CN1224367A - 聚焦的磁神经刺激及检测的方法和设备 - Google Patents

Abstract

一种磁刺激和检测动物和人的神经系统的方法和设备,可以把峰值电场有选择地并可电调地提供到神经组织的皮下目标区,相邻线圈的电流方向相反,以便抵消近表面电场并在目标区内产生峰值电场焦点。该峰值电场焦点的深度和位置能够调节和转向。在一个实施例中,用最大电场能量的峰值来刺激神经组织的目标容积,在第二实施例中,检测目标容积内的神经电流。

Description

聚焦的磁神经刺激及检测的方法和设备

发明的领域

本发明涉及神经刺激及检测，特别是涉及磁神经线圈系统及其聚焦在选定的并可电控的皮下区域内的神经刺激以及聚焦更好的磁神经检测的有关驱动电路，这种检测例如有脑磁描记器和心动磁描记器中的生物信号的检测。

发明的背景技术

a)磁神经刺激—把磁刺激用于神经组织的方法和设备对于试验性地引起动物的反应以及对于某些临床应用的重要性日渐增长，Barker发表的“磁神经刺激基本原理绪论”(“An Introduction to the Basic Principle of MagneticNerve Stimulation”,Journal of Neurophysiology,Vol.8,No.1,pp.26-37,1991)上介绍了包含磁神经刺激在内的基本原理，另外还有授予Cadwell的题为“磁刺激神经的方法和设备”的美国专利US5,047,005以及授予Chaney的题为“用于神经生理学的磁神经刺激器”的美国专利US5,061,234。与普通的电刺激比较，这些已有的磁的方法显示出许多引人注意的特性，例如它们都是非接触式和非侵入式方法，相对来说是无痛苦的，最重要的是它们能够刺激较深的神经，也就是能够刺激不易触及到的神经。

关于磁神经刺激的如下参考文献表明，有各种利用模型、动物和人类的试验结果的报告。

在Cohen和Cuffin的文章“发展中的多焦点磁刺激器，第一部分：某些基本原理”(Journal of Clinical Neurophysiology,Vo1.8,No.1,1991,pp.102-111)中讨论了由相互平行的圆形线圈、相互垂直的圆形线圈以及平行于组织表面的8字型线圈所产生的磁刺激，Cohen等证实需要得到“真实的聚焦”，并证实这些方案都未能实现这种“真实的聚焦”(见第106页)。Cohen认为8字型线圈虽然有改进并且把聚焦范围缩小到1cm,但是这种线圈不是非常有效。在Cohen和Yunokuchi的文章：“发展中的多焦点磁刺激器，第二部分：制作线圈和测量感应电流分布”(Journal ofClinacal Neurophysiology,Vol.8,No.1,pp.112-120,1991)中评价了实际制作的线圈。

在Evans的文章“外围神经系统的磁刺激”(Jounal of ClinacalNeurophysiology,Vol.8,No.1,pp.77-84,1991)中，审查了蝴蝶形线圈的应用，然而，Evans证实在刺激较深的神经时，由于引入了高电流强度，病人可能要承受局部的痛苦。

题目为“磁神经刺激的方法和设备”的美国专利US5,476,438以及相关技术“使用超声聚焦的磁神经刺激、原理、限制和可能的应用”(第27届生物医学工程年会，Graz.,Vol.38,pp.415-416,1993)被本发明人列为使用作用于磁场区的超声波聚焦波束而产生焦点直径大约lcm的皮下聚焦刺激的方法。

