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World File Search System磁脑
磁时间干扰用于非侵入性局部脑刺激
摘要 — 过去三十年来，对深层脑区进行非侵入性刺激一直是神经科学和神经调节的主要目标。例如，经颅磁刺激 (TMS) 无法在不激活上覆组织的情况下瞄准脑深层区域，并且空间分辨率较差。在本文中，我们提出了一个新概念，该概念依赖于两个电磁螺线管产生的两个高频磁场的时间干扰。为了说明这一概念，我们制造并优化了定制螺线管，以产生用于啮齿动物脑刺激的时间干扰电场。C-Fos 表达用于跟踪神经元激活。仅受一个高频磁场影响的区域中不存在 C-Fos 表达，表明非目标区域中的神经活动募集无效。相反，受两个干扰以产生低频包络的场影响的区域显示出 c-Fos 表达的强烈增加。因此，这种基于磁时间干扰螺线管的系统提供了一个框架来执行进一步的刺激研究，以研究它与传统 TMS 系统相比可能带来的优势。索引词——磁刺激、磁干扰、螺线管、非侵入性、大鼠。
用于电子靶向脑刺激的多点经颅磁刺激系统
方法：我们设计并制造了一个平面 5 线圈 mTMS 换能器，以便控制直径约为 30 毫米的皮质区域内感应电场的最大值。我们开发了电子设备，其设计由独立控制的 H 桥电路组成，可驱动多达六个 TMS 线圈。为了控制硬件，我们编写了在现场可编程门阵列和计算机上运行的软件。为了在皮质中感应所需的电场，我们开发了一种优化方法来计算线圈中所需的电流。我们对 mTMS 系统进行了描述，并对一名健康志愿者进行了概念验证运动映射实验。在运动映射中，我们保持换能器位置固定，同时以电子方式移动中央前回上的电场最大值并测量对侧手的肌电图。
三维导电聚合物微纳电极在脑类器官研究中的应用与展望
在脑类器官中[58]。 （f）TPP制造光子晶体微纳米传感单元[59]。 （g）成像在脑类器官中[58]。（f）TPP制造光子晶体微纳米传感单元[59]。（g）成像
磁珠不对称地覆盖的磁珠的推进
特别有用，可将跳动和/或旋转驱动对模仿生物学微晶状体的微动体。开创性的例子是Dreyfus等人建造的游泳者。由一连串的杂志珠束缚在红细胞上。[25]在这里，游泳是以衍生方式诱导的精子，也就是说，通过击败支持弯曲波传播的柔性附属物。自从这一突破以来，已经制造了其他几种生物启发的磁性微晶状体，包括由定制的微型磁铁，软磁复合材料和众多体系结构制成的，其中磁性区域会使非磁性鞭毛/附属物依赖。[13,15,16,20,26–29]越来越多地，正在研究附属物对游泳性能的作用，这表明游泳速度随生物学和合成系统的长度，弹性和中风频率而变化。[15,26,28,30]此外，已经确定，生物微晶状体的集体相互作用非常依赖于耦合的鞭毛（附录）动力学和流动在亚氟lagellum长度尺度上产生的动力学。[30]这些相互作用在本质上被利用以促进性能：例如，小鼠精子形成长列火车以提高其速度。[7,10,30–33]然而，对合成系统的附属物设计的严格控制仍然是征税，当需要纳米级特征时，更是如此。通过Maier等人采用的DNA自我组装是DNA的一种特别有希望的方法。基于DNA瓷砖管束生成合成的鞭毛。[26]将这些束式水力组装成旋转的磁珠时，将水力组装成类似几微米的开瓶器样式确认，以类似于细菌的方式驱动翻译运动。尽管组装技术允许对合成鞭毛的扭曲和刚度进行精美的控制，但它们的长度受到寡聚和不受控制的影响。在这种交流中，我们以Maier等人的工作为基础。使用替代DNA自组装策略DNA折纸。此处，通过单链核苷酸的单链DNA环通过单链DNA低聚物的特定结合以构建定位的纳米级附件，以预先确定的方式折叠。[34–37]我们提出了一种调节附属物覆盖磁珠上均匀或用断裂的对称性的方法。通过时间依赖的磁场摇动这些构建体，我们发现虽然结构完全覆盖了DNA折纸，但在很大程度上表现出了
