一种用于活化神经和/或肌肉的装置技术领域
本发明涉及通过磁感应进行神经细胞和肌肉活化的装置和方法，以及具体涉及包括动磁铁的装置。该公开的装置还可能具有其它的治疗、医学和工业的应用。
背景技术
许多医学治疗，一些用于临床，其他用于试验，涉及神经的活化。最常用的技术是采用在神经附近注入电流的电探针。若干公司出售基于该技术的完全植入的神经刺激器，以治疗各种各样的生理失调，包括：来自背部、腿部或周围神经(神经病)的疼痛，其通过掩蔽具有刺痛感的疼痛来治疗；失禁；运动障碍，包括帕金森病；以及强迫症。尽管这样的电气装置使用很少的电力来产生电压脉冲，但它们是攻击性的，且要求手术室每隔几年进行电池更换。外经皮神经电刺激(TENS)还可以活化表面神经以掩蔽疼痛，但这些装置必须使电流穿透皮肤的阻抗。经皮神经电刺激还用来产生肌肉收缩以用于各种目的，包括防止无法行动的患者的肌肉萎缩症、肌肉特性测试和用于体育的力量训练，但由电流穿过皮肤导致的伤害性受体的活化所带来的痛感限制了这样的应用(请看，例如GondinJ.、CozzoneP.J.和BendahamD.所著的“Ishigh-frequencyneuromuscularelectricalstimulationasuitabletoolformuscleperformanceimprovementinbothhealthyhumansandathletes？”，Eur.J.Appl.Physiol.，2011年，111：2473-2487)。
植入的电气装置的成本、不方便性和感染风险推动了基于磁感应的体外非攻击性的装置的开发。从外部穿透人体的变化的磁通密度依据法拉第定律在人体内产生一电场。有一些公司在出售这样的系统，其通过对一电容器组放电以在相对皮肤放置的一线圈中产生高强度电流脉冲，从而建立随时间变化的磁场。这些系统有严重的缺陷。它们是体积庞大而且昂贵的装置，因此它们要求在临床使用。高强度电流引起线圈中的高电阻性发热。如果使用高脉冲重复频率，需要穿过线圈的泵浦液体冷却，这样增加了复杂性。一些商业系统在具有液体冷却下可承受高至100Hz，但仅在完整振幅的一小部分处(例如30％)。这是相比一般地高至300Hz的最大人类神经放电频率(nervefiringrates)的较低频率。神经脉冲串的突触后效应与脉冲频率成正比例，因此即使是最好的脉冲线圈系统也无法在一些医学治疗中实现有益的高频和高振幅。2500Hz的交流电经皮剌激曾在俄国运动员的训练中优选采用，虽然有一个研究发现，如果在神经干上施加的话1000Hz为最佳(WardR.所著的"ElectricalStimulationUsingKilohertz-FrequencyAlternatingCurrent"，PhysicalTherapy，2009年，89：181-190)。
移动的永磁体可提供随时间变化的磁场以用于感应神经刺激，该可能性引出一种用以消除脉冲电流系统的缺点的可行的机构。小型的永磁体装置对于患者来说其价格低廉至可带回家保存，意味着无需前往诊所，而他们可无限地使用该装置，并维持其益处。
Ardizzone的美国专利号6648812描述了一种使球形磁体绕两个轴转动的装置，但该专利并未提出神经或肌肉电气活化。参照其专利的由Nikken公司出售的称为“BiaxialPowermag”的装置，以高至1600rpm的转速旋转("Appliedsciencethatisrevolutionary。MagneticBiaxialRotation"，Nikken公司，2007年)。
神经活化的理论建模一般集中在“活化函数”，其为沿平行于轴突的电场分量的轴突的梯度(实例请看由HolsheimerJ.所著的“Principlesofneurostimulation”，ElectricalStimulationandtheReliefofPain的第3章，PainResearchandClinicalManagement，15卷，Ed.SimpsonB.A.，ElsevierScience，2003年)。轴突由含有隔离的髓鞘片段的薄膜围绕，并被离子通道集中的郎飞结中断。活化函数在对应横跨膜电位的变化率的“电缆方程”中为关键的驱动条件(实例请看NagarajanS.S.和DurandM.D.所著的"AgeneralizedCableEquationforMagneticStimulationofAxons"，IEEETrans，onBiomed.Engineering，1996年，43卷，304-312页)。在简化的条件中，沿轴突的电场梯度引起轴突内的收敛的离子流，因为当轴突为隔离时轴突内的电离子大部分被其薄膜俘获，例如，直到神经活化和离子通道打开。在神经外部的组织中堆积的电荷少得多，因为在那里可形成循环电流(虽然有来自跨越皮肤的零垂直电流的边界条件的限制)在神经中积累的电势是其改变的平均速率和其持续时间的乘积。因此应该考虑电场梯度乘以其持续时间的积。需要寻求这样的动磁体结构，其将沿神经纤维建立足够高的电场梯度和持续时间的乘积，以刺激神经动作电位。
