磁刺激治疗综述Word下载.docx
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磁电刺激是无创性的。
这是由于生物组织磁导率基本均匀，磁场容易透过皮肤和颅骨而达到脑内深层组织，因而磁刺激技术可无创性应用于脑神经刺激以及深部神经组织中；
头皮和颅骨电阻率很大（颅骨比头皮还大80倍［12］），而感生电流与组织电阻率成反比，所以磁刺激脑部神经时只有微小电流通过头皮和颅骨，基本无不适感；
磁刺激线圈不与身体有任何接触，不需要对皮肤进行任何预处理就可以直接刺激受损伤部位和暴露部位，不会或只会引起轻微疼痛；
机体与外界无电联系，因而安全性好。
根据电磁感应原理，一个随时间变化的均匀磁场B在它所通过的空间内产生相应的感应电场E，而与该空间的电导率无关。
在该空间中沿任意闭合圆周（设圆周半径为r）上的感应电势ε为［13］：
其中，S是圆周面积，则电场强度E为圆周上总电势除以圆周周长：
是磁场变化率，r是圆周半径，为矢量。
如果该圆周上有导电的介质，便会形成感生电流（涡电流），假设圆周上具有均匀导电的生物组织，则生物组织内产生的感生电流可表示为：
σ是生物组织电导率。
当感生电流值超过神经组织兴奋阈值时，便会象电刺激一样达到刺激相应部位神经组织的效果。
3 磁刺激的物理特性
圆形线圈与刺激强度分布［40］。
进行脑神经刺激研究，应首先研究线圈放电时，线圈耦合人脑内的时变磁场及相应的感应电场的分布特性，及其与磁刺激线圈、磁刺激器的电参数的关系，这样才能有针对性地设计线圈及进行刺激，使之有选择性地在被刺激部位产生适当的感应电场，引起脑神经兴奋。
空间任何一点的感应电场是沿着励磁线圈回路各电流元在该点产生感应电场迭加的结果，因此空间感应电场的分布与线圈形状以及相对该点位置有关。
不同结构、在空间不同位置的线圈产生不同磁场，进而形成不同的空间感应电场分布。
进行脑部神经刺激时，应使被刺激点产生超过神经组织兴奋阈值的电场强度，而非靶组织位置的感应电场尽量少，以减小其他神经受刺激的可能。
设计线圈的目标是使感应电场聚焦性好，提高磁刺激神经的选择性。
空间磁场分布在对应线圈边缘与中心之间区域幅值最大，边缘外反向；
感应电场分布在对应线圈边缘幅值最大；
在紧贴线圈的表面处感生电流分布随线圈形状，由于磁力线相互抵消的结果，随着与线圈距离增大感生电流分布趋向于圆形线圈的分布［13］。
圆形线圈的优势在于易制造，方便身体多部位使用，并且在线圈平均直径圆周的切线方向具有最大的感生电流幅值，位于线圈平均直径圆周的切线方向的神经容易被刺激。
但是圆形线圈刺激范围大，进行刺激时会造成大面积非靶组织受刺激而兴奋。
减小线圈尺寸能提高聚焦性。
线圈的作用深度。
感应电场值在线圈表面处的磁刺激线圈，离线圈的垂直距离越大，感应电场值衰减越多。
使用半径50mm的圆形线圈，放电电流变化率为100A/μs时，在头皮表面以下感生电场的幅值随深度变化表明，头皮表面处感生电场幅值为104V/m，10mm处下降了38％，感生电场幅值为65V/m。
磁刺激线圈的作用深度与线圈半径密切相关，Barker等［13］人认为由于空间某点感应电场值是线圈回路各电流元在该点产生感应电场值迭加的结果，所以在相同激励电流、相同距离下，感应电场与线圈的电流元积分路径（周长）基本成正比，因而直径大的线圈作用深度深，直径小的线圈作用域浅。
另外，放电电流流过线圈产生的磁场随距离增大而更加发散，线圈的感应电场分布曲线随距离增大过零点加宽，聚焦能力降低，并且感应电场负峰值增高，负峰引起副作用刺激几率增大。