在该领域中其他公开的文献有：S.Ueno等的“借助于成对构形的时间变化场的脑神经组织的局部刺激”(Journal of Clinical Neurophysiology Vol.8,No.1,1991)；Reza Jalinous的“磁神经刺激的方法和实际方案”(Journalof Clinical Neurophysiology,Vo1.8,No.1,1991)；H.Eaton的“任意线圈在球体导体中感应的电场”(Med.＆ Biol.Eng.＆ Comp.,Vol.10,pp.433-440,1992)；Anthony Murro等的“聚焦的磁脑刺激模型”(InternationalJournal of Biomed.Comput.,Vol.31,pp.37-43,1992)；Bradley J.Roth等的“电磁感应刺激神经纤维的模型”(IEEE Trans.on Biomed.Eng.,Vol.39,No.11,1992)；Peter J.Basser等的“源于三维体积导体模型的磁刺激的激活功能”(IEEE Trans.on Biomed.Eng.,Vol.39,No.11,1992)；KaruP.Esselle等的“磁场的神经刺激：感应电场的分析”(IEEE Trans.onBiomed.Eng.,Vol.39,No.7,1992)；Karu P.Esselle等的“神经磁场刺激的临床组织模型：线圈几何形状的影响”(IEEE Trans.on Biomed.Eng..Vol.42,No.9,Sept.1995)；C.Bischff等的“神经根病诊断中的磁刺激量”(Muscle Nerve,Vol.16,pp.154-161,1993)。上述关于磁刺激效果的模型和模拟文章还研究了所包含的各种机理，这些机理表示所感应的电场强度在激发短神经方面起重要作用，而沿该神经感应的电场的一次空间导数起着有助于激发它们的激活作用。作为与简单的圆形线圈的比较，已经报道了“8字型线圈”(也叫做“双D形”或“蝴蝶形”线圈)、带尖角的线圈和“苗条”线圈，对于合适的应用，它们能够产生某些改进的性能。

所有这些现有技术线圈结构共同的一个主要功能性的缺点是：它们在组织的表面区域产生最大场强，该区域包括最靠近线圈的区域，而在所需要的次表面组织位置却只有相当低的场强。换言之，它们不能聚焦于神经组织的较深的次表面容积内，而在动物和普通神经生理学研究以及临床应用中，该位置恰恰是大多数用户所需要的位置。为了在所要求的深度上达到所要求的场强，在高场强下，它们的线圈就可能过热，并且可能使表层组织过刺激和过热。需要解决这些问题，并提供一种能够在神经组织的目标容积内产生一个峰值电场来增强聚焦性的线圈设计。还需要控制该峰值电场的深度，并控制该峰值的激励场矢量的方向。

b)神经磁检测-虽然不是用线圈刺激神经组织与用线圈来检测由神经组织自然发射的场的机理之间的简单替换，但是它们有相当的类似性。例如，后者是用脑磁描记器(MEG)或用心动磁描记器(MCG)来进行的(G.M.Baule,N.Y.State J.Med.,67,p.3095,1967；J.E.Zimmerman,J.Appl.Physics48,p.702,1977；M.Reite,J.E.Zimmerman,J.Edrich,H.Zimmerman,Electroenc.Cli.Neurophysiol.40,p.59,1976；W.J.Wiliamson,et al.,J.Magnetism andMagn.Mat.22,p.129,1981；S.N.Erne,et al.,ed.,Biomagnetism,W.D.Gruyter,Berlin,1981；P.Weismuller,J.Edrich et al.,PACE p.14,1961,1991；R.Kristeva-Feige,S.N.Erne,J.Edrich,et al.,Abstr.BIOMAG 96,p.268,1996)

因此，某些(虽然不是全部)与刺激有关的上述问题在生物磁检测中也会发生。实际上，目前敏感的问题是由于与脑内的神经作用和心脏的电生理作用有关的检测电流源的有限的空间定位精度造成的问题(Abstr./Proc.BIOMAG 96；Santa Fe,pp.1-340,1996)。许多优化MEG和MCG(对于神经生理或临床应用中的功能性图象生成)的工业开发集团目前正在用所谓多通道系统试图克服普通生理磁线圈系统的定位问题，这些方法也是采用一个接一个地安置在要测量的神经组织的上方的许多线圈，例如把头盔形结构的150个线圈或线圈系统用于测脑(MEG)或把平面圆形阵列的55个线圈或线圈系统用于测心(MCG)。与用忒斯拉量级范围内的场刺激相反，这里由神经电流产生的场只有10^-10忒斯拉量级或更小，也就是说，虽然使用普通超导线圈和Josephyson检测器也能精确测出，但是非常弱。使用上述的多线圈/多通道方法有利于深度定位或皮下电流源或偶极子，并能够把它们制作得更精确。然而，对于许多神经生理和临床应用来说，这种精度仍然很勉强，如果与结构图象生成方法相比较，如与MRI和CAT相比较，就特别需要高的精度，像许多用户所要求的那样。对于使用MCG的心内相对较深的电流源来说，聚焦到较深的组织范围就特别重要。这里，以及在MEG应用(癫痫病人聚焦、神经分裂症等的予操作)中，所谓“生物噪声”也是问题的主要来源。不关心的但是又被包含在内的容积中的神经电流引起的不希望的场的拾取和检测会产生“生物噪声”，这种拾取和检测是因为普通线圈的不精确的容积分辨度而造成的。与刺激线圈类似，这里，电感在线圈的信号灵敏度方面起主要作用(J.E.Zinmerman,J,Appl.特Phys.48,P.703,1977)。所有上述这些问题都需要改进的线圈或线圈系统，这种线圈或线圈系统要具有对皮下深度足够的高空间分辨度，大多数神经生理应用和临床应用需要这种高空间分辨度。

