在至少一个储能器(120)中的能量等级；确定用于每个线圈(130，140)的调制模式；根据所确定的调制模式生成用于控制至少两个线圈(130，140)中的至少一个线圈(130，140)的输入通道的至少一个控制信号，以便控制来自至少一个储能器(120)的每个线圈(130，140)的输入。还公开了一种方法。
Description
技术领域
本发明总体涉及经颅磁刺激的技术领域。更具体地，本发明涉及经颅磁刺激的控制。
背景技术
经颅磁刺激(TMS)是一种用于刺激皮层神经元的无创性工具。TMS例如用于皮层功能区的术前标测、研究皮层的有效连通性，以及治疗重度抑郁症。
在TMS中，刺激是通过经由放置在受试者头皮上的线圈的绕组馈送短暂的、强的电流脉冲来实现的。这会引起时变磁场，该时变磁场在皮层中感应电场，导致目标神经元的膜去极化和超极化。
在多通道TMS(mTMS)中，刺激器线圈单元由几个可以独立控制的线圈组成。可以通过调整流经每个单独的线圈的绕组的电流来修改在脑中感应的电场(E场)模式。总E场是由各线圈产生的E场的总和，每个E场强度与各线圈的线圈电流的变化率成比例。由于E场确定刺激的部位，因此mTMS允许电子控制刺激位置，而无需移动线圈单元。
在mTMS中，可以控制刺激模式(E场)的速度是确定该设备适合哪种用途的关键参数。在一些范例中，需要有在大约一毫秒或几毫秒内改变刺激的可能性。例如，在传统的单通道配对脉冲TMS范例中，具有独立控制强度的两个TMS脉冲仅间隔2至5毫秒传送。优选地，mTMS设备应当能够在不同的位置传送这两个脉冲-或者甚至更好地，能够传送具有期望的时空模式的任意脉冲串(pulse train)。
与线圈电流的变化率成比例的E场强度与电荷存储电容器(或者由并联和/或串联的电容器组成的电容器组)的电压成比例。因此，为了改变mTMS中的刺激强度或刺激位置，需要快速调整电容器的电压等级。然而，根据电容、电容器充电器或放电机制，电压等级调整可能需要几十毫秒到几秒钟。在传统的单通道配对脉冲TMS设备中，速度问题通常通过具有两个可以在刺激之前独立充电的电容器来克服：一个电容器用于第一脉冲，并且另一个电容器用于第二脉冲。然而，这增加了设备的成本和尺寸。此外，以短间隔传送两个以上的独立脉冲将需要添加甚至更多的电容器。在一些mTMS范例中，例如，当使用反馈控制系统时，刺激位置和强度甚至可能不是预先知道的，使得在脉冲序列之前固定电容器电压是不切实际的。需要快速、不可能预先设计的强度调整的一个简单示例是通过相应地调整线圈电流来补偿线圈和脑的相对运动的情况。
此外，传统的解决方案有脉冲持续时间取决于线圈的电感的缺点，这使得单独地适应刺激脉冲具有挑战性。为了解决这个问题，引入了多个解决方案，其中，通过将电流输入到线圈的电源的调制控制信号来控制输入到线圈的电流。以这种方式，可以调整输入到线圈的电流的波形，并且因此调整在脑中感应的E场。这种现有技术的解决方案仍然面临如上所述的缺点，即它们仅基于一个线圈，并且它们还是电容器-线圈专用的，并且因此，TMS设备的成本和尺寸仍然很高。
从上面可以看出，现有技术的解决方案有缺点，并且需要通过引入用于控制用于TMS的脉冲的生成的新方法来克服缺点。
发明内容
为了提供对各种发明实施方式的一些方面的基本理解，以下给出了简化的概要。概要不是本发明的广泛概述。它既不旨在识别本发明的关键或重要元件，也不旨在描绘本发明的范围。以下概要仅以简化形式呈现本发明的一些概念，作为对本发明的示例性实施方式的更详细描述的前序。
本发明的目的是呈现一种经颅磁刺激设备和用于控制通过经颅磁刺激设备生成磁场的方法。本发明的另一个目的是，经颅磁刺激设备和方法使得能够控制经颅磁刺激设备的线圈的输入。
本发明的目的是通过相应的独立权利要求限定的经颅磁刺激设备和方法实现的。
根据第一方面，一种经颅磁刺激设备，包括：至少两个线圈、用于每个线圈的输入通道、控制单元以及用于存储用于至少两个线圈的能量的至少一个储能器，其中，控制单元被配置为：确定通过由至少两个线圈中的至少一个线圈生成磁场而旨在目标中生成的至少一个刺激强度；确定存储在至少一个储能器中的能量等级；确定每个线圈的调制模式，所述调制模式用于由至少两个线圈中的至少一个线圈生成磁场，由至少一个线圈生成的磁场引起目标中的预期的刺激强度；根据所确定的调制模式生成用于控制至少两个线圈中的至少一个线圈的输入通道的至少一个控制信号，以便控制来自至少一个储能器的每个线圈的输入。
至少一个储能器可以以以下方式中的一个布置：用于多个线圈的至少一个公共储能器、用于每个线圈的至少一个专用储能器、用于多个线圈的至少一个公共储能器和用于每个线圈的至少一个专用储能器、用于多个线圈的至少一个公共储能器以及用于至少一个线圈的至少一个专用储能器。
至少一个储能器可以包括至少一个电容器。
控制单元还可以被配置为通过测量至少一个储能器的电压等级来确定存储在至少一个储能器中的能量等级。
控制单元还可以被配置为响应于检测到存储在至少一个储能器中的能量等级低于利用至少一个线圈生成磁场所需的能量等级，启动对至少一个储能器的充电，该至少一个线圈利用所确定的调制模式引起目标中的预期的刺激强度。
此外，控制单元可以被配置为确定用于利用至少一个线圈生成多个连续磁场的调制模式。
所生成的至少一个控制信号可以被配置为控制至少一个输入通道中的至少一个开关设备的导通状态。例如，开关设备可以是以下中的至少一个：绝缘栅双极晶体管，IGBT；金属氧化物半导体场效应晶体管，MOSFET。
控制单元可以被配置为利用基于脉宽调制的控制信号来控制每个线圈的输入。
控制单元还可以被配置为以阶跃方式来控制每个线圈的输入。
根据第二方面，提供了一种用于控制经颅磁刺激设备的多个线圈的输入的方法，该设备包括：至少两个线圈、用于每个线圈的输入通道、控制单元、存储用于至少两个线圈的能量的至少一个储能器，其中，该方法包括：确定通过由至少两个线圈中的至少一个线圈生成磁场而旨在目标中生成的至少一个刺激强度；确定存储在至少一个储能器中的能量等级；确定每个线圈的调制模式，所述调制模式用于由至少两个线圈中的至少一个线圈生成磁场，由至少一个线圈生成的磁场引起目标中的预期的刺激强度；根据所确定的调制模式生成用于控制至少两个线圈中的至少一个线圈的输入通道的至少一个控制信号，以便控制来自至少一个储能器的每个线圈的输入。
当结合附图阅读时，从以下具体示例性和非限制性实施方式的描述中将最好地理解本发明的关于结构和操作的方法的各种示例性和非限制性实施方式以及其附加目的和优点。