磁场产生的感应电场穿透头部组织时的衰减相比由表面电极进行电刺激产生的电场值相同的情况下，40mm深处磁感应电场值比表面电刺激产生电场值大10倍［14］，因而磁刺激不仅能刺激浅表神经，更可以用于脑部神经、中枢神经和较深部位的外周神经的刺激。
线圈放置方向。
在对神经组织进行磁刺激时，线圈的放置要考虑受刺激神经的走向，受刺激位置并不等于神经兴奋的位置［15］。
Barker在1987年曾经提出磁刺激位置发生在感应电场最大值处，但是Roth、Basser等在1990年随之提出长轴神经的兴奋位置发生在沿神经轴向电场梯度最大值处［16］。
目前脑神经刺激兴奋位置还没有确切答案［41］。
刺激的位置一般约为一个与线圈平行的圆圈范围，而实际应用上，线圈圆圈的切线垂直到想要刺激的神经上，就可以得到良好的效果，这时导入电流方向是离开神经的。
为避免刺激范围扩大，可使线圈平面垂直于体表，而线圈的边沿置于所要刺激的神经上，但这样就大大减弱了刺激强度［17］。
4 磁刺激与电刺激的差别
磁刺激与传统的电刺激技术相比，在脑神经刺激以及深部神经刺激中较之传统电刺激具有明显优势。
用表面电极进行电刺激时，由于电场进入组织内很快发散，很难进行深部刺激，植入式电刺激技术具有创伤性对研究有价值，但对临床应用有其不便。
而由磁电刺激（MES：
magneto-electricstimulator）产生电流使组织去极化，它除具有常规电刺激（CES:
conventionalelectricalstimulation）同样特征外，还有比其更显著的其它特征。
在电流分布密度差异性方面，磁电刺激可以放置到想要测试的部位。
常规电刺激时，正极和负极处的电流密度是最高的，并随着组织深度而迅速下降。
在表皮因为流过疼痛感受器的电流密度极大且随深度迅速下降，因此刺激深部神经时，伴随明显的疼痛感，对肥胖者表现更为突出。
磁刺激时，磁场是透过（transparent）机体的。
诱发的电流沿着平行于刺激线圈的同一中心的圆形通路流动。
由于皮肤、骨骼和脂肪传导性低，诱发的电流量在其中的传导就比较少。
神经纤维、神经元和肌肉具有比较高的的传导性［8］，电流量就比较大。
以适当的电流使神经纤维去极化，而疼痛感受器去极化电流尚未完成之前，除了外表的肌肉颤搐外，几乎没有任何感觉。
常用的体表某些区域，例如坐骨神经，因为大的表面电流无法忍受，所以用表面电极进行刺激是不可行的，而磁电刺激却能使深部的组织在无觉察而且表皮无任何不适的情况下，组织很好地产生去极化。
常规电刺激的值是靠估算平均值的大小进行传导计算的，以两个0.5cm为半径的球型相接触，空间为4cm2。
象CadwellMES-10型磁线圈有效半径为4cm，是由内半径为2cm外半径为6cm，7匝缠绕线圈所组成，对检测大范围的神经、肌肉就显得特别有效。
检测组织的容积形状方面的差异性。
由常规电刺激（CES）所产生的刺激电场决定测试组织的体积大小，这一刺激电场是一个正极和负极处有最大电流的卵圆形。
对磁刺激作用的体积而言仅仅是圆环形，它在线圈下面的真空环形状的区域作用最强。
表浅神经纤维的磁刺激不足在于刺激的准确点很难确定。
靠线圈形状和放置的位置确定电场方面，常规电刺激的电场取决于电极位置，因而调节容易，磁刺激中的电流仅包含在磁场内，它引起的电流强度与作用深度有一相对恒定的值，以线圈半径一半的深度为最强，当为一个半径深度时会出现线性下降，之后随半径的3次方下降，2个以上的半径深度时，电流流动非常小以致于组织被刺激后，只发生局部电流流动。