线圈系统需要聚焦在皮下神经组织的目标容积或区域上，还需要对生物磁检测线圈电流进行电子加权并确定矢量神经电流偶极子方向。

在一种应用中，线圈用峰值电场能量刺激神经组织的目标容积，在另一种应用中，线圈在神经组织的目标容积中检测神经电流产生的电场。

发明目的

本发明的目的是提供一种把磁神经刺激或固有产生的神经电流的生物磁检测聚焦在皮下神经组织的目标区域的有效的设备和方法。

本发明的另一个目的是提供一种避免出现聚焦问题、减少强场条件下的普通磁刺激器线圈的过热以及足以减少生物磁检测中由噪声和粗糟的空间分辨度引起的问题的设备和方法。

本发明的再一个目的是提供一种磁神经刺激的设备和方法，这种设备和方法能够提供对所选定的皮下神经组织聚焦更好的刺激，而不会对表皮组织形成过刺激和过热，同时提供较深的生物磁信号的更好的聚焦低噪声检测。

本发明的再一个目的是提供一种磁神经刺激设备和方法以及生物磁检测设备和方法，这种磁神经刺激设备和方法能够控制激励场矢量的深度和方向，这种生物磁检测设备和方法对所检测到的电流进行电子加权，并能够确定矢量神经电流偶极子的方向。

发明的简要说明

按照本发明，提供一种新的设备和方法，使用磁感应电流有选择地刺激可激发的组织，两通道或四通道电子电路最好是一对或两对共面的或近似正交的偏心线圈产生这种磁感应电流。同样，有选择地检测生物磁神经信号。

线圈直径越大，感应电场就越深，这就更能够穿透到组织内。平行组织表面并处于组织表面上方的普通圆形线圈的最大场呈平行环状出现在线圈周围的下面，因为普通圆形线圈的相对较弱的聚焦能力而使这些环的直径增大，同时，其固有的场强随组织深度的增加而减小。虽然正交于组织表面并处于组织表面上方的刺激线圈在靠近该线圈的组织内产生更会聚的场分布，但是，与水平刺激线圈相比，其场强随离开线圈的距离的增大更加剧烈地下降。当把水平和垂直线圈相互紧密正交地安置，并按照本发明适当地控制其驱动电流时，本发明的设备就能够得到在所要求的组织深度处形成峰值的感应电场，而同时由于反向场使近场区域(即：在组织表面或稍低于组织表面处)的感应电场最小。这一点与场强峰值出现在组织表面的普通线圈的情况形成显明的对照，而且组织内侧的较深的场更低。因此，本发明的设备能够在深得多的皮下深度处刺激可激发的组织，而不会出现像普通线圈系统那样过分刺激浅层区域的情况。

因为对组织的辐射/刺激与来自组织的自然发射的辐射情形之间的电磁互逆关系，线圈系统和方法就能够在更深的皮下深度处检测到神经电流源，而没有像用生物磁的磁场仪和梯度仪的普通线圈系统的情况那样的来自浅层区域的附加的非希望的噪声分布。