有可能的是，高电场梯度还可能直接地产生肌细胞膜的活化，亦即没有首先活化神经。骨骼肌纤维薄壁(或肌纤维膜)为电活性的，其沿修长的肌肉纤维传导动作电位(例如请看，KeynesR.D.和AidleyD.J.所著的NerveandMuscle第三版，剑桥大学出版社，2001年)，并且该薄壁可以由沿肌肉纤维的电场梯度以对神经纤维类似的方式进行刺激。
一些研究发现，通过曲率引入沿着神经的电场分量梯度(相对于沿屈曲神经通路的微分)，可以刺激屈曲的神经(例如请看RotemA.和MosesE.所著的"MagneticStimulationofCurvedNerves"，IEEETransonBiomedicalEngineering2006年，53(3)卷，414-420页)在神经中的这样的弯曲处，需要高电场振幅而不是高电场空间(即相对于固定空间坐标)梯度(例如请看MaccabeeP.J.、AmassianV.E.、EberleL.P.和CraccoR.Q.所著的"Magneticcoilstimulationofstraightandbentamphibianandmammalianperipheralnerveinvitro：locusofexcitation"，J.Physiology，1993年，460卷，201-219页)。
在本说明书中参考的任何在先出版物(或源出于其的信息)或参考的任何已知的事实，并不且不应该视为承认或认可或任何形式的建议该在先出版物(或源出于其的信息)或已知事实构成本说明书所涉及的应用领域的公知常识的一部分。
发明内容
本发明旨在提供磁体的结构，典型地是永磁体的结构，当其以高速旋转时，沿一神经纤维建立足够时长的高电场分量梯度，以活化神经。本文公开的磁性结构一般地采用多个磁体，其放置和对准为，以使由该磁体产生的电场梯度全部结合在某一位置(或多个位置)，以建立足够大的总量在该位置实现神经活化。在该点的电场梯度随时间按正弦曲线振荡，且神经活化在负电场梯度的一时间间隔后出现，其足以触发神经动作电位。
本发明的中心在于建立能够刺激直神经的具有高电场梯度的结构，同时该结构的特征还在于高电场振幅，其可有利于刺激神经的弯曲的位置。
本发明还旨在提供，通过该结构的磁体和线圈中的电流的相互作用使该磁体结构产生旋转的方法，该线圈围绕固定外壳并包围该磁体结构。相比使用独立于磁体结构的电动机，例如使用电动机和磁体结构，其每一个均具有它们自己的一对轴承且它们的转轴由一联接器连接，使用本发明的方法紧凑得多及机械上更稳定。
在一个广泛的形式中，本发明提供了一种装置，其包括由一个或多个磁体组成的可转动的结构，其中该由一个或多个磁体组成的结构的旋转，在围绕该装置的一空间体积内产生电场或产生邻近于该装置的电场。
在一个形式中，该由一个或多个磁体组成的结构包括第一磁体，其设置为邻近于第二磁体。
在进一步的形式中，第一磁体和第二磁体为圆柱形的且径向地励磁。
在另一形式中，第一磁体的磁化方向对准为反向平行于第二磁体的磁化方向。
在一个形式中，该由一个或多个磁体组成的结构包括一四极的磁体机构。
在另一形式中，由一个或多个磁体组成的结构包括：第一磁体和第二磁体，其中第一磁体和第二磁体为圆柱形的且径向地励磁，第一磁体和第二磁体的磁化方向对准为反向平行；以及，由两个实质上为半圆的半部构成的磁性盘片，该两个半部以相反的方向轴向地励磁，其中该盘片置于第一磁体和第二磁体之间。
在另一形式中，由一个或多个磁体组成的结构包括：呈实质上的半圆棱柱形状的第一磁体，以及呈实质上的半圆棱柱形状的第二磁体，第一磁体和第二磁体以相反的方向轴向地励磁。
在另一形式中，该由一个或多个磁体组成的结构包括：呈实质上的半圆棱柱形状的第一磁体，以及呈实质上的半圆棱柱形状的第二磁体，第一磁体和第二磁体以相反的方向径向地励磁。
在一个形式中，该由一个或多个磁体组成的结构包括单个径向地励磁的圆柱形磁体。
在一个形式中，该由一个或多个磁体组成的结构包括第一组四个交替的磁极，其设置为围绕该结构的旋转轴。
在进一步的形式中，该装置包括第二组四个交替的磁极，其设置为围绕该结构的旋转轴，第二组设置为与第一组相邻，以使第一组磁极的极性与相邻的第二组磁极相反。
在另一形式中，该由一个或多个磁体组成的结构设置在一外壳内的旋转部件上，该旋转部件相对于外壳可转动。在另一形式中，该由一个或多个磁体组成的结构装入一外壳内。在一个形式中，该装置产生一电场，其沿一直线的分量沿着该直线具有高梯度。
在另一形式中，该装置产生一电场，其沿一直线的分量沿该直线方向倒置，致使占电场振荡周期的一半的电场分量沿该直线朝该电场分量消失的点收敛，而占电场振荡周期的另一半的电场分量从该点发散。
在一个形式中，该装置产生能够活化一神经的电场。在另一形式中，该装置产生能够直接活化一肌肉纤维的电场。
在一个形式中，该电场用于提供一治疗效果。在一个形式中，该装置包括至少两个线圈，其围绕该由一个或多个磁体组成的结构，该至少两个线圈的每一个设置为接收电流并从而产生一相关的磁场，该至少两个线圈的磁场配合以和该磁体结构的磁场相互作用，以使该由一个或多个磁体组成的结构旋转。
在另一形式中，该装置包括三个围绕该由一个或多个磁体组成的结构的线圈，该三个线圈设置为接收三相交流电。