磁刺激时患者不与电接触，一些外界不经意的（inadvertent）电子通道将不存在。
5 外周磁刺激的应用
临床上对外周神经系统的电刺激疗效已有许多的报道［18］，而外周磁刺激（PMS:
peripheralmagneticstimulation）的应用至今报道甚少。
虽然透过脑的磁刺激（TMS:
transcranialmagneticbrainstimulation）在脑研究和临床神经生理学中已取得了可喜的成绩［19］，但目前所用的外周神经磁刺激设备对患者康复方面的性能与可控制程度尚不理想，主要是由于线圈聚焦能力和兴奋程度控制能力不如理论研究，要使磁刺激的聚焦点集中在所要激活的点上和要获得最大的运动反应是很困难的，所以在某些方面阻碍了功能性磁刺激应用的进一步增长。
然而，已经有了新的处理技术，使得外周磁刺激的独特应用变得更加有效［20～21］。
最明显的有目前提出多信道、多线圈、多电极方法等对恢复动作和治疗神经肌肉系统疾病的功能性磁刺激（FMS:
functionalmagneticstimulation）设想，它是完全无创性的，不需要将电流直接与患者接触，这一设想在临床治疗上应用具有广阔的前景［22～25］。
多信道磁刺激对电刺激的模拟。
在理论上JarmoRuohonen［26］检验了多信道磁刺激（MMS:
multichannelmagneticstimulation）模拟由单电极和双电极刺激诱发的激活功能，发现多信道磁刺激（MMS）可用在产生相同于单电极和双电极刺激诱发的激活功能，至少是小体积线圈时是这样，这只限于圆柱形表面。
磁和电刺激的深度穿透特性是不同的，即使用很小的线圈也是一样。
如磁刺激不能刺激位于同类圆柱形中心的神经［27］，而电刺激可以做到这一点。
电和磁刺激之间还存在着其它一些内部差异，其中包括几何导体作用和不同的脉冲形式。
用大量的小体积线圈可以模拟电刺激所实现的刺激区的形态。
由于它是无创性的，所以功能性磁刺激是肌肉神经障碍患者进行治疗和恢复动作的好手段，多信道功能性磁刺激在大大地改进刺激的选择性和控制能力方面也具有它的优越性。
功能性磁刺激在神经肌肉恢复的临床作用已越来越受到人们的关注。
用每个线圈中输入电流的改变，使在不移动线圈列阵的条件下，改变最大兴奋性的轨迹。
驱动电流最佳值的数据估算需要诱导一设定的刺激场模式，这模式对透过脑的磁刺激［29］所采用的是最小模方估算（MNE:
minimum-normestimation）理论［28］。
采用多电极和多线圈方法的技术优势。
功能性电刺激（FES:
functionalelectricalstimulation）是利用电流以增进或恢复动作障碍患者功能的一项非常重要的技术［30］。
在进行功能性电刺激（FES）时，电流通过植入或经过表皮的电极而起作用［31］。
复合性功能电刺激（multipleFES）的电极使用可使电刺激的选择性得到改进，如3电极电刺激比双电极刺激能提供更准确更佳的部位［29、32］。
从各种电级结构形态的研究也表明，电极数量的增加可使选择性得到改进。
特别是3电极刺激比单电极和双电极刺激具有明显的优越性［33］。
也就是说，增加电极的耗费能够提高选择性［29］。
与外周磁刺激不同，电刺激使脉冲波形改变，这对提高刺激效果是重要的［34］。
多线圈可在不移动线圈的情况下，能做到对刺激的部位和形状进行电子的空间调节。
这一新特性可使外周磁刺激在神经肌肉疾病患者的恢复中得到前所未有的应用。
