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Sheng Wu Yi Xue Gong Cheng Xue Za Zhi = Journal of Biomedical Engineering logoLink to Sheng Wu Yi Xue Gong Cheng Xue Za Zhi = Journal of Biomedical Engineering
. 2022 Aug 25;39(4):685–693. [Article in Chinese] doi: 10.7507/1001-5515.202201030

经颅磁刺激与磁共振成像联合使用时力与温度场仿真研究

Simulation study of force and temperature field during transcranial magnetic stimulation application working with magnetic resonance imaging simultaneously

Bingyu XU 1,2, Mai LU 1,*
PMCID: PMC10957365  PMID: 36008332

Abstract

Currently, transcranial magnetic stimulation (TMS) has been widely used in the treatment of depression, Parkinson’s disease and other neurological diseases. To be able to monitor the brain’s internal activity during TMS in real time and achieve better treatment outcomes, the researchers proposed combining TMS with neuroimaging methods such as magnetic resonance imaging (MRI), both of which use Tesla-level magnetic fields. However, the combination of strong current, large magnetic field and small size is likely to bring physical concerns which can lead to mechanical and thermal instability. In this paper, the MRI static magnetic field, the TMS coil and human head model were built according to the actual situations. Through the coupling of the magnetic field and the heat transfer module in the finite element simulation software COMSOL, the force and temperature of the TMS coil and head were obtained when the TMS was used in combination with MRI (TMS-MRI technology). The results showed that in a 3 T MRI environment, the maximum force density on the coil could reach 2.51 × 109 N/m3. Both the direction of the external magnetic field and the current direction in the coil affected the force distributions. The closer to the boundary of the external magnetic field, the greater the force. The magnetic field generated by the coil during TMS treatment increased the temperature of the brain tissue by about 0.16 °C, and the presence of the MRI static magnetic field did not cause additional thermal effects. The results of this paper can provide a reference for the development of the use guidelines and safety guidelines of TMS-MRI technology.

Keywords: Transcranial magnetic stimulation, Magnetic resonance imaging, Magnetic stimulation coils, Force, Temperature

引言

经颅磁刺激（transcranial magnetic stimulation，TMS）技术是一种基于电磁感应原理的神经刺激和调节技术，刺激线圈中瞬时的强电流产生时变磁场，磁场感应出的电场使神经元去极化，重复施加电流脉冲则可以调节皮质兴奋性[1]。1985年Barker等[2]发现，将一圆形线圈放置于头皮上方时，可以在手上测出运动诱发电位，进而首次提出TMS技术。1998年Ueno等[3]改进了圆形线圈，提出刺激聚焦度更好的8字线圈。TMS技术在临床上能以无创的方式研究及治疗帕金森病、抑郁症等脑部疾病，其中对抑郁症的治疗已获美国食品药品监督管理局（Food and Drug Administration，FDA）批准。

Bloch和Purcell于1946年首次发现核磁共振这一物理现象，1972年Paul提出利用磁共振进行成像的方法，磁共振成像技术（magnetic resonance imaging，MRI）便应时而生。当人处在外加梯度磁场环境里时，体内不同物质会呈现不同的分布，MRI技术以此原理便能完全无创地获取人体内部结构图像[4]。强大的成像功能、绿色安全的获取方式以及清晰丰富的生理学信息，使得MRI技术成为临床医学中必不可少的工具[5]。

随着TMS技术在临床应用上不断增多，医护人员必须充分了解其对大脑的具体影响，这极大程度上促使了TMS技术与神经成像技术相结合。1999年Bohning等[6]首次证实了经颅磁刺激联合功能磁共振成像的可行性。TMS技术能弥补MRI技术中时间分辨率的不足，MRI技术则证实，TMS技术目标区域附近的大脑区域也能受到影响[7]。TMS-MRI技术这一互补组合，不但能监测TMS期间大脑内部的实时变化，还能观察其对大脑的长期影响，进一步提高TMS技术的准确程度[8]，降低潜在的不利影响。