这会导致磁刺激的聚焦性的实质性的改进，同时消除对较深的组织区域更加增强的刺激的主要障碍，通常对于神经生理试验或临床应用来说，用户需要对较深组织区域实施更强的刺激。这还能导致实质上改进的在皮下深度处的生物磁检测，通常对于神经生理试验或临床应用来说，用户需要这种皮下深度的生物磁检测。

线圈电流的电子控制能够快速调节上述激励的皮下聚焦的深度以及激励场矢量的方向，同样，生物磁检测线圈电流的电子加权能够快速调整皮下检测焦点，并能够确定矢量神经电流偶极子的方向。

与普通线圈相比，所发明的线圈系统的特殊偏心形式和横截面引起较小的额外的非希望场、较高的驱动线圈电流和/或较高的脉冲重复率，同时减小线圈的过热。同样，所发明的线圈系统的偏心形式和横截面仅检测到一点点非希望的神经电流偶极子，并引起较低的系统噪声，例如，改进的生物磁信号检测。

一个多通道电子电路来控制和驱动本发明的聚焦刺激器和检测器线圈系统。

附图简要说明

图1a和1b(现有技术)是用水平线圈或垂直线圈感应产生的用来刺激组织内的神经或从神经进行生物磁检测的水平取向电流的示意图；

图2a是两个线圈的结构；

图2b表示由水平和垂直线圈单独产生或检测到的组织内的水平取向电流强度和在聚焦区产生的叠加而引起的电流强度；

图2c表示类似于图2a的一个四线圈结构，该结构能够电转动激励矢量或检测矢量，还表示了皮下深度；

图2d说明峰值聚焦区的转向；

图3是本发明的4圈偏心线圈的实施例；

图4是图3实施例的偏心线圈的感应电流强度或检测到的电流强度；

图5a和5b表示本发明的2线圈结构的两个另外的平面聚焦实施例，它们能够借助于偏心线圈产生或检测皮下电流；

图5c和5d表示类似于图5a和5b平面四线圈结构，该结构能够电转动激励矢量或检测矢量；

图6表示用两个正交线圈在组织内感应或检测的电流；

图7表示是本发明的用来控制并对2线圈结构放电的磁刺激器的电路方框图；

图8是控制线圈对来进行最佳表面场抵消和深度聚焦的本发明的专用生物磁检测器系统的电路方框图。

发明的详细说明

1．现有技术

图1说明水平(图1a的线圈11)或垂直(图1b的线圈12)定位在半无限平面组织110上方的空气100内的普通线圈。组织110有表面120。在线圈11下面的组织110内，大体沿线圈11周围的表面120附近能够发现由电流IH感应的(或由水平线圈11检测到的)最高位的组织电流环13，这些电流环13的直径D随组织深度的增加而增大，电流强度(I₂＜I₁)随组织深度的增加而减小。如图1b所示，也确实存在由垂直线圈12的电流I_V在组织110内感应的(或在该线圈中生物磁检测到的)电流环14和15，这些电流环是两个挨着的电流环14和15，它们在位置16处相接，因为两个电流环14和15的几何叠加，此处呈现一个相对较高的电流强度的汇集(I₃+I₃)。因此，由于这种场汇集特性，就把处于垂直线圈12下方的该位置16作为刺激(或检测)的聚焦区。然而，水平线圈11比垂直线圈12在较深的组织内产生更大的绝对电流强度，这就表示水平线圈能够更有效地刺激较深的神经组织(或从较深的神经组织进行生物磁检测)。如背景技术部分所指出的那样，物理线圈11和12的用作刺激的实际设计与用作检测的实际设计是不同的，但是功能一样。I₁和I₂区域内的神经电流在线圈11内产生电流I_H,I₁₄和I₁₅区域内的神经电流在线圈12内产生电流I_V，这些检测到的神经电流比感应的神经电流弱得多。