从刺激定向目标靶位（targeting）理论和类似于多信道（multichannel）脑部磁刺激理论的多信道外周磁刺激（PMS）形成理论［35］来讲，外周与脑刺激间却存在着一个本质性的差别：
即皮层神经被认为在电场最大的轴突弯（bend）处兴奋［30］，而外周神经绝大多数的激活是沿着神经在电场变化最大的部位上发生［36］。
当今的磁刺激设备一般是用通电的（energizing）圆形和“8”字形（figure-eight-shaped）刺激线圈刺激组织的［11］，操作时用人工移动线圈，停留在要刺激的目标组织上方，直到诱发所期待的反应。
用复合性小线圈（multiplesmallcoils）代替大的单线圈进行外周神经刺激，其效果可以提高对兴奋的控制和兴奋区的集中。
从理论上讲，线圈体积小，线圈排列密指向靶目标就精确。
可利用非线性最佳化方法改进指靶过程，为寻找起始点可采用最小模方估算（MNE）解（solution）来叠代渐进（iteration）［28］。
磁刺激所需要的功率。
影响功能磁刺激实际应用的一个重要因素是要使神经兴奋所要求的能量，为总能量的1/100000。
约有20％的线圈能量作为线圈的热能而消失，剩余80％的能量可在电容量中得到恢复。
因为从邻近线圈形成的场会部分消失，所以多信道磁刺激要求附加功率输入［37］。
6 磁刺激的临床应用
外周磁刺激在神经康复领域的应用。
人们对外周磁刺激在神经康复领域应用的兴趣正日趋增高，有关将外周磁刺激（PMS）应用到功能磁刺激（FMS）的可能性研究也成为热点之一［38］。
Lin等用功能磁刺激以帮助排尿和脊柱损伤者的训练［23］，以及四肢麻木（tetraplegia）者的咳嗽恢复［24］；
Craggs等人讨论了膈神经的功能磁刺激对呼吸肌功能的作用［32］；
Sheriff等人报道了对患逼尿亢进反射（detrusorhyper-reflexia）的脊柱损伤患者的骶骨外进行功能磁刺激的有效作用［25］；
另外Pujol等用重复性的外周磁刺激对消除骨骼肌疼痛最近获得成功［39］。
磁刺激在运动系统中的作用［17］。
刺激周围神经，肌肉、神经、皮肤等都可以传导电流，神经纤维上的郎飞结节可作为有泄漏的电容器，当没有充足的外源电流使之超过放电阈值，就不会有冲动形成，而磁场引导的电流通过组织导电组织到肢体，其电流走向与刺激线圈上的电流走向相反，当通过郎飞结节引起神经冲动，就可以在其所支配的肌肉中得到肌肉诱发电位，在肢体的任何神经走行的部位可以测定，特别是对深部（臂丛、腰神经根、桡神经和坐骨神经），肌肉动作电位或感觉神经动作电位都可以测到。
周围神经测定只要用100％为2.5Tesla的60％～65％强度就可以了。
电刺激时，强电流在表皮和附近的头皮有较大的扩散而引起疼痛。
电刺激通过颅骨时的阻抗比通过软组织大8～15倍，这就造成了大多数电流停留在颅骨和头皮上，引起不适应感。
而磁刺激时因为有磁场助导，电流可以在几乎没有阻抗的情况下通过各种生物组织（骨骼、脂肪）。
导入的电流是呈水平于线圈的平面上流动，不受头颅阻抗的影响，不会引起磁刺激大脑运动区的不适应。
90mm直径线圈刺激时，线圈下5mm处受磁量为1.4Tesla，轴心处为1.1Tesla，英美做MRI的人体受磁量警戒线为2.5Tesla。
磁刺激是一个很短暂的磁场而不是稳定的磁场，1987年WHO报告短程受磁量在2T以下没有任何不良效应。
磁刺激运动诱发电位是一种新的临床测定方法，已经有人发现当靶肌肉处于轻微收缩状态时，经颅刺激所获得的电位波幅较高，潜伏期缩短［19］，这是否与中枢神经系统的易化作用对肌肉收缩和肌肉放松时的电位有影响等一些具体问题，以及对于中枢运动通路和深部的近端的周围神经功能状态诊断，象多发性硬化、颈椎病性神经根脊髓病、周围神经病和格林-巴利综合症都是很有价值的。