动词“包括(to comprise)”和“包括(to include)”在本文档中用作开放式限制，既不排除也不要求未叙述特征的存在。除非另有明确说明，否则从属权利要求中所叙述的特征是相互自由组合的。此外，应当理解，在整个文档中使用“一”或“一个”，即单数形式，并不排除复数形式。
附图说明
在附图中，本发明的实施方式通过示例的方式而不是通过限制的方式示出。
图1示意性地示出了本发明的原理的至少一些方面。
图2示意性地示出了根据本发明的实施方式的解决方案的示例。
图3A至图3C示意性地示出了根据本发明的用于多通道经颅磁刺激的设备的非限制性示例。
图4A至图4C示意性地示出了传统设备的输入和输出信号。
图5A至图5C示意性地示出了本发明的实施方式的输入和输出信号的示例。
图6A至图6C示意性地示出了根据本发明的另一实施方式的输入和输出信号的一些进一步的示例。
图7示意性地示出了根据本发明的实施方式的提供给经颅磁刺激设备的开关设备的控制信号的示例。
图8示意性地示出了根据本发明的实施方式的经颅磁刺激设备的控制单元。
图9示意性地示出了根据本发明的实施方式的方法。
具体实施方式
以下给出的描述中提供的具体示例不应被解释为限制所附权利要求的范围和/或适用性。除非另有明确说明，否则以下给出的描述中提供的示例的列表和组不是穷尽的。
图1示意性地示出了应用于多通道经颅磁刺激领域的本发明的原理的至少一些方面，其中，刺激器线圈单元由几个可独立控制的线圈130、140组成。可以通过调整流经每个单独的线圈的绕组的电流来修改在目标中感应的电场(E场)模式。根据图1，至少可以通过由控制单元170控制相应线圈130、140的输入通道150、160来执行线圈130、140的选择。如图1中示意性示出的，电路能量由电源110馈送，电路能量存储在储能器120中，以便以受控的方式供应给线圈130、140。根据如图1所示的本发明的非限制性示例，储能器120是至少两个线圈130、140共用的。图1示出了具有两个线圈130、140，但是线圈的数量不限于两个。输入通道可以包括在所讨论的线圈的一侧或两侧上的多个开关设备。
本发明至少部分地基于这样的想法：控制单元170可以被配置为响应于由线圈130、140中的至少一个生成的磁场来确定由目标中感应的电场引起的至少一个刺激强度，并且相应地控制由所讨论的线圈130、140生成的磁场。控制可以被布置为使得控制单元170被配置为确定专用于所讨论的线圈或多个线圈共用(或者甚至确定这两者的组合)的储能器120的能量等级。该确定可以例如被执行使得控制单元170可以包括或耦接到测量布置，借助于该测量布置可以测量所讨论的诸如一个或多个电容器的一个或多个储能器的电压。另外，该确定可以包括预先确定的计算，借助于该预先确定的计算可以导出所描述的信息片段。此外，控制单元170可以被配置为确定每个线圈的调制模式，所述调制模式用于由至少两个线圈130、140中的至少一个线圈130、140生成磁场，其中，由至少一个线圈生成的磁场引起目标中的预期的刺激强度。调制模式的确定还可以包括检测储能器是否具有必要的能量的量以便通过调制生成磁场的步骤。在一些实施方式中，如果检测到存储能量不够高来用于生成磁场，则控制单元可以被配置为在进一步继续该过程之前启动对多个储能器的充电。启动可以例如包括向电源110生成控制信号，以便向储能器提供电流。同时，可以防止到输入通道的任何控制。在一些其他实施方式中，控制单元170可以被配置为获得对于一个或多个储能器的能量等级设置的限制，并且在使得能够执行根据本发明的解决方案之前监视当一个或多个储能器被充电时达到该限制。此外，在一些实施方式中，控制单元可以被配置为确定用于利用至少一个线圈130、140生成多个连续磁场的调制模式。响应于该确定，控制单元170可以被配置为根据所确定的调制模式生成用于控制至少两个线圈130、140中的至少一个线圈130、140的输入通道的至少一个控制信号，以便控制来自至少一个储能器120的每个线圈130、140的输入。因此，所生成的控制信号可以至少部分地取决于存储在至少一个储能器中的能量等级，并且目的是对所讨论的线圈生成这样的输入信号，这引起在目标中生成期望的刺激强度。换句话说，通过输入通道到所讨论的线圈130、140的输入有利地以电流脉冲的形式，该电流脉冲由控制单元170通过相应地控制输入通道150、160来调制。通过控制输入通道150、160，可以为每个线圈130、140生成单独调制的输入电流，即输入信号，并且以这种方式控制目标中的感应的E场。
储能器120可以指可以存储能量的设备或彼此耦接的多个设备。能量的存储可以被布置为使得电源向储能器120提供电能，该电能可以通过电能的充电来存储。用于在应用领域中存储能量的适用设备可以是可以被充电和放电的电荷存储电容器或者电容器组。自然地，电容器或多个电容器应当被选择使得其操作参数满足应用领域的需要。如所提到的，储能器120被布置在电路中，使得它可以向多个线圈130、140提供所存储的能量。
输入通道150、160进而可包括多个开关设备，借助于所述开关设备，线圈130、140将来自储能器120的能量输入到该线圈130、140中，但是也可以借助于所述开关设备来调制输入电流脉冲。换句话说，通过控制至少一个开关，可以实现所提到的效果。属于输入通道150、160的开关设备可以例如是主要用作电子开关的功率半导体设备的绝缘栅双极晶体管(IGBT)。IGBT设备的一个优点是它们结合了高效率和快速切换，这使其适用于经颅磁刺激领域。通过向金属氧化物半导体栅极结构施加控制电压来布置IGBT的控制，该控制电压将IGBT驱动到导通状态，或者反之亦然。适用开关设备的另一示例是金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)。输入通道150、160可以包括以使得可以实现线圈130、140的选择以及可以对要输入到所选线圈130、140的电流脉冲执行调制的方式彼此耦接的必要数量的开关设备。
控制单元170可以指包括处理单元和存储单元的设备，其中，计算机程序代码存储在存储单元中。当由处理单元执行计算机程序代码时，生成用于控制控制单元170的操作的指令，并且因此生成用于利用由一个或多个线圈生成的磁场刺激目标的设备。控制单元170还可以存储关于将利用设备，即与属于设备的线圈，所生成的磁场的指令。例如，关于磁场的信息可以预先存储在存储器中，或者例如响应于例如从目标获得的反馈信号来生成，对于该反馈信号生成磁场用于在目标中感应电场。例如，在目标是人脑的情况下，可以通过监视响应于目标中的电场的感应的脑中的电流获得反馈信号，并且响应于此在控制单元170中生成信息或指令。可选地，在一些应用领域中，可以通过监视响应于如所述在目标中感应电场的一个或多个肌肉的电活动来获得反馈信号。在这种实施方式中的反馈信号可以例如利用肌电图或者利用目标表面上的适用的加速度传感器位置来获得。控制单元170因此生成用于选择线圈130、140并且用于调制要输入到所选线圈130、140的信号的控制信号，以便在目标中实现期望的效果。自然地，控制单元170可以从电源接收其能量，并且可以包括耦接到其的进一步的元件和/或单元，例如用于获得关于至少一个储能器的能量等级的信息的测量设备。这些在本文中没有更详细地描述。