采用蝴蝶、双D、尖角或“苗条”式设计的上述现有技术线圈结构仅在较浅的组织深度内产生较高的电流强度的汇集，它们还存在上面已经指出的其他缺点。

线圈11和12的结构设计以及驱动线圈11和12、电流和电压的电子电路都是公知技术，并已经公开于上述的参照文献内。例如，Chaney披露了用0.75cm×1.0m的矩形截面扁平绝缘导线螺旋绕成的直径2cm的盘形线圈，该线圈的厚度是0.75cm，所以导线沿其窄边绕成线圈，这种线圈结构在线圈的中心附近产生较强的磁场，因为通过该线圈的最大电流是6,000安培，所以，可以使用水冷管来冷却线圈。同样，在MEG和MCG应用中，用于电流检测的线圈11的设计和有关的检测电路也都是公知的。

2．H-V结构：两线圈

为了部分地克服普通线圈构形的问题和限制，出现了图2a的线圈结构方案，该实施方案包括：基本上水平的(H)线圈21和基本上垂直的(V)线圈22，它们单独由用箭头表示的相反方向电流(I_H和I_V)来驱动(或对于生物磁电流检测是反向连接的)。这些线圈21和22在近于表面120的区域(即：x,y,z=0)200内相互靠近接触，并且维持各自的电流，线圈21和22的尺寸可以与图1的现有技术线圈相当。

图2b表示沿x-方向分别由图2a的基本垂直的线圈22和基本水平的线圈21感应或检测到的电流强度23和24，在图2b上，沿x-方向得到的电流强度25表示曲线23和24的线性叠加，该电流在浅组织深度的区域26(x=y=z=0周围)形成所需要的抵消场，最重要的是形成有峰值电场焦点27，这是要对准的皮下聚焦区域112。

图2a的线圈21和22的最佳值范围如下：

    线圈直径：1-10cm

    圈数：1-10圈

    导线横截面积：1-10mm²

按照图2a的线圈21和22的一个典型的例子，这些值是：

    线圈直径：5cm

    圈数：5

    加到线圈21和22上的电流的脉冲宽度：100ms，电流强度：5000安培。

如图2b所示，选择地调整电流I_V和I_H的值，就可以把峰值电场焦点27(以及，因此目标区112)定位于深度114，强度116。电流值I_V和I_H越大，目标区域112就越深，改变电流I_V和I_H的比，就能够调整峰值27的位置(即：形状和强度)。

某些实施例可以把垂直线圈H取向45°或60°。

可以把线圈结构扩展为例如两对重叠的正交线圈，所有这些线圈都交汇于x=y=z=0处，而垂直和水平线圈转动90°。相对于两线圈结构，这种四线圈结构不局限于仅仅激发(或检测)单一方向上的主取向的神经，例如图2a的线圈结构的x-方向，而且可以借助于每个正交的线圈对内的可电变的(或加权的)电流和作用时间扫描电流在x-y平面内的所有可能的方向上产生神经激发或检测。图2c表示从顶面观看的采用两对(H1-V1和H2-V2)线圈的四线圈结构，每对线圈能够在x-y平面的所有方向上产生(或检测)皮下聚焦的电流，在x-y平面上可用线圈电流(或用于检测的电流的加权)来电调节方向。在图2d中表示了x-y平面内所感应(或检测到)的峰值电流27的转向118，该转向118可以用两种方法来产生：电的和机械的。使I_H1的值大于I_H2的值，矢量方向靠近y轴。因此，控制I_H的电流值就能通过电转向得到所要求的方向。或者，可以绕z=0转动线圈H₁-V₁和H₂-V₂通过机械转动得到峰值27的转向118。在这两种情况下，峰值27都可以是稳定的，并能够有选择地移动，通过调整I_H1对I_H1的比，可以再次达到峰值沿z轴的可变深度。

如图2所示，这种结构的线圈能在目标容积112内聚焦在x平面或x-y平面的所要求的深度114上，所需要的最大场强116的焦点27用来在目标容积内刺激神经组织。对于检测来说，是在目标容积内从神经组织检测出神经电流。

图2所表示的是一对相邻接的线圈，这对线圈的每个线圈有单独的电通路，在单独的电通路上有相反方向的电流，这种结构在皮下神经组织的目标区域内产生一个峰值电场焦点，在有关神经刺激的实施例中，把相反方向的电流加到线圈上，以便产生峰值电场焦点，在有关检测的实施例中，线圈按照相反方向从峰值电场焦点的神经电流中接收电流。