TMS-MRI技术在被提出后的二十年里发展迅速，研究对象从手部表征发展到额叶和顶叶皮质[9]，从浅表皮层到深层目标[10]。2012年Bungert等[11]提出对联用技术应使用专门的过滤，2018年Naruhito等[12]验证TMS-MRI技术联合配准可达亚毫米级精度，国内四川大学华西医院也对此技术开展了研究[13]。然而，强电流、强磁场与小尺寸的结合势必会带来机械和热的不稳定性。TMS线圈与医用头部磁共振仪在使用时，分别会产生一个1.5 T和3 T的磁场，在这样的磁场环境中，刺激线圈上的力会显著变化，严重时会使线圈产生裂纹[14]。TMS治疗过程中的强电流会引起刺激线圈表面温度迅速升高，可能导致线圈的刺激性能降低。此外，由于头皮和面部周围肌肉被反复刺激，参与者们通常会出现轻度紧张性头痛的症状[15]。在已报告的研究中，由TMS引起的脑组织温升约为0.1 ℃[16]，参与者没有长期不良反应，但是当参与者处于MRI静磁场环境中时，则还未有研究探讨TMS对参与者的具体影响。

为了满足临床和科研的需求，更高的电流与更大的磁场将成为发展趋势，TMS场空间扭曲程度将进一步加剧，刺激线圈不稳定性会大大增加，对参与者的风险性仍未可知。本文研究了TMS-MRI技术中，由MRI静磁场引发的场的变化。通过改变线圈类型、线圈在MRI环境中的位置以及MRI静磁场（外部磁场）的施加方向，分别讨论了力场和温度场变化情况，对今后TMS-MRI联合使用的可行性、安全性提供了重要的参考依据。

1. 模型与材料

1.1. 磁共振成像仪主磁场建模

根据医用磁共振成像仪相关规定，用于诊断脑部疾病和癌症的磁共振成像仪主磁体所产生的静磁场大小为3 T，且要求高度均匀和稳定[17-18]。TMS线圈在MRI环境中至少受到来自三个互相正交方向的磁场，因此本研究仿真了没有外部磁场和仅受分别来自x、y、z轴方向的外部磁场的情况。外部磁场空间参考MRI中头部线圈的尺寸[19]，外部磁场设计圆柱体磁场空间，磁场空间高为240 mm，内径为290 mm。

1.2. 磁刺激线圈模型

基于仿真可行性与市面上TMS线圈的实际应用情况，本文选择了圆形线圈和8字线圈。8字线圈的型号为Magstim double 70 mm，具体为矩形横截面铜导线同心绕制9圈而成，导线横截面积为6 mm × 1 mm，圆形线圈的尺寸与Magstim double 70 mm中单个线圈一致。

圆形线圈作为结构最简单的TMS线圈，被最早投入使用，但其聚焦度较差，此后逐渐被8字线圈替代。8字线圈作为市面上最流行、医学界最常使用的磁刺激线圈，相比圆形线圈有着更好的聚焦度。刺激线圈的形状、尺寸和绕组匝数是影响TMS技术的重要因素[20-21]，许多学者对8字线圈结构进行改造，进一步提高线圈的刺激性能[22-23]。比如，增加线圈电流会加深和放大刺激，改变线圈倾斜角度会影响刺激深度，增加线圈数量可以提高聚焦度[24-25]。

本研究构建了如图1所示的两种变形8字线圈。折叠变形是将8字线圈的两个线圈同时沿直径方向折叠一定角度，沿x = 0形成对称；重叠变形是将8字线圈的两个线圈在z轴方向上形成1 mm距离，再沿x轴向彼此移动。

图 1.

图 1

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Deformed figure-of-8 coil

变形8字线圈

1.3. 人体头部模型

为了更真实地体现头部力与温度场，本研究采用如图2所示的三层球头模型[26]，头部各组织介电参数[27]、热特性参数[28]如表1～2所示。

图 2.

图 2

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Three layers sphere-shaped head model

三层球头模型

表 1. Dielectric parameters of various biological tissues at 2 500 Hz.

频率为2 500 Hz时各生物组织介电参数

组织 电导率/（S·m-1） 相对介电常数
头皮 0.000 2 1 135.2
颅骨 0.02 1 435.2
大脑 0.084 4 56 193
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表 2. Thermophysical parameters of various biological tissues.