磁刺激技术是一项有发展前景的无创性技术，脑神经磁刺激可用于无创性脑功能检查、中枢神经传导检测、改善脑功能等方面［19］。
在外界用时变（time-varying）的电磁场以无创的方式可以对人体可兴奋细胞进行刺激。
这种刺激可直接驱动电流进入组织，对组织直接刺激（电刺激）或用电磁诱发的方式（磁刺激）实施。
一个磁通量迅速变化的磁场，在所经过的组织可诱发一个电场。
如果强度和延迟可调，那么诱发的电场会引起生物电流在组织中传导，进而会使得神经纤维、神经元和肌肉去极化。
近十年来，磁（magnetic）刺激或非电极电刺激（electrodelesselectricalstimulation）在脑神经方面的研究是一个研究热点。
磁刺激技术将为人类实现对某些脑生理活动的人为调控、探索脑疾病的诊断及治疗提供新的手段［1］。
在临床上，磁刺激可应用于研究大脑皮层神经分布、检测多发性硬化病患者的中枢神经传导延迟以及退化性运动失调，也可用来检测外周神经传导速度，监测中枢神经系统机能状态。
磁脉冲刺激的原理
根据电磁感应原理，一个随时间变化的均匀磁场B在它所通过的空间内产生相应的感应电场E，而与该空间的电导率无关。
在该空间中沿任意闭合圆周（设圆周半径为r）上的感应电势ε为［2］：
其中，S是圆周面积，是磁场变化率，则电场强度E为圆周上总电势除以圆周周长：
式中r是圆周半径，为矢量。
如果该圆周上有导电的介质，便会形成感生电流（涡电流）。
假设圆周上具有均匀导电的生物组织，则生物组织内产生的感生电流可表示为：
J=其中σ是生物组织电导率。
当感生电流值超过神经组织兴奋阈值时，便会象电刺激一样达到刺激相应部位神经组织的效果。
圆形线圈与刺激强度分布［3］ 进行脑神经刺激研究，应首先研究线圈放电时线圈耦合人脑内的时变磁场及相应的感应电场的分布特性，及其与磁刺激线圈、磁刺激器的电参数的关系，这样才能有针对性的设计线圈及进行刺激，使之有选择性地在被刺激部位产生适当的感应电场，引起脑神经兴奋。
空间任何一点的感应电场是沿着励磁线圈回路各电流元在该点产生感应电场迭加的结果，因此空间感应电场的分布与线圈形状及相对该点位置有关，不同结构、在空间不同位置产生不同磁场，进而形成不同的空间感应电场分布。
进行脑部神经刺激时，应使被刺激点产生超过神经组织兴奋阈值的电场强度，而非靶组织位置的感应电场尽量少，以减小其他神经受刺激的可能。
设计线圈的目标是使感应电场聚焦性好，提高磁刺激神经的选择性。
空间磁场分布在对应线圈边缘与中心之间区域幅值最大，边缘外反向；
在紧贴线圈的表面处感生电流分布随线圈形状，由于磁力线相互抵消的结果，随着与线圈距离增大感应电流分布趋向于圆形线圈的分布［2］。
圆形线圈的优势在于易制造，方便身体多部位使用，并且在线圈平均直径圆周的切线方向具有最大的感生电流幅值，位于线圈平均直径圆周的切线方向的神经容易被刺激。
但是圆形线圈刺激范围大，进行刺激时会造成大面积非靶组织受刺激而兴奋，减小线圈尺寸能提高聚焦性。
线圈的作用深度 感应电场值在线圈表面处的磁刺激线圈，离线圈的垂直距离越大，感应电场值衰减越多。
使用半径50mm的圆形线圈，放电电流变化率为100A/μs时，在头皮表面以下感应电场的幅值随深度变化表明，头皮表面处感生电场幅值为104V/m，10mm处下降了38%，感生电场幅值为65V/m。