接下来，讨论如图2中示意性示出的用于多通道经颅磁刺激的设备作为根据本发明的实施方式的解决方案的示例。在图2中，公开了该设备在组件等级上的实现的示例。如图2所示的设备包括用于为储能器120提供电能的电源110，该储能器在图2的实现中是电容器C。电容器以使得相同的电容器可以通过相应的输入通道150、160向线圈130、140两者提供电能这样的方式相对于线圈130、140耦接。在图2的实现中，输入通道150可以包括多个可控开关组件，这些可控开关组件是绝缘栅双极晶体管。为了选择线圈130并在其中生成和供应输入电流脉冲，可以通过向所提到的IGBT的栅极提供适用的控制信号来控制S11、S12、S13以及S14所涉及的IGBT。IGBT S11、S12、S13以及S14由表示图2中线圈130的输入通道150的框圈住。类似地，为了选择另一个线圈140并在其中生成和供应输入电流脉冲，可以通过向所提到的IGBT的栅极提供适用的控制信号来控制S21、S22、S23以及S24所涉及的IGBT。IGBT S21、S22、S23以及S24由表示图2中线圈140的输入通道160的框圈住。可以在控制单元170中生成IGBT的栅极的控制信号，其中，在预先确定的方案下确定要供应的线圈130、140之间的选择，并且可以生成用于IGBT的控制信号，以便调制从公共储能器120获得的电流。为了生成控制信号，控制单元可以接收关于线圈130、140的信息作为输入，借助于线圈130、140将生成磁场。另外，控制单元170可以接收表示储能器120的充电状态的信息。借助于所提到的信息片段，控制单元170可以生成用于从储能器120获得的电流的调制方案，以便生成到所选线圈130、140的电流脉冲，该电流脉冲生成用于在目标中感应期望的电场的磁场。可以有利地利用所讨论的控制单元170与IGBT或开关设备之间的专用信号通道来实现到IGBT的栅极的控制信号或者通常对开关设备的控制。
图3A至图3C示意性地示出了用于多通道经颅磁刺激的设备的实现的一些非限制性示例，其中，存在用于每个线圈的专用储能器(图3A和图3B)或专用储能器和公共储能器的组合(图3C)。
图3A示意性地示出了这样一种方案，其中，设备以如下方式实施为两个分开的电路：控制单元170被配置为控制每个电路中的输入通道150、160。换句话说，对于每个线圈130、140，其布置有自己的电源110(标记为P1、P2)，在图3A中描绘为电容器C1和C2的自己的能量源120以及自己的输入通道150、160。控制单元170耦接到输入通道150、160，并且具体地耦接到其中的开关设备，使得其可以根据调制方案控制开关设备的导通状态。
图3B示意性地示出了另一种方案，其中，设备利用公共电源110实现，但是对于每个线圈130、140，诸如电容器C1、C2的专用储能器120与输入通道150、160一起布置。尽管在图3B未示出，但是在一些实施方式中，电源110可以与储能器120断开连接，并且可以利用诸如可控开关的适用耦接装置一次连接到储能器中的一个，使得储能器C1和C2的能量等级可以彼此独立地调整。
在图3C中，示意性地示出了用于多通道经颅磁刺激的设备的实现的又一进一步示例。图3C中的示例包括由储能器120组成的储能器阵列，其中，一个储能器C为线圈130、140两者共用的，并且除此之外，对于每个线圈130、140还有专用储能器C1和C2，所述专用储能器C1和C2可以分别例如物理上靠近输入通道150、160定位。储能器120在图3C中也在图3A和图3B中描绘为电容器。在所示出的任何示例中，每个储能器120可以由进一步的存储阵列组成。
通过选择本发明的实施方式中储能器的特性，可以最佳地实现进一步的优点。例如，在储能器利用电容器实现的情况下，例如，在图3C所示的示例中，通过选择小于公共电容器C的电容的电容器C1和C2的电容，与图2的实现相比，可以获得降低的杂散电感。当通道的数量大于两个时(因为总系统电容必须对于所有通道足够大，并且因为在单个电容器周围放置不同通道时会有几何约束)，差异尤其突出。C、C1以及C2之间的接线可以包括或可以不包括影响电路行为的附加组件，例如电感部件。图2所示的其他组件对应于图2所示的组件。
图2和图3A至图3C的示例仅示出了实现本发明的至少一些优点所需的相关元件。它们不必公开多通道经颅磁刺激设备的所有元件。如所提到的，图2和图3A至图3C中的电路的实现是用于描述本发明的至少一些方面的非限制性示例。例如，除了电源110之外，电路还可以包括用于对储能器放电的装置。这些装置可以包括例如电阻器或IGBT。
接下来，讨论与在多通道经颅磁刺激中利用根据本发明的解决方案有关的至少一些方面。这里，对于具有三角形电流的理想半正弦刺激的最简单情况，首先考虑脉冲调制(为了简化讨论和图形，假设电容较大)。即，可以通过在刺激脉冲期间调制线圈电流波形并且因此还调制感应的E场波形来控制有效的刺激位置和强度。感应的E场的脉冲调制是通过中断线圈电流的增加(或减小)期望的时间段来实现的。如上所述，可以通过控制属于所讨论的线圈的输入通道的开关的导通状态来实现中断。图4A至图4C示意性地示出了传统实现的至少一些方面，其中，必须调整储能器的电压以便在目标中实现期望的效果。目标的刺激是利用提供给所讨论的线圈的三角形脉冲来实现的，其中，线圈电流以单调方式被动地上升和下降(图4A)。因此，如图4B所示，E场首先为正，并且然后为负。在目标中神经元水平处的刺激效果如图4C所示，其中，假设刺激效果遵循由Barker等人(1991)提出的模型，其中，经颅磁刺激的效果可以通过参数量化：
其中，
E(s)是在目标中感应的E场，
t是时间，
s是积分变量
以及τ是描述膜电压朝着其平衡方向的弛豫的细胞或膜时间常数。
如从图4C可以看到的，如果要改变刺激强度(增加/减小)，则必须调整电容器电压，因为刺激强度控制是通过缩放E场强度(E场强度与电流的变化率成比例)来实现的。