各生物组织热物理参数

组织 密度/
（kg·m−3）		 导热系数/
（W·m−1·K−1）		 比热容/
（J·kg−1·K−1）
头皮 1 125 0.42 3 600
颅骨 1 990 0.37 3 100
大脑 1 038 0.53 3 650
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2. 原理与方法

2.1. 计算原理

在静态电流和磁场中，磁矢A必须满足下面方程：

2.1. 1

其中 μ 是磁导率（单位为H/m），J 表示磁刺激线圈内电流密度（单位为A/m2）。线圈上的磁场 H、磁通密度 B 由下式给出：

2.1. 2
2.1. 3

线圈上洛伦兹力密度f为：

2.1. 4

在TMS应用过程中，时变磁场在大脑感应出涡流，生物组织因其电阻特性便会产生热量。研究生物组织温度变化通常采用的是Pennes生物传热模型[29]，具体表达式如下：

2.1. 5

ρ、cρ、k分别为生物组织的密度（单位为kg·m−3）、导热系数（单位为W·m−1·K−1）和比热容（单位为J·kg−1·K−1），Q是由TMS线圈产生的电磁热，Qmet为生物组织的代谢热。

2.2. COMSOL Multiphysics仿真软件

本文仿真结果均通过有限元仿真软件COMSOL Multiphysics 5.6得出。有限元法是一种为求解偏微分方程边值问题近似解的数值方法[30]，软件中的多物理场仿真结果能反映力与温度的真实情况[31]。

3. 结果与分析

3.1. MRI环境中不同类型的刺激线圈

Crowther等[32]发现，在大小为3 T的MRI静磁场中，磁刺激线圈上的机械应力高达2.8 × 109 N/m3，根据此类报告，本文认为线圈上的磁通密度模与洛伦兹力密度可以作为影响线圈的参数。通过仿真软件COMSOL中“磁场”模块，分别对处于大小为3 T的相同外部磁场环境中圆形线圈、8字线圈与变形8字线圈进行了研究。线圈中均通入大小为5 000 A、频率为2 500 Hz的电流，得到不同刺激线圈上的磁通密度模与洛伦兹力密度分布情况，记录其最大值进行汇总（见表3～4）。

表 3. Maximum magnetic flux density and Lorentz force density for circular coil and figure-of-8 coil.

圆形线圈和8字线圈上磁通密度模和洛伦兹力密度最大值

MRI静磁场方向 圆形线圈磁通密度模/T 圆形线圈力密度/（N·m−3） 8字线圈磁通密度模/T 8字线圈力密度/（N·m−3）
无外场 2.02 9.75 × 108 2.17 1.05 × 109
平行于x轴 3.71 1.76 × 109 3.72 1.78 × 109
平行于y轴 3.70 1.73 × 109 3.75 1.76 × 109
平行于z轴 3.99 1.92 × 109 5.17 2.51 × 109
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表 4. Maximum Lorentz force density for deformed figure-of-8 coil (N·m−3).

变形8字线圈上洛伦兹力密度最大值（N·m−3）

MRI 静磁场方向 折叠 30° 折叠 60° 重叠 20 mm 重叠 40 mm
无外场 1.09 × 109 2.38 × 109 1.09 × 109 1.08 × 109
平行于x轴 1.70 × 109 4.15 × 109 1.72 × 109 1.76 × 109
平行于y轴 2.11 × 109 3.26 × 109 1.77 × 109 1.81 × 109
平行于z轴 2.55 × 109 4.52 × 109 2.54 × 109 2.53 × 109
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从表3不难发现，相较于平行方向，垂直方向的外部磁场对线圈影响更大。当施加与8字线圈平面垂直的3 T外部磁场时，线圈上的磁通密度模增大约3 T，而当外部磁场方向平行于线圈平面时增幅则明显小于3 T。对比圆形与8字线圈洛伦兹力密度，当外部磁场环境相同时，8字线圈上力密度总是大于圆形线圈。如图3所示，当施加垂直于线圈平面的外部磁场时，8字线圈中两个线圈上力的分布恰好完全相反。这是因为8字线圈中两个线圈的电流异向，垂直方向的外部磁场便会与其中一个线圈自身产生的磁场同向，另一个则为反向，这正是与圆形线圈在力的分布上的最大差异。因此在MRI磁场中，线圈中的电流方向也是影响力分布的重要因素。

图 3.