在一个形式中，该装置包括三个线圈，其每一个相对于该可转动结构的旋转方向的跨距大约为120度，该线圈中的两个相对于该装置的旋转轴置于该可转动结构的一端，且第三个线圈相对于该装置的旋转轴置于另一端，其中该三个线圈实质上相对于旋转轴设置在该可转动结构的第一侧。
在另一形式中，该由一个或多个磁体组成的结构包括至少一个永磁体。
在另一形式中，该由一个或多个磁体组成的结构包括至少一个电磁体。
在进一步的形式中，该装置的尺寸定制为用于手持。
在进一步的形式中，该装置为一神经刺激/活化装置。
在另一形式中，该装置为一肌肉剌激/活化装置。
在一个形式中，该由一个或多个磁体组成的结构以超过10000转/分钟的速度旋转。
在另一形式中，支承轴承位于外壳内，且该轴承的外圈固定至随外壳旋转。
在一个形式中，本发明提供了一种在对象上产生治疗效果的方法，该方法包括将根据上述任何一个形式的装置置于一位置，其中该装置的由一个或多个磁体组成的结构的旋转所产生的电场贯穿该对象。
在一个形式中，该治疗效果用于提供疼痛的治疗、产生局部高热、辅助伤口愈合、提供神经再生、提供肌肉调理、增加血流量、加热组织，和/或提供性刺激。
在另一形式中，该治疗效果包括对象的神经活化。在进一步的形式中，该治疗效果直接地包括对象的肌肉活化，或间接地通过神经的活化来对肌肉活化。
在一个形式中，本发明提供一种获得关于对象的神经或肌肉的诊断信息的方法，该方法包括将根据上述任何一个形式的装置置于一位置，其中经由该装置的由一个或多个磁体组成的结构的旋转所产生的电场活化对象的神经和肌肉的二者之一。
在一个形式中，本发明提供了用于对象的神经活化的方法，该方法包括将根据上述任何一个形式的装置置于神经的邻近，以及旋转该由一个或多个磁体组成的可转动结构，以产生足够量值和/或梯度的电场来活化神经。
在进一步的形式中，本发明提供了用于阻塞沿对象神经的神经动作电位的通路的方法，该方法包括将根据上述任何一个形式的装置置于神经的邻近，以及旋转该由一个或多个磁体组成的可转动结构，以产生足够量值和/或梯度的电场来阻塞神经动作电位的通路。
在一个形式中，该由一个或多个磁体组成的结构以第一速度旋转，该第一速度低于将要活化神经的活化速度，但高于产生足够量值和/或梯度以阻塞神经动作电位通路的电场所需的最小速度。
在一个形式中，本发明提供了用于跨越皮肤传输电力的方法，该方法包括将根据上述任何一个形式的装置置于皮肤的邻近，在皮肤下，设置有对应该装置的具体磁性结构的适当成形的线圈以接收由该装置产生的电场。
在进一步的广泛的形式中，本发明提供了一种用于在对象上产生治疗效果的方法，其包括旋转与对象相邻的由一个或多个磁体组成的结构，以使电场贯穿该对象。
在一个形式中，该治疗效果包括活化对象的神经或肌肉。
以下将旋转的磁体结构称为转子。
附图说明
现参照附图对本发明的若干实施例进行描述，其中：
图1所示为曲线图，其分析了由Davey.、LuoL.和RossD.A.所著的"TowardFunctionalMagneticStimulation(FMS)TheoryandExperiment"(IEEETransonBiomedicalEngineering，41卷11号，1994年11月，1024-1030页)的表格II和III中的实验结果，在穿过两个不同尺寸的环形磁芯的非洲牛蛙的坐骨神经活化上，其中的水平轴为电流频率而垂直轴为临界电场梯度除以频率的比值；
图2a为本发明的优选实施例的示意图，其设计为两个磁体“双极”结构，主要是为了对准至与转子轴平行的神经纤维，该神经纤维显示为贴近组织表面且平行于皮肤地行走，磁化向量显示为开头箭头记号且关键的电场矢量显示为实心头箭头记号；
图2b描述了用于图2a的磁结构的可能的轴承机构的横截面，其还适用于下文描述的其它磁结构；
图2c为本发明的优选实施例的示意图，其用于活化垂直于转子轴的神经，其显示了当以开头箭头记号显示的磁化方向向量为水平的，以及紧贴近于转子中部之下以实心箭头记号显示的垂直电场处于其峰值的时刻；
图3为曲线图，其显示对应峰值平行电场梯度除以频率的优选实施例，与转子轴的间距的相关性，其指出在Daveyetal.(ibid.)的表格II中报告的该比值对应500Hz和1000Hz超过阈值的位置；
图4为根据本发明的第二实施例的示意图，其设计成更有效地活化对齐垂直于转子轴的神经纤维，而转子轴与皮肤平行；
图5a为本发明的第三实施例的示意图，其包括两个轴向的励磁半圆柱形磁体，其磁化方向向量如开头箭头记号所示；图5b为本发明的第四实施例的示意图，其包括两个沿径向相对的励磁半圆柱形磁体，其磁化方向向量如开头箭头记号所示；
图6为本发明的第五实施例的示意图，其包括转子轴垂直于皮肤和神经纤维的“四极”结构，其磁化向量如开头箭头记号所示且关键电场矢量如实心头箭头记号所示；
图7描述了绕图2的转子周围以使其产生转动的绕组结构；
图8描述了本发明的第六实施例，其具有轴平行于神经的单磁体结构，其磁化向量如开头箭头记号所示且电场矢量如实心头箭头记号所示；
图9描述了本发明的第七实施例，其具有轴垂直于神经的单磁体结构，其显示了可能的三相线圈结构，磁化向量如开头箭头记号所示且电场矢量如实心头箭头记号所示；