相对照地，图5A至图5C公开了利用根据本发明的解决方案可实现的效果。这里，如图5A所示，有效刺激强度的控制至少部分是通过在这种情况下，在上升电流达到图4A所示脉冲的最大值的一半时反转上升电流来实现的。因此，E场持续时间减小到其原始长度的一半。应当注意，由控制电流的变化率的电容器电压确定的最大E场强度(图5B)没有改变。然而，根据以上诸如由Barker等人的等式的低通滤波器模型，这种电流将膜极化或有效刺激强度(参见图5C)降低到大约图4C中膜极化或有效刺激强度的一半。
然而，由于图5A至图5C中所示的脉冲的总刺激持续时间现在降低到图4A至图4C中所示的脉冲的一半，因此当存在具有不同时间常数的神经元群体时，或者当脉冲持续时间与膜或细胞时间常数相比较长时，这种脉冲的缩短可能有一些不小的副作用。换句话说，对于具有短时间常数的神经元，利用传统解决方案实现的图4A的较长脉冲可能导致饱和，而利用图5A的波形不会发生饱和。如下所讨论的，根据本发明，可以通过使用由多个步骤组成的脉冲内调制使刺激波形有(大约)相同的持续时间来克服该限制。
如上所示，借助于本发明，可以通过例如以阶跃方式适当地控制电流流动，即利用控制信号控制输入通道来改变有效刺激强度。这产生具有脉冲内调制特性的E场时程。这将刺激效果降低到其原始值的一半，而无需如传统解决方案所需要的那样改变储能器电压等级，存储电压等级可以是电容器电压等级。通过改变E场的导通和关断状态的相对量(或者通过添加具有减小电流的间隔，即，负E场)，可以以连续的方式在很大的范围内改变有效刺激强度。通过调整电容器电压，使得最强的脉冲需要一些调制，刺激强度也可以通过降低平坦电流部分来增加。这种方法使得能够在至少两个线圈之间共享储能器。
为了清楚说明上一段和本发明的操作，参考图6A至图6C，其中，图6A公开了输入到使用中的线圈的电流的阶跃增加和减小。电流的阶跃波形指的是可以包括由近似恒定的段中断的几个阶跃的形式。可以通过调制从储能器120输出的电流来实现阶跃方式的电流输入。可以通过利用由控制单元170生成的一个或多个适用控制信号来控制输入通道150、160中的开关来实现调制。如图6B所示，到线圈130、140的输入电流的逐步增加和减小引起E场在零级和最大级(当电流增大时)与最小级(当电流减小时)之间振荡。E场生成根据图6C的有效刺激强度(F)。以这种方式，可以优化最大电流幅度以及缩放有效刺激强度，使得可以至少部分地避免诸如神经元的目标的饱和。为了清楚起见，值得一提的是，可以通过对通过调制生成的电流波形选择必要数量的阶跃来控制刺激强度的精度。
在一些情况下，对于每个通道使用两个(或几个)电荷存储电容器作为用于TMS线圈的储能器可能是有益的：一个充电到高电压，并且另一个充电到较低电压(还需要较低的额定电压)。然后，这些电容器可以根据需要动态地连接到线圈或输入电路(由IGBT组成)。例如，当需要将高刺激强度转换为低有效强度时，这可能是有益的，否则将需要具有快速来回转换(长关断周期和非常短的导通周期)的调制。利用具有不同电压等级的多个电容器，通过将线圈连接到具有低电压等级的电容器并通过调制脉冲波形来最好地实现低范围的刺激强度。
如所提到的，本发明给出了多个通道共享诸如电荷存储电容器的公共储能器的可能性，这可以降低设备的尺寸和成本。本发明允许对于多个通道使用相同的电压等级，该电压等级可以通过脉冲内调制转换为每个通道中期望的单独的有效强度。具体地，在mTMS使用中，本发明提供了通过向不同通道馈送它们自己的脉冲调制来快速改变刺激目标的装置。
在前图的上下文中描述的调制模式是非限制性示例。例如，调制模式也可以是时变的，即，脉冲内调制可以在脉冲的一些部分中更密集，而在其他部分中不太频繁。另外，尽管这里的示例波形通过使零电流持续几微秒(与原始波形相比)开始，但是波形也可以以上升斜率开始。所呈现的脉冲内调制可以应用于任何期望的脉冲波形，包括单相和双相波形。可以通过相应地调整脉冲内调制来补偿刺激会话期间电容器电压等级的减小或增加、有限电容或其他非理想情况。通过利用更高级的调制根据时间进一步控制有效刺激波形，可以设计脉冲，该脉冲例如通过使用同时脑电图(EEG)或肌电图(EMG)记录允许最佳地测量膜或细胞时间常数。刺激波形也可以以使组合记录中的刺激假象最小化的方式来调制。此外，波形和脉冲调制方案在不同通道中可以不同。
当描述本发明的方面时，以上使用的模型及其参数可以从电磁和生理理论、从测量的结果，或者从它们的组合中导出；该模型可以例如仅基于刺激结果的实验观察或基于模拟。该模型及其参数可能与以上使用的模型及其参数不同。
此外，本发明允许完全避免在与TMS一起执行的生理(例如，EEG或EMG)或其他类型的测量(例如，声音或视频记录)中可能发生的充电假象。尤其地，在mTMS使用中，当在脉冲群内需要一些电压调整时，假象可能以其他方式干扰测量信号的解释。
如已经讨论的，输入通道150、160包括可应用于mTMS的上下文中的这种开关元件或组件。例如，可以使用IGBT设备，但是可以使用适合于切换或调整强电流的任何其他组件，例如MOSFET。线圈电流的控制可以与线圈的物理运动或头部或其他目标组织的运动的知识相结合，以便在目标区域中实现期望的E场空间模式。用于实现期望的有效刺激的调制模式或模式的序列可以例如是预先确定的并且在需要时从控制单元170可访问的存储介质加载，或者可以在需要时计算调制模式。该计算可以涉及波形的优化，或者该计算可以在没有优化的情况下实现。此外，调制模式还可以至少部分地取决于多个线圈130、140可以共用的储能器120的能量等级。
可以通过由控制单元170生成的输入通道(即其中诸如IGBT的开关设备)的脉宽调制(PWM)控制来控制有效E场和线圈电流，其中，电流波形的平坦/上升/下降部分可以短于脉冲的持续时间。然而，有效E场和线圈电流也可以被设计为非PWM型。在这种情况下，可以通过改变例如刺激波形的总持续时间来控制刺激效果和/或位置，该刺激波形可以是或可以不是三角形/正弦曲线形状。
如已经示出的，线圈的驱动电子设备可以由例如2或4个主IGBT和1或2个电荷存储电容器的单个电路组成，或者其可以以模块化的方式构建，使得电容器组在需要时与具有它们自己的IGBT的电路连接/断开。这种方法允许根据时间或基于期望的有效刺激结果通过改变连接到线圈的电容器的数量和电容器组以更详细地方式控制脉冲波形。所选储能器(例如电容器)的控制可以是同步的或异步的。
在图7中，示意性地示出了由控制单元170生成的控制信号的示例，以便利用如图2所示的电路实现来生成如图6所示的调制模式。图7示出了要输入到开关S11、S12、S13以及S14的控制信号，以创建图6所示的调制模式，该调制模式用于在图2的电路实现中控制到线圈130的电流输入。类似地，控制单元170可以被配置为生成到在根据本发明的任何电路实现中的其他开关(例如在图2的实现中的开关S21、S22、S23以及S24)的控制信号。