图 3

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Lorentz force density inside circular coil and figure-of-8 coil

圆形线圈与8字线圈上洛伦兹力密度分布

变形8字线圈的仿真结果如图4、表4所示。在没有MRI磁场的情况下，折叠60°时线圈上力密度不但在数值上大于折叠30°，力也分布得更加均匀，重叠20 mm与重叠40 mm的力密度则无明显区别。当MRI磁场存在时，重叠变形线圈上力密度大小与8字线圈相近；折叠变形线圈力密度峰值相较8字线圈明显增大，且峰值一般出现在折叠变形处，线圈其他部分力密度则无明显变化。综上所述，在MRI环境中，8字线圈平面的整体受力情况不会由于线圈变形而产生较大差异，这体现了8字线圈在MRI环境中的适用性，同时也说明在此环境中使用变形8字线圈是可行的。

图 4.

图 4

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Lorentz force density inside deformed figure-of-8 coil with no external field applied

无外部磁场时，变形8字线圈上洛伦兹力密度分布

3.2. MRI环境中线圈的位置

在大多数TMS-MRI技术的研究中，选取的磁刺激线圈类型为8字线圈，目前还没有圆形线圈、变形线圈或是MRI环境中专用线圈的使用报告与经验[18]，因此以下研究聚焦于8字线圈展开。本文通过仿真计算了线圈在施加MRI静磁场时，沿此外部磁场施加方向上，不同位置处的磁通密度模和洛伦兹力密度大小，将不同方向外部磁场的结果汇总得到图5，坐标为0处位于外部磁场的几何中心。在平行于线圈平面的外部磁场中，线圈在磁场中所处的位置对线圈的受力情况影响较小，而在垂直于线圈平面的外部磁场中，越靠近磁场边界，线圈所受力越大。

图 5.

图 5

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Relationship between Lorentz force density and figure-of-8 coil position with different external field applied

不同方向的外部磁场中8字线圈上洛伦兹力密度与线圈位置的关系

在TMS-MRI技术实际应用中，垂直磁场的施加方向恰好与头部进入磁共振成像仪方向一致[33]，而在此方向上的磁场边界处，线圈上测量的力变化最大，这一变化极有可能造成线圈定位和校准出现偏差。因此，对于TMS-MRI技术，无MRI环境时的TMS线圈定位和校准不能同样适用于MRI环境中。

3.3. TMS-MRI联用时头部的受力情况

最近一项关于TMS期间人脑颅骨受力的报告表明[15]，TMS治疗后部分参与者出现的头痛是由电磁场产生的洛伦兹力引起的。本文针对目前TMS-MRI联用时通常使用的8字型线圈，将线圈放置于颅骨上方20 mm处，得到图6所示的头部磁通密度模分布，各生物组织上的洛伦兹力密度最大值如表5所示。

图 6.

图 6

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Human head magnetic field distribution

头部磁通密度模分布

表 5. Maximum Lorentz force density on the surface of skin, skull and brain (N·m−3).

头皮、颅骨和大脑上洛伦兹力密度最大值（N·m−3）

MRI静磁场方向 头皮 颅骨 大脑
无外场 0.01 0.01 0.15
平行于x轴 2.06 2.37 24.31
平行于y轴 2.56 2.86 24.15
平行于z轴 0.53 1.08 22.80
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结合图6、表5可以发现，在无外部磁场时，磁通密度模分布均由头皮到大脑逐层递减，洛伦兹力密度则是大脑处最大；在3 T的MRI环境中，由于8字线圈的两个线圈电流异向，磁通密度模分布也因此改变，而力密度峰值仍处于大脑。各生物组织上磁通密度模和力的数值均明显增大，力的变化程度显著大于磁通密度模变化程度。在实际TMS临床应用中，需要反复刺激靶点才能达到治疗效果，脑组织上靶点处有可能由于长时间受到压力而产生微弱的形变，严重时会造成后遗症。如果使用者为大脑正处于发育阶段的儿童，不利影响则会大大增加，因此为了解TMS技术对脑组织形变的影响程度，需要基于不同年龄阶段更真实的头部模型进一步探究。