3．水平线圈的优选结构

如果采用普通的分离圆形线圈，图2a的线圈结构至少在线圈下方产生(或检测)离z-轴较远的其他不希望的峰值电流强度。下列设计避免了该问题。图3表示一个4圈的偏心线圈30，图3a是横截面图，图3b是俯视图，该图表示出线圈采用带状(即矩形横截面)导线的一个实施例，弱场区31的导线横截面宽而扁平，强场区32的导线横截面取向竖直(即窄)。在强场区32，该偏心线圈30的每圈的边缘高度是202，每圈都是扁平的弱场区31的高度是204，高度202是高度204的数倍。另外，弱场区31的第一圈的宽度206是强场区32的第一圈的宽度208的数倍。如后面将要说明的那样，这种偏心关系把所得到的场集中在区域209周围。这种结构的另外的实施例包括圆形横截面的导线。电流I沿所指示的方向。

图4表示处在图3的线圈下方的半无限组织内感应(或检测)的归一化电流强度In，峰值43对应于图3的区域32，弱场41对应于图3的区域31，注意零交叉点42并不处于偏心线圈的几何中心300，而是靠近线圈孔200(图3b)的中心。这种偏心结构在增强聚焦性方面起着重要作用，对于刺激而言，这种结构还改善了线圈30强场和大电流的热载特性。偏心线圈30的扁平带状导线结构有效地增大了它的热辐射能力和/或冷却能力，对于用强脉冲电流(如6000安培的100微秒的脉冲)常规驱动的这种线圈来说，热辐射能力和/或冷却能力是关键的性能参数。

图1的普通线圈的热阻已经严重地限制了它们的使用，特别是对于神经生理学研究和临床应用的实际情况所经常需要的强场和高重复率来说更是这样。与普通线圈相对，具有良好的冷却能力的偏心线圈30就可以用于要求强场和高脉冲重复率的情况。由于偏心线圈30较小的互感、较短的圈长和导线较大的有效横截面，使它呈现相当低的感抗。反过来，与普通线圈相比，这又能产生更强的场和/或更高的脉冲重复率。因此，与普通刺激器相比，在所关心的神经区域内感应的电场以及脉冲重复率能够更高。

由于电磁的互逆性，皮下神经电流的检测同样有益于形成本发明的线圈结构的改进的聚焦性以及更低的感抗，该线圈结构比普通线圈呈现好几倍的空间分辨度和低几倍的附加噪声。

图6是由两正交线圈(图2的H-V线圈)在皮下组织内感应的(或生物磁检测到的)电流分布的三维曲线图，每个线圈为4圈，最大直径10cm。水平线圈具有类似于图3的偏心形状，这些线圈在它们的强场区域紧接在一起，在z-轴上深度为4cm或z=-4cm处形成峰值或聚焦于此。如上所述，可以通过改变或加权线圈电流来用电子学方法改变z-轴上电场强度的这个峰顶600的位置即聚焦深度，图6上的点200对应于图2a和2b中的点200。

图6说明在峰顶600和组织的表面(z=0)之间电场强度最小。

4．H-H结构：两线圈或四线圈

图5表示两线圈或四线圈(H-H)的四个实施例，这种结构还可以借助于偏心线圈用于感应(或检测)电流的皮下聚焦。如图5a和5b所示，为了使组织的神经表面区域的场相抵消，较小的线圈51和52中的电流IA必须与较大的线圈53和54中的电流的方向相反。在图5b的线圈结构中，相互紧靠结合处具有两段直的线圈段210，这就更适合于激发神经组织的目标容积内的长而直的神经纤维或神经束。

类似于上述的图2c，皮下感应(或检测)的电流矢量的方向的电转向可以用两个相同的一圈线圈对(图5c的51a-53a和51b-53b，图5d的52a-54a和52b-54b)来实现，这些线圈对绕z-轴在x=y=z=0处转动，并沿平面靠近重叠。