图10描述了本发明的第八实施例，其包括“八磁极”结构，其围绕旋转轴的每一端具有四个交替的极，且该极在两个轴端处为异极性的，一个可能的磁化向量配置如开头箭头记号所示且电场矢量如实心头箭头记号所示；
图11描述了本发明的第九实施例，其包括围绕旋转轴的四个交替磁极的结构，具有轴平行于神经的单磁体结构，一个可能的磁化向量配置如开头箭头记号所示且电场矢量如实心头箭头记号所示；
图12为根据本发明的一个实例的一个外壳实例的图。
具体实施方式
在Daveyetal.(ibid.)的实验中，非洲牛蛙的坐骨神经由两个不同尺寸的承载正弦电流的铁磁性环形磁芯穿过，且对应神经活化的临界电场梯度被制成表格。为包含电场的持续期间的效应，具有指导性的是检查临界电场梯度除以频率的比值。图1显示了该比值在100Hz到10000Hz之间变化很小，但在2000Hz处有一最小值，在该处临界值在1至2V/(mHz)的范围。
如果忽视组织边界及电阻率的其他改变，由旋转的磁体产生的电场可从向量磁位的负时间导数判定，向量磁位使用例如具有零散度的库伦计量来确定。对于大部分的永磁性材料，其向量磁位可基于围绕永磁体的等效表面电流由毕奥萨伐尔定律(BiotSavartLaw)判定。这是对应例如高顽磁钕铁硼磁体的良好的近似，该磁体具有接近于例如空气的均一性的相对微分导磁率。以下公开的永磁体结构为沿着向量磁位一分量的线具有较陡梯度的具体的结构，其中向量磁位沿着该线，以及进一步，当该结构绕某些轴旋转时该梯度倒置正负号。于是，在转动期间，沿线的向量磁位梯度的负时间导数(与沿线的电场梯度相等)在向量磁位梯度倒置的瞬间具有一最大值。
对于任何旋转的磁性结构，电场的振幅(及其空间梯度)与转动频率成正比地增加。因此电场梯度除以频率的比值是恒定的。图1所提供的基于Daveyetal.(ibid.)的实验结果的分析认为，由于神经纤维中的电离子的弥散特性，使2000Hz左右的频率极其合适地用于剌激，若非相对于在旋转的磁体结构中更容易实现的范围在200至1000Hz的频率，临界值不是高得多的话。对于每转一圈产生1个周期的磁通密度变化的磁体结构，200Hz相当于12000rpm，而每转一圈产生2个周期的结构以6000rpm产生200Hz。由此可能需要至少5000rpm以及更可能的至少10000rpm的速度。
图2a显示了一装置的优选实施例的磁性结构，该装置包括两个相邻的圆柱形磁体，每一磁体以相反方向径向地励磁(如成直线的开头箭头记号所示)。环形箭头表示该结构的旋转轴线，其平行于如图2a中所示的位于皮肤下并与皮肤平行的将要活化的神经纤维。图2a中未示出的是支承转子的轴承，以及用于支承轴承并可选地用于固定如下所述的线圈绕组的固定的外壳。如图2a描述，该转子具有延伸自每一端的短轴，在该端部上可固定滚柱轴承的内座圈，外圈固定至外壳(未显示)。该轴可以是在磁体结构的每一端的外半轴(stubshaft)或通过每一磁体中的孔的单轴。
图2b描述了使图2a的磁性结构可安装在一外壳内的可能的机构。显示有由一些高强度材料制成的(例如因康镍合金或碳纤维或钛铝钒合金Ti-6A1-4V)的圆柱形的包容套筒，其可以施加在磁体结构上，以防止磁体由于其低拉伸屈服强度而在转动期间飞散崩离。某些包容套管可由热收缩来施加。显示有一可能的轴承结构，在其中，包容套筒延伸超过磁体结构的每一端且每一轴承的外圈固定至位于套筒内部的环形圈，该套筒可选地整体连接至封闭磁体端部的板，以将磁体与外界隔离保护。每一轴承的内座圈固定至一固定轴，其自外壳的端部轴向向内延伸。中间层的环形圈提供一轴向面，可以从该轴向面钻掉少量的材料以平衡转子。可替换地，可以设置轴承的尺寸以匹配包容套筒的内径，以及可剔除环形圈。磁体的外径和轴承或中间层套管(如果存在)两者之一的外径可以做成仅仅稍微不同的精确直径，以便包容套筒施加不同的压缩压力于磁体和轴承上。该机构将不需要穿过磁体的孔。轴承应当理想地为非金属以避免固定座圈中的涡电流，而高速全陶瓷轴承为合适的。图2b的外壳显示为其中一侧较薄，该侧将与组织抵靠放置，如此磁体尽可能地贴近神经，而另一侧较厚，以使外壳更强硬。可能的绕组结构的其中一个线圈在图7中示出。展示在图2b的右侧的用于外壳端盖的螺丝或其它紧固机构没有画出。
该外壳为非电传导和非磁性的且可由高质量工程塑料制成，例如腈纶或聚醚醚酮(PEEK)。该轴承和外壳机构将适于下文描述的一些其它的磁性结构，而其仅为可使用的许多可能的机构中的其中一个。外壳和线圈的其它可能的机构具有均匀的外壳壁厚。图2b所示的结构的制造相比更常规的结构稍微更简单，常规结构中的转子具有沿根据图2a的轴线延伸的转轴，后者的常规结构具有的好处是轴承的旋转座圈为更小的半径，由于轴承中的更低的机械应力，更小的半径能使轴承转速稍微更高。
当旋转时，图2a的结构中的每一磁体建立具有高峰值的平行于旋转轴线的在磁体外的中间平面处的电场结构。假设忽略组织边界及其他电阻率的改变，那么电场可从使用计量电位的即具有零散度的向量磁位的负时间导数获得。在图2a中峰值电场矢量显示为实心头箭头记号。在一点处的电场分量随时间以正弦曲线变化且具有与转速成正比的振幅。轴向电场梯度在磁体的端部平面附近具有一峰值。通过以相反的方向并置两个磁体，来自两个磁体的电场梯度在其之间的中间平面叠加，由此使本来对应仅一个磁体存在的电场梯度加倍。