磁刺激线圈的作用深度与线圈半径密度相关，Barker等［2］认为由于空间某点感应电场值是线圈回路各电流元在该点产生感应电场值迭加的结果，所以在相同激励电流、相同距离下，感应电场与线圈的电流元积分路径（周长）基本成正比，因而直径大的线圈作用深度深，直径小的线圈作用域浅。
另外，放电电流流过线圈产生的磁场随距离增大而更加发散，线圈的感应电场分布曲线随距离增大过零点加宽，聚焦能力降低，并且感应电场负峰值增高，负峰引起副作用刺激几率增大。
磁感应电场穿透头部组织时的衰减相比由表面电极电刺激产生的在表面电场值相同的情况下，40mm深处磁感应电场值比表面电刺激产生电场值大10倍，因而磁刺激不仅能刺激浅表神经，更可以用于脑部神经、中枢神经和较深部位的外周神经的刺激。
线圈放置方向 在对神经组织进行磁刺激时，线圈的放置要考虑受刺激神经的走向，受刺激位置并不等于神经兴奋的位置。
Barker在1987年曾经提出磁刺激位置发生在感应电场最大值处，但是Roth、Basser等在1990年随之提出长轴神经的兴奋位置发生在沿神经轴向电场梯度最大值处。
目前脑神经刺激兴奋位置还没有确切答案［4］。
刺激的位置一般约为一个与线圈平行的圆圈范围，而实际应用上，如果说线圈圆圈的切线垂直到想要刺激的神经上，就可以得到良好的效果，这时导入电流方向是离开神经的。
为避免刺激范围扩大，可使线圈平面垂直于体表，而线圈的边沿置于所要刺激的神经上，但这样就大大减弱了刺激强度［5］。
外周磁刺激的应用 临床上对外周神经系统的电刺激疗效已有许多的报道［6］，而外周磁刺激（PMS：
peripheralmagneticstimulation）的应用直到目前为止也只有极少数的报道。
虽然透过脑的磁刺激（TMS：
transcranialmagneticbrainstimulation）在脑研究和临床神经生理学中已取得了可喜的成绩，但目前所用的外周神经磁刺激设备的康复性能与可控制程度尚不理想，主要是由于线圈聚焦能力和兴奋程度控制能力达不到理论研究的水平，要使磁刺激的聚焦点集中在所要激活的点上和要获得最大的运动反应是很困难的，所以在某些方面阻碍了功能性磁刺激应用的进一步增长。
然而，已经有了新的处理技术，使得外周磁刺激的独特应用变得有效［7］。
最明显的有目前提出多信道、多线圈、多电极等方法对恢复动作和治疗神经肌肉系统疾病的功能性磁刺激（FMS：
functionalmagneticstimulation）设想，它是完全无创性的，不需要将电流直接与患者接触，这一设想在临床治疗上应用具有很广阔的前景［8～11］。
多信道磁刺激对电刺激的模拟 在理论上JarmoRuohonen［12］检验了多信道磁刺激（MMS：
multichannelmagneticstimulation）模拟由单电极和双电极刺激诱发的激活功能，发现多信道磁刺激可用在产生相同于单电极和双电极刺激诱发的激活功能，至少是小体积线圈时是这样，这只限于圆柱形表面。
磁和电刺激的深度穿透特性是不同的，即使用很小的线圈也是一样。
如磁刺激不能刺激位于同类圆柱形中心的神经［13］，而电刺激可以做到这一点。
电和磁刺激之间还存在着其它一些内部差异，其中包括几何导体作用和不同的脉冲形式。
由于它是无创性的，所以功能性磁刺激是肌肉神经障碍患者进行治疗和恢复动作的好手段，多信道功能性磁刺激在大大地改进刺激的选择性和控制能力方面也是具有它的优越性。
功能性磁刺激在神经
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