图8示意性地示出了根据本发明的示例的控制单元170。控制单元170可以被配置为至少部分地实现所述本发明的至少一些功能。这可以通过将形成该示例中的处理单元的处理器810布置为执行存储在存储器820中的计算机程序代码821A至821N的至少一部分来实现，使得处理器810，并且因此，控制单元170实现所述一个或多个功能。因此，处理器810可以被布置为访问存储器820，并且从存储器820中检索任何信息以及向存储器820中存储任何信息。此外，处理器810可以被配置为控制通过通信接口830与任何外部单元的通信，例如与至少一个输入通道的通信，并且可能与任何其他实体的通信，例如与适合于提供关于多个线圈共用的储能器的能量等级的信息的设备的通信。换句话说，控制单元170可以直接或间接地通信地耦接到所提到的实体中的至少一些。处理器810还可以被配置为根据以计算机程序代码及其参数的形式存储在存储器820中的指令来控制mTMS设备的总体可操作性。为了清楚起见，本文的处理器指的是适合于处理信息并且控制控制单元170的操作以实现所述期望的操作的任何单元。所提到的操作可以例如利用具有嵌入式软件的微控制器解决方案来实现。类似地，本发明不仅限于特定类型的存储器，而是可以在本发明的上下文中应用适合于存储所描述的信息片段的任何存储器类型。以上描述了本发明使得这些功能仅在一个控制单元170中实现。然而，实现也可以以分散的方式即在多个控制单元之间完成，该多个控制单元彼此直接或间接地可操作地耦接用于实现期望的功能。在其他可能的任务中，如图8中示意性示出的控制单元170被有利地配置为生成用于控制到线圈130、140的输入电流的调制的控制信号。控制信号可以指这样的信号，借助于该信号可以控制属于设备的输入通道的开关的导通状态。
本发明的一些方面可以涉及如图9中示意性示出的方法。该方法使得能够至少部分地控制所述经颅磁刺激设备的多个线圈的输入。该方法可包括以下步骤：确定通过由至少两个线圈中的至少一个线圈生成磁场而旨在目标中生成的至少一个刺激强度910；确定存储在至少一个储能器中的能量等级920；确定每个线圈的调制模式930，所述调制模式用于由至少两个线圈中的至少一个线圈生成磁场，由至少一个线圈生成的磁场引起目标中的预期的刺激强度；根据所确定的调制模式生成用于控制至少两个线圈中的至少一个线圈的输入通道的至少一个控制信号940，以便控制来自至少一个储能器的每个线圈的输入。在本发明的一些实施方式中，这些步骤的顺序可以不同于图9所示的顺序。
本发明使得能够执行配对脉冲刺激(或短刺激突发)序列，其中，第二脉冲与第一脉冲(或后一脉冲中的期望脉冲)等强或比第一脉冲(或后一脉冲中的期望脉冲)更强。随后的脉冲中的任何一个也可以比第一脉冲弱。此外，这些可以在没有任何中间充电或放电并且因此在例如EEG信号中没有与充电相关联的伪像的情况下执行。另外，如所提到的，在多通道TMS中，可以以编程方式调整单个通道刺激幅度，而无需对电容器充电和/或放电。这使得执行例如用于多通道TMS的线圈运动校正变得更容易。此外，本发明允许避免在与TMS一起执行的生理(例如，脑电图(EEG)或肌电图(EMG))或其他类型的测量(例如，声音或视频记录)中可能发生的充电假象。尤其地，在mTMS使用中，当在脉冲群内需要一些电压调整时，假象可能以其他方式干扰测量信号的解释。
在本文的描述中，如已经提到的，可以以多种方式为每个线圈130、140布置至少一个储能器120。可以存在用于多个线圈130、140的至少一个公共储能器120。可选地，可以为每个线圈130、140布置至少一个专用储能器120。另外，可以布置至少一个储能器，使得存在用于线圈130、140的至少一个公共储能器120，以及另外的用于线圈130、140中的至少一些的至少一个专用储能器120。更进一步，一种可能的布置可以是，为多个线圈130、140提供至少一个公共储能器120，并且为设备中的至少一个线圈130、140提供至少一个专用储能器120。在本文的描述中，术语“目标”应理解为涵盖旨在在其中生成刺激的任何物体或物体的一部分。目标的一些非限制性示例可以例如是脑或者仅是脑的一部分、颅骨或者甚至是脑中的特定点。
以上给出的描述中提供的具体示例不应被解释为限制所附权利要求的适用性和/或解释。除非另有明确说明，否则以上给出的描述中提供的示例的列表和组不是穷尽的。
Claims (9)
1.一种经颅磁刺激设备，包括：
-至少两个线圈（130，140），
-用于每个线圈（130，140）的输入通道（150，160），
-控制单元（170），
-至少一个储能器（120），存储用于所述至少两个线圈（130，140）的能量，
其中，所述控制单元（170）被配置为：
确定通过由所述至少两个线圈（130，140）中的至少一个线圈（130，140）生成磁场而旨在目标中生成的至少一个刺激强度，
确定存储在所述至少一个储能器（120）中的能量等级，
分别确定每个线圈（130，140）的调制模式，所述调制模式至少部分依赖于所述至少一个储能器（120）的能量等级，用于通过所述至少两个线圈（130，140）中的所述至少一个线圈（130，140）生成磁场，由所述至少一个线圈（130，140）生成的磁场引起所述目标中的预期的刺激强度，
根据所确定的调制模式生成用于控制所述至少两个线圈（130，140）中的所述至少一个线圈（130，140）的输入通道的至少一个控制信号，以便控制来自所述至少一个储能器（120）的所述至少两个线圈（130，140）的至少一个线圈（130，140）的电流输入，
其中，所述控制单元（170）进一步被配置为以阶跃方式来控制所述每个线圈（130，140）的电流输入，所述电流输入的阶跃波形包括由近似恒定的段中断的几个逐步增加的阶跃和逐步减小的阶跃。
2.根据权利要求1所述的经颅磁刺激设备，其中，所述至少一个储能器（120）以以下方式中的一个布置：用于多个线圈（130，140）的至少一个公共储能器（120）、用于每个线圈（130，140）的至少一个专用储能器（120）、用于多个线圈（130，140）的至少一个公共储能器（120）和用于每个线圈（130，140）的至少一个专用储能器（120）、用于多个线圈（130，140）的至少一个公共储能器（120）以及用于至少一个线圈（130，140）的至少一个专用储能器（120）。
3.根据权利要求1所述的经颅磁刺激设备，其中，所述至少一个储能器（120）包括至少一个电容器。