3.4. TMS-MRI联用时线圈与头部的温度变化

3.4.1. 对比验证

目前大多数有关头部温度的研究基于MRI扫描获得的三维数字真实模型，为验证三层球头模型的仿真可靠性，本文进行仿真对比。有关TMS脑组织的报告表明[34]，在脑组织表面电场强度为300 V/m时，单个电流脉冲过后脑组织温升为1 × 10−6 ℃，而三层球头模型仿真结果表明单个电流脉冲后脑组织温升为1.3 × 10−6 ℃，对应电场强度为292 V/m。上述结果可证明三层球头模型计算温度的可行性。

3.4.2. 仿真结果

TMS设备的安全性在于高电压、大电流、强磁场的安全特性与温度保护，《全国医疗服务价格项目规范》有关TMS技术的内容中明确指出，刺激线圈表面温度应该控制在42 ℃以下。本文探究了TMS过程中刺激线圈和头部表面的温度变化，设定线圈初始温度为20 ℃，头部中各生物组织初始温度为37 ℃。物体温度变化与其自身导热系数密切相关，金属的导热系数远大于生物组织导热系数，因此线圈与头部的温度变化需要分别讨论。在已知线圈及电流参数的情况下，可算出线圈损耗：

3.4.2. 6

其中I、R分别为线圈电流和电阻，Tt为电流脉冲持续时间[34]。在本研究中，当I = 5 000 A、R = 3.27 mΩ、Tt = 400 μs时，线圈损耗Q ≈ 16.4 J，单个电流脉冲后线圈温度变化ΔT为：

3.4.2. 7

m为线圈质量，铜的比热c = 385 J/（kg·K），当m = 187.2 g时，线圈温度变化ΔT ≈ 0.23 ℃。COMSOL仿真软件结果如图7所示，在单个电流脉冲后，线圈表面最高温度为20.24 ℃，温度上升了0.24 ℃，与通过计算所得结果近似。当线圈在40 s内连续施加100个电流脉冲后，如图7b所示线圈表面温度会达到42 ℃，极有可能对参与者构成威胁，因此线圈冷却技术是TMS技术在临床应用中不可缺少的安全保障。

图 7.

Temperature gradient of coil and human head

线圈与头部的温度变化

a. 单个电流脉冲后；b. 100个电流脉冲后

a. after single current pulse; b. after 100 current pulses

图 7

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如图8所示，在480 s内线圈中连续施加1 200个电流脉冲后，脑组织中温度最大值约为37.15 ℃。研究温度变化曲线可以发现，温度在60 s内上升速度最快，随着时间的推移，温度增长速度逐渐减慢。在TMS-MRI联合使用中, 当MRI静磁场方向平行于 z 轴时，将三层球头模型各层顶点的温度汇总得到表6。由表6可知，在人体头部各组织，联合使用与单独使用温度差异均小于0.01 ℃，说明MRI静磁场的存在不会对生物组织产生明显的热效应。在实际TMS过程中，线圈中施加几秒的电流脉冲后便会停止，等待几秒后才会再次施加，重复数次来达到治疗效果。本文发现连续施加电流脉冲时，脑组织最大温升不超过0.16 ℃，不会对脑组织造成热损伤[35]，因此在实际治疗中造成热损伤风险更小。

图 8.

图 8

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Temperature changes of tissue after 1 200 current pulses

1 200个电流脉冲后各组织温度变化

表 6. Maximum temperature on the vertex of each tissue after 1 200 current pulses.

1 200个电流脉冲后各组织顶点处温度

生物组织 TMS单独使用
时温度/℃		 TMS-MRI（z轴方向静磁场）
联用时温度/℃
头皮 37.026 37.026
颅骨 37.056 37.056
大脑 37.151 37.155
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4. 总结

近年来，TMS-MRI技术因其出色的空间分辨率与全脑覆盖能力，能够同时监测TMS刺激部位和与其连接的远端脑区，在国内外迅速发展起来。本文介绍了TMS-MRI 联合使用技术，并分别对TMS单独使用和TMS-MRI联合时的力场与温度场进行了分析。对不同类型磁刺激线圈和人体头部进行了建模，基于真实MRI头部线圈尺寸，构建了MRI静磁场模型。加入各组织介电参数与热特性参数，通过COMSOL仿真软件中多物理场耦合，得到线圈与人体头部的力与温度场分布。