5．刺激器系统设计

图7表示上述两线圈结构的本发明的磁刺激器的电子控制电路图。电流比调节器71设定驱动两个线圈L₁、L₂的两个电流(例如图2的I_H、I_V)的比，绝对值功率调节器72设定两个电流之和的幅度。如上所述，幅度和电流比的调节控制峰值的深度和强度。跨接连线75a和75b的控制器75同步触发两个固体放电开关73和74，以便保证同时同相地发生抵消和相应的峰值/聚焦效果。

对于图2的上述说明的四线圈结构的情况，两个与图7所示的电路一样的电路是同步的，它们的绝对功率调节器用另一个可扫描的比率调节器级联起来，开关分别连接到一对正交线圈上，以便产生具有所要求的方向性(即转向)的激发神经纤维或神经束的整个电流矢量的时间扫描转动的所要求的常数。

6．生物磁检测器系统设计

图8表示本发明的生物磁检测器的控制电路和系统设计，这种检测器不是多通道系统，而是单通道检测器系统，它包括由一个2圈的水平偏心线圈81和一个1圈的垂直圆形线圈82构成的所发明的H-V线圈对。这些线圈及其相应的SQUID检测器83和84一起在一个超绝热的使用液体氦86的真空杜瓦瓶85内被冷却到4°K的温度。处在靠近杜瓦瓶底88的组织87内的神经电流源所发射的低频生物磁场可穿透该杜瓦瓶。SQUID检测器83和84与SQUID变换器和放大器89、90相连接，它们的输出接到加权扫描器91上去处理，以便自动实现上述的表面场抵消和深度聚焦。控制器92可以用手93控制，并且还接收来自输出信号处理器95的反馈94。也可以采用上述的平面或矢量结构来替代单正交线圈结构。

可以把几种这样的结构结合起来形成标准的轴向或平面梯度计，以便测量场微商并更加有效地除掉不希望的环境场分布。

7．方法

下面结合附图来描述在皮下组织110的目标区域112内提供峰值电场焦点27(图2b)的磁神经刺激方法。按照本发明的方法，成对的第一和第二线圈相互邻接地定位在表面120上(包括接近)，见图2a和图5a和b，第一线圈中的电流被调整在第一方向上，该电流对应于皮下组织内的第一电场，第二线圈中的电流被调整在与第一方向相反的方向上，该电流对应于皮下组织内的第二电场，电流I_V和I_H表示于图2a和2b内。在刺激目标区域112的神经组织的第一实施例中，图7的控制器按相反的方向把电流加到线圈上，以便在目标区112内产生电场峰值焦点27。在有关检测的第二实施例中，图8的控制器从第一和第二线圈按相反方向接收电流，以便检测目标区域112内的电场峰值焦点27处的电流。在刺激的情况下，表面120与目标区112之间电场最小，而在检测的情况下，来自表面120与目标区112之间的组织的干扰或噪声信号最小。调节第一和第二线圈的电流比就能把峰值电场焦点27定位于组织内，调节第一和第二线圈的电流幅度就能在组织内控制峰值电场焦点27的深度114。

上面已经参照优选实施例描述了本发明，基于对说明书的阅读和理解，将会产生其他改型和变形方案，就此而言，所有这些改型和变形都应包含在权利要求书或其等同概念的范围之内。

Claims (21)

1．一种聚焦于组织表面下方的皮下神经组织的目标区域的磁神经设备，该磁神经设备包括：

控制电路，

连接在控制电路上的至少一对相邻接的线圈(21,22),至少一对相邻接的线圈的每一个线圈有一个分离的电流通路，在分离的电流通路上带有相反方向的电流，

至少一对相邻的线圈定位于组织的表面上，以便在皮下神经组织的目标区域(112)内产生一个峰值电场焦点(27)。

2．根据权利要求1的磁神经设备，其特征在于一对相邻接的线圈中的至少一个包括至少一圈的偏心线圈(30)，其中偏心线圈有宽的弱场区域(31)和第二窄的强场区域(32)。

3．根据权利要求2的磁神经设备，其特征在于宽的弱场区域(31)内的偏心线圈(30)的第一圈具有预定的高度(204)和预定的宽度(206)；强场区域(32)内的偏心线圈(30)的第一圈具有比预定的高度(204)大几倍的高度(202)和比预定的宽度(206)小几倍的宽度(208)。