忽略组织边界，对应该结构的峰值电场梯度，已推导一解析表达式(Watterson，未出版)。对于任何的旋转磁体结构，电场梯度和频率的比值与频率无关，但其随着远离磁体结构而下降。图3绘出对应图2的双极的理论比值，其假定为剩磁1.45T的高强度磁体，以及每一磁体圆柱体具有与其直径相同的轴向长度，但这并非是必要的而只是可能的设计尺寸比，使电场梯度仅仅稍微减少的更短的轴向长度是可能的。如图3的水平虚线所示，来自Daveyetal.(ibid.)的表格II的在非洲牛蛙坐骨神经上测量的临界比值，其为图1的下部曲线在具体的频率即对应30000rpm的500Hz和60000rpm的1000Hz处的两个点。结论为，对应30000rpm，距离神经的间隔高至自磁体表面的磁体半径的0.47倍，以及对应60000rpm高至磁体半径的0.63倍，可达到用于神经活化的观察到的临界电场梯度。比如说，对于半径为15mm的磁体，这些间隔分别为7.0mm和9.5mm。允许磁体表面和装置外壳边缘之间的间距为比如说2.5mm，这意味着对应30000rpm和60000rpm之间，神经应活化至皮肤以下4.5mm至7mm的深度。成比例地更大的磁体可用于更深的神经。
图1的来自Daveyetal.(ibid.)的结果的展示提出，提高转速至120000rpm或2000Hz对于神经活化是有益的，这对应图1所示的临界活化曲线中的最小值，机械应力随速度增加而增加，由此一般可取的是其将接受在最佳值以下的减小的速度，以为了抵御机械故障的风险而增加装置的安全性。
上述计算忽略了，由于组织边界(具体地为皮肤)阻挡循环电流以及身体内的其它导电性改变所引起的在组织中神经外堆积的电势。这些影响将减少电场的量，对于暴露于变化磁场的人体的具体部分来说，该减少的量是必须计算的。由MirandaP.C.、HallettM.和BasserP.J.著作的在IEEETrans.OnBiomedicalEngineering，2003年第9号，第50卷，1074-1085页刊登的"TheElectricFieldInducedintheBrainbyMagneticStimulation：A3-DFinite-ElementAnalysisoftheEffectofTissueHeterogeneityandAnisotropy"给出了需要判定这些影响的计算类型的实例，在该实例中为对应脑部的。因为这些影响，当为具体的人体部分计算时，图3提出的神经活化深度很可能被减少。
此外，神经类型和轴突直径之间的活化临界点不同，因此基于牛蛙神经的上述临界值对于人类来说只应当被认为是指示性的，而在人类中的不同的神经该临界值将改变。
图2的磁性结构还建立沿垂直于旋转轴的神经纤维的电场分量，当磁体如图2c所述为水平时，该电场分量在紧贴于磁体之下的磁体之间的平面的交接部上具有峰值。由于电场随着与垂直于皮肤且包含转子轴的平面的距离增加而下降，电场梯度在离该平面的任一侧上的某个距离处存在有一峰值。该峰值也可用于活化神经。因为存在两个磁体，垂直电场本身的峰值的振幅加倍。该高峰值振幅可以对刺激屈曲的神经有用。
图4所示为本发明的第二实施例，其为图2的磁性结构的变体，如前一段落所述，其设计为在从通过转子轴的平面的一偏移距离处增加垂直电场梯度中的峰值。该变体是要增加两个半圆柱的磁体，其在相反的方向轴向地励磁，其置于径向励磁的圆柱体之间。在图4所示的时刻，进入页面，沿着神经纤维的向量磁位分量，处于一最大值，因此在所示的时刻沿着神经的电场分量为零，但是在四分之一的自转周期后，沿着紧贴于磁体下的神经，即在包含转子轴的平面上且垂直于神经纤维处，其将为极大的。从而该结构具有增强的峰值电场以及增强的电场梯度。
由两个轴向励磁的半圆柱体组成的结构也可单独使用，其优选的应用为使轴线与皮肤平行，以通过在装置中部之下的垂直电场中建立峰值来刺激垂直于该轴线的神经，其具有从离开该峰值的振幅衰减的电场中的相关梯度。图5a所描述的为转子，且与图4所示的类似，但没有端部径向励磁的磁体，而具有轴向励磁的且可选地更长轴长的磁体。转子的轴线也可放置为垂直于皮肤，在这种情况下它将在轴线上的一点处产生与皮肤相切的峰值电场。两个半圆柱磁体也会沿平行于它们的如图5b所描述的平面切断面以相反的方向径向励磁。该结构的优选应用是使轴线与皮肤平行，以通过在该装置的中部之下建立轴向电场中的峰值来活化平行于转子轴线的神经，且电场中的相关梯度与电场的离开峰值的振幅衰减关联。可替换地，通过轴线垂直于皮肤，其可沿着任何与组织表面平行且在装置轴线下通过的神经线，建立振荡的逆平行的(antiparallel)收敛的电场，该装置的轴线上具有峰值电场梯度。在图5b的结构的这些应用的任一个中，变化的主频率将为转动频率的双倍，以及更快的时间变化将增加电场振幅并可能使频率更接近于优选的神经或肌肉剌激频率。在该段描述的图5的两个结构与图2a的双极结构一起构成该三种方式，其中圆柱本体可从两个磁体中切割出来，该两个磁体具有连接在一平面上的相反的磁化方向。