结果表明，在TMS单独使用时，8字线圈上洛伦兹力密度可达到1.05 × 109 N/m3，在3 T MRI静磁场环境中，力密度增至2.51 × 109 N/m3，外部磁场方向和线圈中电流方向都对线圈上洛伦兹力的分布有着较大影响。在MRI磁场环境中，8字线圈的折叠与重叠变形不会大范围改变线圈整体的受力，验证了在联用技术中使用变形8字线圈的可行性。通过对比在外部磁场不同位置线圈上力的大小，发现越靠近外部磁场边缘，线圈上力越大，且在垂直于线圈平面的方向上该趋势最为明显。在TMS单独使用时，脑组织上洛伦兹力密度最大值为0.15 N/m3，而3 T外部磁场会使其增加到24.31 N/m3。本文使用的线圈模型与头部模型与实际相比较为简化，如若要深入探究力对脑组织形变的影响程度，则需加入力学材料参数，讨论脑组织上的应力分布情况。

TMS线圈在工作时，强电流会使线圈产生大量的热量，较短时间线圈表面温度可达42 ℃，若没有配置冷却系统，不但线圈无法正常持久工作，还可能对人构成威胁。关于TMS产生的热效应，人体头部中大脑组织最高温度约37.15 ℃，不会造成损伤。TMS-MRI联合时，由MRI静磁场引发的场的变化不会产生明显的额外热效应。在实际应用中，由于TMS刺激方式、外部环境以及人的个体差异等因素影响，真实值与仿真结果会有所差异，但最终结论仍然一致。

TMS-MRI技术是一项逐渐成熟的复杂技术，不但能为TMS技术在认知神经科学和临床研究中提供重要的解决方案，也让TMS技术在刺激大脑深处时的远处映射成为可能。为推广其在科研实验中的使用，确保其在临床应用上的安全性，需要制定规范的应用标准与安全指南，本文的仿真结果能够提供重要参考依据。

重要声明

利益冲突声明：本文全体作者均声明不存在利益冲突。

作者贡献声明：徐冰瑜实施 COMSOL 建模、数据整理、文字处理等工作；逯迈教授整体设计论文工作的基本思想、实施步骤、COMSOL模型校验、数据处理，安排论文架构，审定论文的结果与结论等。