4.根据权利要求1所述的经颅磁刺激设备，其中，所述控制单元（170）还被配置为通过测量所述至少一个储能器（120）的电压等级来确定存储在所述至少一个储能器（120）中的能量等级。
5.根据权利要求1所述的经颅磁刺激设备，其中，所述控制单元（170）被配置为响应于检测到存储在所述至少一个储能器（120）中的所述能量等级低于利用所述至少一个线圈（130，140）生成磁场所需的能量等级，启动对所述至少一个储能器（120）的充电，所述至少一个线圈（130，140）利用所确定的调制模式引起所述目标中的所述预期的刺激强度。
6.根据权利要求1所述的经颅磁刺激设备，其中，所述控制单元（170）被配置为确定用于利用所述至少一个线圈（130，140）生成多个连续磁场的所述调制模式。
7.根据权利要求1所述的经颅磁刺激设备，其中，所生成的至少一个控制信号被配置为控制至少一个输入通道（150，160）中的至少一个开关设备的导通状态。
8.根据权利要求7所述的经颅磁刺激设备，其中，所述开关设备是以下中的至少一个：绝缘栅双极晶体管；金属氧化物半导体场效应晶体管。
9.根据权利要求1所述的经颅磁刺激设备，其中，所述控制单元（170）被配置为利用基于脉宽调制的控制信号来控制所述每个线圈（130，140）的输入。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FI20175309A FI129532B (en) | 2017-04-03 | 2017-04-03 | Control of transcranial magnetic stimulation |
| FI20175309 | 2017-04-03 | ||
| PCT/FI2018/050238 WO2018185369A1 (en) | 2017-04-03 | 2018-04-03 | Control of transcranial magnetic stimulation |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CN110650776A CN110650776A (zh) | 2020-01-03 |
| CN110650776B true CN110650776B (zh) | 2023-12-26 |
Family
ID=62002149
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CN201880032668.0A Active CN110650776B (zh) | 2017-04-03 | 2018-04-03 | 经颅磁刺激的控制 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US11167147B2 (zh) |
| EP (1) | EP3606609B1 (zh) |
| CN (1) | CN110650776B (zh) |
| FI (1) | FI129532B (zh) |
| WO (1) | WO2018185369A1 (zh) |
Families Citing this family (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US11247039B2 (en) | 2016-05-03 | 2022-02-15 | Btl Healthcare Technologies A.S. | Device including RF source of energy and vacuum system |
| US10583287B2 (en) | 2016-05-23 | 2020-03-10 | Btl Medical Technologies S.R.O. | Systems and methods for tissue treatment |
| US10556122B1 (en) | 2016-07-01 | 2020-02-11 | Btl Medical Technologies S.R.O. | Aesthetic method of biological structure treatment by magnetic field |
| WO2020065651A1 (en) * | 2018-09-27 | 2020-04-02 | Peled Yona | Method and apparatus for multi-channel simultaneously high power magnetic coil driver |
| WO2020123154A1 (en) * | 2018-12-11 | 2020-06-18 | The Regents Of The University Of California | Kilohertz transcranial magnetic perturbation (ktmp) system |
| CN110404172A (zh) * | 2019-07-04 | 2019-11-05 | 广州市爱因电子有限公司 | 一种多功能涌磁治疗仪 |
| CN110448803A (zh) * | 2019-08-19 | 2019-11-15 | 广州市爱因电子有限公司 | 一种人体细胞充能椅 |
| US11878167B2 (en) | 2020-05-04 | 2024-01-23 | Btl Healthcare Technologies A.S. | Device and method for unattended treatment of a patient |
| WO2021224678A1 (en) | 2020-05-04 | 2021-11-11 | Btl Medical Technologies S.R.O. | Device and method for unattended treatment of a patient |
| EP3995176A1 (en) * | 2020-11-09 | 2022-05-11 | Charité - Universitätsmedizin Berlin | System for stimulation of biological tissue |