如图2和图4所示，可在多个位置实现神经活化的磁体结构上的变体是通过以交替磁体方向重复磁体型式来轴向延伸转子。沿着平行于轴线行走的神经的电场梯度将在磁体对之间的每一接触平面处具有峰值，以及具有所需正负号的峰值，其用于转子相对两侧上的活化。然而，对于图4的结构，如果转子为轴向延伸的、重复径向励磁的磁体和中间轴向对齐的半圆柱磁体的型式，则垂直于转子轴线的不同的神经可以通过该转子活化。半圆柱磁体可省去，但他们增加用于垂直神经的电场梯度振幅。
图6显示了本发明的第五实施例的磁性结构，包括由四个直角扇形磁铁组成的机构，其轴向励磁且极性交替地放置于铁磁性的垫板上，该垫板可由铁磁性的钢制造，例如低碳钢或带磁性的等级的不锈钢。该磁体不必是完全的直角，例如他们可以是环形的，但对于完整的扇区，感应的电场是最强的。该铁磁性板具有若干显著的优点，列举如下：其阻挡磁通量泄漏至远离组织的该板的后面的区域；其增加神经所在的组织内的磁通密度；以及其为磁体提供支承机构。对于更深的磁体该铁磁性板不必使用。可使用一种更复杂的由更多磁体扇区组成的“哈尔巴赫阵列(Halbacharray)”，其还是建立从装置底部平面形成的四极的场。为避免位于转子和神经之间的轴承座圈，两个轴承均可置于磁体结构上方的转轴上。包容套管应围绕磁性结构，否则如果磁体拉伸强度较弱的话可能会破裂并向外飞散。
对于通过该磁性结构的中线的神经，来自转子任一边的电场相等，并在两个磁体象限的中部位于该神经上方的时刻相反。在图6中该电场矢量画成实心头箭头记号。如此在中心线的点上建立电场梯度中的峰值，相比仅仅那些两个磁体象限中的一个单独起作用的情况，其为双倍。电场振荡的频率也是双倍于转动频率，这样使它可在一较低的转速处更靠近在图1中实现的最佳值2000Hz的频率，或在60000rpm处达到2000Hz。
如果没有铁磁性的垫板，该四极结构的另一个有益的特征为，忽略不计组织边界和电阻率均一性，单独由旋转磁场引出的电场仅位于垂直于旋转轴线的平面内。对于皮肤表面接近于装置邻近平面的组织宽阔区域，皮肤表面不会阻挡由该装置产生的电流，因为电流位于平行于皮肤的平面中。因此，对于该结构，由基本为平面的局部组织边界引起的电场减少更少。同样的优点适用于任何的磁体结构，其中当旋转轴线垂直于皮肤时，该磁体全部平行于结构的旋转轴线的方向励磁。铁磁性垫板的存在可能在表面上再引入一些垂直的电势梯度。
另一与图6有关的磁性结构在轴线的任一侧也具有同样的极性磁体，并在轴线上提供双倍的电场梯度，其为具有8个轴向对齐的磁体扇区的磁性结构。这是用于活化的另一可能的结构，但相比图6的四极结构，其进入组织的磁场贯穿深度被减少。
有可能的是，通过一单独的轴向偏离该磁性结构的回转电动机旋转上述的每一磁性结构。然而这可能有若干缺点。首先，该装置会轴向上比单独的磁体结构更长。第二，对于图2和图4的轴向地细长的结构，电机和磁体结构均分别需要他们自己的轴承对，且在转子的转轴之间必须设置联接器，其将产生一些机械损耗并易于出现故障。第三，再一次对于这些及其他在磁体结构中没有用到铁芯的结构，如果在附近设置有包含铁磁性零件的电动机，那么那些零件可能吸走来自磁体结构的磁通量、扰乱结构磁场，以及在电机的任何固定的金属零件中产生涡流损失。本文公开的可替换的方案为，用于神经活化的磁体结构的磁体通过他们自己与线圈中的交流电的相互作用来被驱动旋转，该线圈适当地围绕磁体结构放置。那些电流产生与磁性结构的磁场相互作用的磁场(依据安培定律)以引起磁性结构转动。可以使用许多可能的各种复杂度和效率的线圈机构，以下描述其中的一些。
转动转子所需要的转矩较小，因为唯一的外部载荷转矩与在组织中由于其小导电性而产生的小涡流损耗相关联。其它损耗转矩是，那些由转子上的空气阻力、轴承损耗以及线圈绕组本身的涡流损耗产生的损耗转矩。可以通过使用精绞合的“李兹(Litz)”线材来将后者最小化。金属或其它导电材料不应该接近装置，因为在该导电材料中可能产生涡电流。总损耗一般地在足够低的1至30w的范围内，从而该装置可由小电池驱动，使该装置容易携带。这比脉冲线圈装置的功率小得多，例如由丹麦的MagVentureA/S制造的MagProX100要求峰值功率2300w(“MagProX100WithOption，TechnicalData”，MagVentureA/S，2007年10月)。
图7以示意图显示一个可能的线圈结构，其适用于优选实施例以及第二实施例的磁性结构。设置有由三相交流电馈送的三个线圈，其中电流相位彼此位移120电角度。因为转动转子所需的转矩非常小，线圈不必非常厚。然而，理想地线圈不应该位于磁体表面和神经纤维之间的间隙，因为由此会增加它们的间隔。图7公开的线圈结构为一个这样的结构，全部线圈远离神经纤维上方的条带。每一线圈为完全相同的且至其边缘跨越大约120度的角向弧线。两个线圈作用于磁体中的一个且第三个线圈作用于另一个磁体。在图7的每一线圈中所示的是三匝，但这是示意的，线圈可以有更多或更少的匝数，选择的数目为配合在最高转速所需的逆变器电压。双层的线圈可用来使进线的导体避免跨过其它匝。