Funding Statement

国家自然科学基金（51867014，51567015）

The National Natural Science Foundation of China

References

  • 1.George M S, Aston-Jones G Noninvasive techniques for probing neurocircuitry and treating illness: vagus nerve stimulation (VNS), transcranial magnetic stimulation (TMS) and transcranial direct current stimulation (tDCS) Neuropsychopharmacology. 2010;35(1):301–316. doi: 10.1038/npp.2009.87. [DOI] [PMC free article] [PubMed] [Google Scholar]
  • 2.Barker A T, Jalinous R Non-invasive magnetic stimulation of human motor cortex. Lancet. 1985;325(8437):1106–1107. doi: 10.1016/S0140-6736(85)92413-4. [DOI] [PubMed] [Google Scholar]
  • 3.Ueno S, Tashiro T, Harada K Localized stimulation of neural tissues in the brain by means of a paired configuration of time‐varying magnetic fields. J Appl Phys. 1988;64(10):5862–5864. doi: 10.1063/1.342181. [DOI] [Google Scholar]
  • 4.高元桂. 磁共振成像诊断学. 北京: 人民军医出版社, 1993.
  • 5.祁吉 医学影像学的进展对临床医学的影响. 中国CT和MRI杂志. 2003;1(1):1–5. doi: 10.3969/j.issn.1672-5131.2003.01.004. [DOI] [Google Scholar]
  • 6.Bohning D E, Shastri A, McConnell K, et al A combined TMS/fMRI study of intensity-dependent TMS over motor cortex. Biol Psychiatry. 1999;45(4):385–394. doi: 10.1016/S0006-3223(98)00368-0. [DOI] [PubMed] [Google Scholar]
  • 7.Bestmann S, Baudewig J, Siebner H R, et al Subthreshold high-frequency TMS of human primary motor cortex modulates interconnected frontal motor areas as detected by interleaved fMRI-TMS. NeuroImage. 2003;20(3):1685–1696. doi: 10.1016/j.neuroimage.2003.07.028. [DOI] [PubMed] [Google Scholar]
  • 8.Berardelli A, Suppa A Recent advances in the pathophysiology of Parkinson's disease: evidence from fMRI and TMS studies. Exp Neurol. 2011;227(1):10–12. doi: 10.1016/j.expneurol.2010.09.014. [DOI] [PubMed] [Google Scholar]
  • 9.de Vries P M, de Jong B M, Bohning D E, et al Changes in cerebral activations during movement execution and imagery after parietal cortex TMS interleaved with 3T MRI. Brain Res. 2009;1285:58–68. doi: 10.1016/j.brainres.2009.06.006. [DOI] [PubMed] [Google Scholar]
  • 10.Weise K, Numssen O, Thielscher A, et al A novel approach to localize cortical TMS effects. NeuroImage. 2020;209:116486. doi: 10.1016/j.neuroimage.2019.116486. [DOI] [PubMed] [Google Scholar]
  • 11.Bungert A, Chambers C D, Long E, et al On the importance of specialized radiofrequency filtering for concurrent TMS/MRI. J Neurosci Methods. 2012;210(2):202–205. doi: 10.1016/j.jneumeth.2012.07.023. [DOI] [PubMed] [Google Scholar]
  • 12.Naruhito H, Takahiro K, Takako M, et al Proposal for an accurate TMS-MRI co-registration process via 3D laser scanning. Neurosci Res. 2018;144:30–39. doi: 10.1016/j.neures.2018.08.012. [DOI] [PubMed] [Google Scholar]
  • 13.马懿, 谢若曦, 郑重, 等 实时交互式经颅磁刺激功能磁共振成像技术的应用与进展. 四川大学学报: 医学版. 2020;51(5):592–598. [Google Scholar]
  • 14.Crowther L J, Porzig K, Hadimani R L, et al Calculation of Lorentz Forces on coils for transcranial magnetic stimulation during magnetic resonance imaging. IEEE Trans Magn. 2012;48(11):4058–4061. doi: 10.1109/TMAG.2012.2202888. [DOI] [Google Scholar]
  • 15.Honrath M, Sabouni A Study of intracranial pressure in human brain during transcranial magnetic stimulation. Conf Proc IEEE Eng Med Biol Soc. 2015;2015(1):6920–6923. doi: 10.1109/EMBC.2015.7319984. [DOI] [PubMed] [Google Scholar]
  • 16.Najib U, Horvath J C Transcranial magnetic stimulation (TMS) safety considerations and recommendations. Neuromethods. 2014;89:15–30. [Google Scholar]
  • 17.王秋良, 杨文辉, 倪志鹏, 等 核磁共振成像技术研究进展. 高科技与产业化. 2013;9(12):46–59. [Google Scholar]
  • 18.Rossi S, Antal A, Bestmann S, et al Safety and recommendations for TMS use in healthy subjects and patient populations, with updates on training, ethical and regulatory issues: Expert Guidelines. Clin Neurophysiol. 2021;132:269–306. doi: 10.1016/j.clinph.2020.10.003. [DOI] [PMC free article] [PubMed] [Google Scholar]