| US11896816B2 (en) | 2021-11-03 | 2024-02-13 | Btl Healthcare Technologies A.S. | Device and method for unattended treatment of a patient |
| CN116260230A (zh) * | 2021-12-10 | 2023-06-13 | 上海微创惟美医疗科技(集团)有限公司 | 充放电控制电路及其控制方法 |
Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4875484A (en) * | 1986-10-04 | 1989-10-24 | Total Human Medical Laboratory Co., Ltd. | Method for generating a low frequency electric stimulus signal and low frequency electric stimulus signal generating apparatus |
| CN101234231A (zh) * | 2008-01-24 | 2008-08-06 | 武汉依瑞德医疗设备新技术有限公司 | 多个刺激线圈的经颅磁场刺激器 |
| WO2009026386A1 (en) * | 2007-08-20 | 2009-02-26 | Neostim, Inc. | Firing patterns for deep brain transcranial magnetic stimulation |
| WO2010135425A1 (en) * | 2009-05-19 | 2010-11-25 | The Trustees Of Columbia University In The City Of New York | Systems and methods for inducing electric field pulses in a body organ |
| CN105324154A (zh) * | 2013-06-03 | 2016-02-10 | 奈科斯迪姆公司 | 具有重叠的线圈绕组的mTMS线圈设备 |
| CN106075731A (zh) * | 2016-03-02 | 2016-11-09 | 深圳英智科技有限公司 | 基于经颅磁刺激治疗脑卒中后运动障碍的方法 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB2298370B (en) | 1995-03-02 | 1997-07-16 | Magstim Co Ltd | Magnetic stimulator for neuro-muscular tissue |
| US6551233B2 (en) | 2001-08-08 | 2003-04-22 | R. B. Carr Engineering, Onc. | Magnetic stimulator power and control circuit |
| CN1879906A (zh) | 2005-06-15 | 2006-12-20 | 郑云峰 | 中枢神经系统磁刺激装置及其使用方法 |
| US7976451B2 (en) | 2005-06-16 | 2011-07-12 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Transcranial magnetic stimulation system and methods |
| US8128549B2 (en) * | 2007-02-20 | 2012-03-06 | Neuronetics, Inc. | Capacitor failure detection |
| US9180305B2 (en) * | 2008-12-11 | 2015-11-10 | Yeda Research & Development Co. Ltd. At The Weizmann Institute Of Science | Systems and methods for controlling electric field pulse parameters using transcranial magnetic stimulation |
| DE102013211859B4 (de) * | 2013-06-21 | 2015-07-16 | Technische Universität München | Magnetstimulator zur Stimulation eines Gewebes durch ein Magnetfeld |
-
2017
- 2017-04-03 FI FI20175309A patent/FI129532B/en active IP Right Grant
-
2018
- 2018-04-03 CN CN201880032668.0A patent/CN110650776B/zh active Active
- 2018-04-03 US US16/500,566 patent/US11167147B2/en active Active
- 2018-04-03 EP EP18718181.3A patent/EP3606609B1/en active Active
- 2018-04-03 WO PCT/FI2018/050238 patent/WO2018185369A1/en unknown
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4875484A (en) * | 1986-10-04 | 1989-10-24 | Total Human Medical Laboratory Co., Ltd. | Method for generating a low frequency electric stimulus signal and low frequency electric stimulus signal generating apparatus |
| WO2009026386A1 (en) * | 2007-08-20 | 2009-02-26 | Neostim, Inc. | Firing patterns for deep brain transcranial magnetic stimulation |