4．根据权利要求1的磁神经设备，其特征在于至少一对相邻接的线圈包括：

一个水平线圈(21)，

一个垂直线圈(22)，

该水平线圈被定位在基本平行于组织表面(120)的平面上，该垂直线圈定位于基本与组织表面(120)正交的平面上。

5．根据权利要求1的磁神经设备，其特征在于至少一对相邻接的线圈(51,53；51a,53a)由一对被定位在基本平行于组织表面的平面上的水平线圈构成。

6．根据权利要求1的磁神经设备，其特征在于控制电路还包括为改变峰值电场焦点的位置而调节该对相邻接的线圈对的每个线圈的电流比的装置。

7．根据权利要求1的磁神经设备，其特征在于控制电路还包括为改变峰值电场焦点的深度而调节该至少一对相邻接的线圈的电流幅度的装置。

8．根据权利要求1的磁神经设备，其特征在于有两对相邻接的线圈，并且控制电路调节每对线圈的电流，以便使组织内的峰值电场焦点的位置转向；一对线圈以预定的转角叠置在另一对线圈的上方。

9．根据权利要求8的磁神经设备，其特征在于预定的转角是90度。

10．根据权利要求1的磁神经设备，其特征在于至少一对相邻接的线圈中的每个线圈的大小、圈数和形状构成为使峰值电场焦点定位在皮下组织。

11．根据权利要求1的磁神经设备，其特征在于控制电路包括：

跨接在至少一对相邻接的线圈的每个线圈上的充电单元，

分别与每个线圈串连并连接到充电单元输出端的开关，

连接到充电单元和开关的控制器，用来驱动开关把电流从充电单元同步同时地送到线圈。

12．根据权利要求1的磁神经设备，其特征在于控制单元包括：

跨接在至少一对相邻接的线圈的每个线圈上的SQUID检测器，

连接到每个SQUID检测器的输出端的放大器，

连接到放大器输出端的加权扫描器，

连接到加权扫描器输出端的信号处理器，以及

连接到加权扫描器和信号处理器的控制器。

13．根据权利要求1的磁神经设备，其特征在于至少一对相邻接的线圈有相邻的线性区域。

14．根据权利要求1的磁神经设备，其特征在于至少一对相邻接的偏心线圈的每个线圈具有至少一个如下的参数：

a．线圈直径1至10cm，

b．圈数1至10圈，

c．横截面积1至10mm²。

15．一种在组织表面下方的皮下神经组织的目标区域内提供峰值电场焦点的磁神经方法，包括如下步骤：

相互邻接的表面上定位第一和第二线圈，

在第一方向上调节第一线圈中的电流，第一方向上的电流对应于皮下组织中的第一电场，

与第一方向相反的方向上调节第二线圈中的电流，该相反方向的电流对应于皮下组织中的第二电场，

通过第一电场和第二电场的相互作用来在皮下组织中的目标区域内提供电场峰值焦点。

16．根据权利要求15的磁神经方法，其特征在于定位第一线圈和第二线圈的步骤是使第一线圈于基本平行组织表面，而第二线圈基本与组织表面正交。

17．根据权利要求15的磁神经方法，其特征在于定位第一线圈和第二线圈的步骤是使第一线圈于基本平行组织表面，而第二线圈基本与组织表面正交。

18．根据权利要求15的磁神经方法，其特征在于还包括如下步骤：

调节第一线圈对于第二线圈的电流比，以把峰值电场焦点定位于皮下组织内。

19．根据权利要求15的磁神经方法，其特征在于还包括如下步骤：

调节第一线圈和第二线圈的电流幅度，以在皮下组织内控制峰值电场焦点的深度。

20．根据权利要求15的磁神经方法，其特征在于还包括如下步骤：

把电流提供给第一线圈和第二线圈，以在目标区域内产生最大电场，并在表面和目标区域之间产生最小电场，由此来刺激目标区域内的神经组织。

21．根据权利要求15的磁神经方法，其特征在于还包括如下步骤：

检测第一和第二线圈内的电流，以检测目标区域内的神经组织的神经电流。

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