  • 19.Gurler N, Ider Y Z Numerical methods and software tools for simulation, design, and resonant mode analysis of radio frequency birdcage coils used in MRI. Concept Magn Reson B. 2015;45(1):13–32. doi: 10.1002/cmr.b.21279. [DOI] [Google Scholar]
  • 20.Guadagnin V, Parazzini M, Fiocchi S, et al Deep transcranial magnetic stimulation: modeling of different coil configurations. IEEE Trans Biomed Eng. 2016;63(7):1543–1550. doi: 10.1109/TBME.2015.2498646. [DOI] [PubMed] [Google Scholar]
  • 21.Rastogi P, Tang Y, Zhang B, et al. Transcranial magnetic stimulation: comparison of 15 coils with 50 MRI derived head models// 2018 IEEE International Magnetic Conference (INTERMAG). Singapore: IEEE, 2018. DOI: 10.1109/INTMAG.2018.8508173.
  • 22.魏孔炳, 逯迈, 董绪伟, 等 磁刺激八字线圈变形对空间磁场与感应电场分布的影响. 中国生物医学工程学报. 2014;33(4):425–431. doi: 10.3969/j.issn.0258-8021.2014.04.06. [DOI] [Google Scholar]
  • 23.熊慧, 景昭, 刘近贞 新型经颅磁刺激三层-8字形线圈的结构设计. 浙江大学学报(工学版) 2021;55(4):793–800. [Google Scholar]
  • 24.Lu M, Ueno S Computational study toward deep transcranial magnetic stimulation using coaxial circular coils. IEEE Trans Biomed Eng. 2015;62(12):2911–2919. doi: 10.1109/TBME.2015.2452261. [DOI] [PubMed] [Google Scholar]
  • 25.Lu M, Ueno S Comparison of the induced fields using different coil configurations during deep transcranial magnetic stimulation. Plos One. 2017;12(6):e0178422. doi: 10.1371/journal.pone.0178422. [DOI] [PMC free article] [PubMed] [Google Scholar]
  • 26.Rush S Current distribution in the brain from surface electrodes. Anest Analg Curr Res. 1968;47(6):717–723. [PubMed] [Google Scholar]
  • 27.Gabriel S, Lau R W, Gabriel C The dielectric properties of biological tissues: III. Parametric models for the dielectric spectrum of tissues. Phys Med Biol. 1996;41(11):2271–2293. doi: 10.1088/0031-9155/41/11/003. [DOI] [PubMed] [Google Scholar]
  • 28.Wessapan T, Rattanadecho P Numerical analysis of specific absorption rate and heat transfer in human head subjected to mobile phone radiation: effects of user age and radiated power. J Heat Trans-T ASME. 2012;134(12):121101. doi: 10.1115/1.4006595. [DOI] [Google Scholar]
  • 29.Pennes H H Analysis of tissue and arterial blood temperatures in the resting human forearm. J Appl Physiol. 1948;1(2):93–122. doi: 10.1152/jappl.1948.1.2.93. [DOI] [PubMed] [Google Scholar]
  • 30.Makarov S N, Noetscher G M, Raij T, et al A quasi-static boundary element approach with fast multipole acceleration for high-resolution bioelectromagnetic model. IEEE Trans Biomed Eng. 2018;65(12):2675–2683. doi: 10.1109/TBME.2018.2813261. [DOI] [PMC free article] [PubMed] [Google Scholar]
  • 31.蔡忠祥, 逯迈. 磁感应热疗作用于胆管癌模型热场分布的研究. 生物医学工程学杂志, 2021, 38(3): 528-538, 548.
  • 32.Crowther L J, Porzig K, Hadimani R L, et al Realistically modeled transcranial magnetic stimulation coils for Lorentz force and stress calculations during MRI. IEEE Trans Magn. 2013;49(7):3426–3429. doi: 10.1109/TMAG.2013.2247578. [DOI] [Google Scholar]
  • 33.Yau J M, Jalinous R, Cantarero G L, et al Static field influences on transcranial magnetic stimulation: considerations for TMS in the scanner environment. Brain Stimul. 2014;7(3):388–393. doi: 10.1016/j.brs.2014.02.007. [DOI] [PMC free article] [PubMed] [Google Scholar]
  • 34.Ilmoniemi R J, Ruohonen J, Karhu J Transcranial magnetic stimulation-a new tool for functional imaging of the brain. Crit Rev Biomed Eng. 1999;27(3-5):241–284. [PubMed] [Google Scholar]
  • 35.Brix G, Seebass M, Hellwig G, et al Estimation of heat transfer and temperature rise in partial-body regions during MR procedures: an analytical approach with respect to safety considerations. Magn Reson Imaging. 2002;20(1):65–76. doi: 10.1016/S0730-725X(02)00483-6. [DOI] [PubMed] [Google Scholar]

Articles from Sheng Wu Yi Xue Gong Cheng Xue Za Zhi = Journal of Biomedical Engineering are provided here courtesy of West China Hospital of Sichuan University

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