| CN101234231A (zh) * | 2008-01-24 | 2008-08-06 | 武汉依瑞德医疗设备新技术有限公司 | 多个刺激线圈的经颅磁场刺激器 |
| WO2010135425A1 (en) * | 2009-05-19 | 2010-11-25 | The Trustees Of Columbia University In The City Of New York | Systems and methods for inducing electric field pulses in a body organ |
| CN105324154A (zh) * | 2013-06-03 | 2016-02-10 | 奈科斯迪姆公司 | 具有重叠的线圈绕组的mTMS线圈设备 |
| CN106075731A (zh) * | 2016-03-02 | 2016-11-09 | 深圳英智科技有限公司 | 基于经颅磁刺激治疗脑卒中后运动障碍的方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP3606609C0 (en) | 2024-02-14 |
| EP3606609A1 (en) | 2020-02-12 |
| FI129532B (en) | 2022-04-14 |
| FI20175309L (fi) | 2018-10-04 |
| CN110650776A (zh) | 2020-01-03 |
| WO2018185369A1 (en) | 2018-10-11 |
| US11167147B2 (en) | 2021-11-09 |
| EP3606609B1 (en) | 2024-02-14 |
| US20200101308A1 (en) | 2020-04-02 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CN110650776B (zh) | 经颅磁刺激的控制 | |
| JP5706334B2 (ja) | 経頭蓋磁気刺激を用いた電界パルスパラメータの制御のためのシステムおよび方法 | |
| US11666774B2 (en) | Pulse source and method for magnetically inductive nerve stimulation | |
| US9174051B2 (en) | Real time compliance voltage generation for an implantable stimulator | |
| EP2635344B1 (en) | Apparatus for energy efficient stimulation | |
| EP2849842B1 (en) | Pulse-by-pulse compliance voltage generation for an implantable stimulator | |
| JPH07143971A (ja) | 神経細胞を磁気的に刺激する方法 | |
| US20120277813A1 (en) | Pacing and Stimulation Apparatus and Methods | |
| CN107929938B (zh) | 一种经颅电磁同步刺激系统 | |
| EP2167188A1 (en) | Neurostimulation system | |
| Gattinger et al. | flexTMS—a novel repetitive transcranial magnetic stimulation device with freely programmable stimulus currents | |
| CN111686374A (zh) | 一种重复经颅磁刺激与电刺激一体化的方法和系统 | |
| CN116617564A (zh) | 刺激器控制方法及系统 | |
| KR20210066110A (ko) | 펄스 제어 방식의 자기장 치료 장치 | |
| CN107800406B (zh) | 高频脉冲刺激信号生成方法、脉冲刺激方法及设备 | |
| US20150335898A1 (en) | System and method for simultaneous burst and tonic stimulation | |
| US20220040491A1 (en) | Methods and Systems for Non-Invasive Focalized Deep Brain Stimulation | |
| CN115715217A (zh) | 用于调节神经组织中的神经束的方法和装置 | |
| KR102343366B1 (ko) | 생체 자극 장치 | |
| KR101463036B1 (ko) | 나노 입자의 자기적 가열을 이용한 다채널 신경 자극 장치 | |
| NL2031921B1 (en) | An electrical nerve stimulation system for stimulating one or more nerves of a mammal with an electrical signal. | |
| Mohan et al. | Direct cortical stimulation modulates propagation directions of traveling wave in humans | |
| KR102557821B1 (ko) | 스위치드 커패시터 기반 전기 자극 장치 및 방법 | |
| AU2020220021B2 (en) | Spinal cord stimulation for dorsal column recruitment or suppression using anodic and cathodic pulses | |
| Li et al. | Transcranial Magnetic Stimulation Tech-nology with Freely Adjustable Pulse Shape and Sequence |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| GR01 | Patent grant | ||
| GR01 | Patent grant |