上述磁体结构和线圈构成“无铁”无刷永磁电动机。在常规电动机中，叠层的硅钢“轭铁”将磁通量保持在电机内。该电动机没有包含这样的钢，且磁场同时贯穿配置在壳体中的围绕转子的线圈绕组和神经所在的组织。可以在转子远离神经的一侧上面放置叠层的或软磁性复合材料的弧形部件。然而，除了带来高“铁损”，在铁芯和磁体之间将存在高的引力，其将磨损轴承而引起轴承损耗，且在磁体和铁芯之间还有振荡的“齿槽效应转矩”。
对于第五实施例，可以在外壳中于皮肤和四极结构之间置入三个平面三角形线圈。由于这将稍微增加神经至磁体的间隔，可替换的方案是在磁体结构外放射状地放置三或六个线圈，以为了提升从每一磁体象限穿出或返回至铁磁性垫盘的磁通量。然而，该磁通密度弱得多，因此，要么对于那样的线圈定位，铜欧姆损耗更高，要么可使用更厚的线圈。
类似于第一和第二实施例，在磁极之间的转子的端部处的磁通量可以集中在轴向地置放于转子上方的线圈中。然而，由于轴承的存在使那里的空间有限，且那里的通量密度也是较弱的。
三相逆变器可驱动线圈中的电流。逆变器应该置放为离装置有足够的间距，以避免涡电流。理想地，使用的逆变器应为无须传感器的开关类型以避免增加传感器来检测转子角。可以在逆变器增加对应每一相位的电感器，以消除线圈绕组的电感太低的问题，否则意味着在开关频率处存在高电流纹波。
有很多其它可能的拓扑结构，用于对本技术领域人员显而易见的电动机线圈设计。此处所示的线圈全部为“短节距”的，其是有利的，因为他们为非复叠的。一类可替换的线圈结构为那些使用“全节距”线圈的，其链合尽可能最大的磁通量，但这些结构会需要复叠的端部绕组，其将增加线圈绕组的径向厚度。另一类的可替换的拓扑结构为那些仅仅具有两个相隔90度的线圈，以建立二相绕组。
尽管以上已描述具有多个磁体的磁性结构，其中该磁体组合起来以在一点处增加电场梯度，但旋转的单个磁体和围绕其的无铁线圈结构也可以提供神经活化。
图8显示了本发明的第六实施例的磁性结构。在该实施例中，径向励磁的单个圆柱形的磁体绕一轴线旋转。如图8所示，该结构的优选应用为使轴线平行于皮肤下的神经。在所示的磁体之下电场具有峰值，且在每一磁体端部平面的邻近，电场梯度具有峰值。尽管电场梯度为在图2所示实施例的中间平面处的一半，但实现了仅具有一个磁体的构造上的简化。这样增加的速度可以使电场频率更接近神经的最理想的活化频率，其可补偿电场下降。神经也可对准为垂直于转子轴线并对准为在磁体端部平面中，在这种情况下电场梯度将稍微低于图4的第二实施例的一半。有许多适用于该单个旋转磁体的可能的无铁线圈绕组结构。图7的线圈绕组为其中一种不涉入神经和磁体之间的间隙的线圈绕组，但在图7中，有这样的线圈，其本身轴向移位而覆盖其它两个线圈。
图9显示了本发明的第七实施例的磁性结构。在该实施例中，单个径向励磁的圆柱形的磁体绕垂直于皮肤的轴线旋转。沿着神经的电场分量在轴线上具有峰值，且电场梯度在每一方向沿着神经的两点处具有峰值。如图所示，可能的三相绕组围绕磁体。仅显示了每一线圈的一匝，但是如上面有关图7所描述，可以使用多匝。
图10描述了本发明的第八实施例的磁性结构。该实施例的类型与图2的相似，但在该结构的每一轴向的端部设置有4个交替的磁极，而不是两个。在转子的两个端部处，相对于轴线的任何角度，磁极均为相反的，如图10所示，这样以图2a所描述的同样方式建立收敛的电场矢量。每一端部的4个磁极可以由各种不同的磁体的布置来建成。图10提出的一个布置为，将4个形状分别为圆柱体的1/4的磁体结合，并使他们的磁化方向彼此之间旋转90度。该磁体可以安装在铁磁性的圆柱形转轴上。另一个在一端部建立4个磁极的布置为，如图5b所示，仅仅包括两个径向励磁的磁体，而该布置还建立4个磁极，每一个围绕轴线跨越90度，如此它们在磁极附近的位于磁体的断面的任一侧处具有更高的磁通密度。再另一个布置为，由楔形磁体组成的“哈尔巴赫(Halbach)”阵列建立四极结构。本发明的第八实施例可按轴线与皮肤平行来使用，如图10所示，其可以在装置的中间平面处通过由轴向电场的收敛所形成的高电场梯度来刺激与轴线平行的神经，或其可以通过与电场衰减关联的电场梯度刺激垂直于轴线并位于装置的中间平面的神经，其中该电场梯度与远离紧贴于装置之下的垂直电场峰值的电场衰减关联。该实施例可具有的优点为，神经将经历双倍频率的激励，双倍频率可让其更接近更高的最佳激励频率，例如，与优选实施例作比较，图1提出的2000Hz劣于该结构的缺点是至相邻人体内的电场穿透深度将更低。
图11描述了本发明的第九实施例的磁性结构，其中围绕可旋转的结构的旋转轴设置有4个交替极性的磁极(在一个实例中每一电极构成圆柱体的四分之一，然而，应注意每一电极不必相对于转动方向跨越90度)。该实施例与图10的第八个实施例相关，其简化为仅包括如图10的结构的一个端部。图5b的结构也可以考虑为该类型，只要其具有围绕轴线的四个磁极，而在位于磁体的断面任一侧的磁极附近具有更高的磁通密度。第九实施例可以刺激平行于轴线，或垂直于轴线并靠近装置的端部平面的神经。该实施例将只有第八实施例的电场梯度的峰值的一半，但其具有更短和更容易制造的优点。
有许多其它可能的能够在旋转时沿线产生高电场梯度磁体结构，而以上仅描述了更有效和容易构造的结构中的一些。在附图中已经显示具有圆柱形周界的转子，因为要满足包容套筒的热收缩所需的精确尺寸的话，这些构造更简单。然而，可以使用其它的周界形状。仅仅轴对称的且绕他们的对称轴旋转的磁体结构是无论如何也无法产生电场梯度的。
虽然本文公开的装置的目的是为了活化神经细胞，但有若干可能的可选治疗应用。当本文公开的装置在远处按一定频率运行并作用于神经，以致电场梯度对应该一定的频率低于用于神经活化的临界值时，该装置可能反而阻挡沿着神经的作用电位的通过。照此该装置可用于阻挡疼痛信号，这样对于许多疾病(例如背部损伤和周边神经病变)的患者会有大大的好处。通过以交错的时间点产生峰值电场梯度建立多个触发位置的磁性结构在那样的应用上会是优越的。另一可能的应用是高热症；对于旋转至非常高的速度的更大的磁性结构，在组织中将会有足够的涡电流以对其加热。其它可能的有益效果可包括血流量增加、伤口愈合、神经再生、性刺激和肌肉调理。该装置还可以直接地活化肌肉纤维，其引起肌肉收缩而没有中介的神经刺激。该装置还可以用来获得关于一受体的神经或肌肉诊断信息。
本文公开的装置的进一步可能的医学应用是经皮能量传输系统(TETS)。植入体内的适当形状的线圈可以接收由设置在体外的装置在体内产生的电场，从而提取电力以用于例如人造心脏的植入装置。
在医学应用外，本文公开的装置可用于其它需要电场或电场梯度穿透至一体积内或一体积的表面上的用途。
实例1
构造了根据图2a的双极结构原理的优选实施例的装置。图12显示了该装置的外壳。使用了由烧结的钕硼铁制成的具有1.45T剩磁的磁体，每个具有均为30mm的直径和轴长。Ti-6AI-4V的包容套筒以热收缩工艺加至磁体上。该装置在转子的每一端部使用外半轴，全部陶瓷轴承由氧化锆制成。线圈绕组为图7公开的类型，每一线圈具有3匝，由铜的李兹线(Litzwire)制成。该线圈设置在内套筒的外表面上的槽穴中，该内套筒通过三维印刷由ABSPlus材料制成。该内套筒被插入至由聚碳酸盐制成的更厚的外套筒中，外套筒通过螺丝紧固至聚碳酸盐外壳端板，聚碳酸盐外壳端板包括外轴承座。该外壳在其一侧从轴线偏移18mm处被切裁成一平面表面。使用来自无线遥控玩具市场的一小型的商业用无传感器无刷直流电动机电子速度控制器来驱动电动机。该控制器的启动算法要求修改以适合转动惯量，且转轴上需要初始的机械扭转。在每一相位添加52微H的电感器以平稳相位纹波电流。经过测试，该装置对应1015Hz可高至60900rpm，但一般运行至930Hz并需要9.24V的直流供电。所需的总输入信号总输入功率大约为3X10-5W/Hz2，例如500Hz时为7.5W，功耗主要来自于风阻损失和轴承吸收损耗，由于转子不平衡所致的额外轴承负荷，轴承吸收损耗可能更高。
根据悉尼科技大学的动物保护和伦理委员会批准的协议，开展了将该装置用于6只蔗蟾蜍(海蟾蜍)的坐骨神经和小腿三头肌的首轮的生理学测试。将典型长度为60mm的神经和典型长度为30mm的附着肌肉置于内尺寸为85x85x35mm、底盘厚度为0.6mm、填充有深度为10至20mm的ToadRinger溶液的矩形有机玻璃浴池中。通常所述神经元素通常，通过调整捆绕于神经切除端和围绕肌肉端处的致命弱点(Achilles'heel)的线，使神经放置得尽可能的低。剌激以肌肉收缩为标志。通常，双侧胶带将浴池保持在装置平面表面之上，然而在一个测试中，该浴池通过线提升至刚刚离开表面，在排除震动的因素后，仍能证实剌激。由于从神经-肌肉解剖的时间，以及神经的高度，蟾蜍之间的结果有相当大的不同。以下是一些观测结果。
首先，看到的一些肌肉收缩显然是由于直接的肌肉剌激，对于在频率低至180Hz(四舍五入至最接近的10Hz)，在与轴线平行对齐的装置中心处的肌肉是最容易的。该剌激发生于坐骨神经被提升离开装置时。小的肌内神经可能被刺激，但在一个测试中，用药筒箭毒碱(Tubocurarine)以阻挡神经和肌肉之间的神经介质的通过，而收缩仍会发生。
第二，当神经垂直于轴线时于低至240Hz的频率处，以及当神经平行于轴线时于低至770Hz的频率处，在一个神经肌肉中确认有直线神经的剌激。肌肉以离装置8mm的间距垂直放置，且根据当神经移离装置并置于肌肉附近时不发生肌肉收缩，剌激的位置被确认为坐骨神经。在6个受测的神经-肌肉当中的另一个具有成直线的平行神经中，能看到收缩但那些收缩或许是由于肌肉剌激，而不是神经刺激，因为在其它测试中在肌肉更大间距的神经-肌肉上没有发生收缩。在用于成直线的低垂直神经(straightlowperpendicularnerve)的4个受测的神经-肌肉的再一个中，肌肉在其末端水平地离轴线18mm时收缩，或许径向上距离太远而无法直接地刺激，也暗示了用于该神经-肌肉，从而用于具有低垂直神经的4个受测的神经-肌肉中的2个的神经刺激。
第三，看到以二分之一圈捆绕直径为2.9mm的导柱的神经的剌激，且其于低至230Hz的频率处，在导柱中心神经为垂直时，最容易发生。
上文描述了本发明的原理，可以在不违背本发明的范围下对其作出本领域技术人员显而易见的修改。在该说明书的上下文中，单词“包括(comprising)”的意思是“主要包括但不一定仅有”或“具有”或“包含”，而不是“仅由...组成”。单词“包括”的词形变化，例如“包括(comprise)”和“包括(comprises)”，具有相应的各种意思。