GIIST_潜在导师名单_博士联合项目_2425.xlsx
类脑计算是借鉴脑科学基本原理，打破 “ 冯诺依曼 ” 架构束缚的新型计算技术。本研究组将从理论和器件两个方向对类脑计算展开协同 研究。 理论方面：研究类脑计算架构、模型和算法，探索基于类脑计算的类脑智能的基础理论；借鉴神经元模型、神经环路传导、神经编码 及认知、学习、记忆、决策等神经机制，逐步建立和完善类脑处理信息处理的数学 / 计算原理和模型；构建类脑计算和智能的统一理论 框架。为类脑计算器件及系统的发展提供理论基础。 器件方面：基于新材料和新技术，研究新型高性能类脑神经器件，解决一致性差、可靠性差、规模化难等痛点；研究基于类脑神经器 件的网络架构，构建大规模阵列，开展外围电路的研发与设计；研究基于新型类脑器件的感知和计算架构，发展感存、存算、感存算 一体系统。
磁刺激作为脑调节和修复的治疗方法：潜在的分子和细胞机制
摘要：神经和精神疾病通常无法治愈，因此创新的非药物治疗，包括非侵入性脑刺激，是令人感兴趣的治疗工具，因为它们旨在触发内在的神经修复机制。一种常见的脑刺激技术是将脉冲磁场应用于受影响的大脑区域。然而，由于使用了许多不同的刺激参数，对磁脑刺激的研究变得复杂。磁脑刺激通常分为两种联系不紧密的方法：（1）临床使用的高强度刺激（0.5-2 特斯拉，T）和（2）实验或流行病学研究的低强度刺激（µ T-mT）。据报道，这两种方法的人体试验都产生了有益的结果，但其背后的生物学原理尚不清楚，因此最佳刺激参数仍然不明确。在这里，我们旨在汇集来自人体、动物和体外研究的关于磁脑刺激生物学的已知信息。我们确定了不同刺激方案的共同影响；展示了不同类型的脉冲磁场如何与神经组织相互作用；并描述其效应背后的细胞机制——从细胞内信号级联，到突触可塑性和网络活动的调节，再到神经回路的长期结构变化。磁生物学的最新进展表明，可以解释低强度刺激对大脑的影响的明确机制。低强度局部磁刺激具有高强度刺激所不具备的广泛刺激参数，因此可能成为一种适用于人类的潜在强大治疗工具。
经颅磁刺激、电刺激和深部脑刺激后神经可塑性变化的证据
1 卡尔·冯·奥西茨基大学医学与健康科学学院神经病学系，26129 奥尔登堡，德国；julius.kricheldorff@uni-oldenburg.de (JK)；karsten.witt@uni-oldenburg.de (KW) 2 波恩大学医院精神病学和心理治疗系医学心理学分部，53127 波恩，德国；katie.goke@mail.utoronto.ca (KG)；m.kiebs@ukbonn.de (MK) 3 多伦多大学医学科学研究所，加拿大安大略省多伦多 M5S 3G8 4 卡尔·冯·奥西茨基大学实验心理学实验室，26129 奥尔登堡，德国；florian.kasten@uni-oldenburg.de (FHK); christoph.herrmann@uni-oldenburg.de (CSH) 5 卡尔·冯·奥西茨基大学神经感觉科学研究中心，26129 奥尔登堡，德国 6 卡尔·冯·奥西茨基大学精神病学和心理治疗系，26129 奥尔登堡，德国 * 通讯地址：rene.hurlemann@uni-oldenburg.de；电话：+49-441-9615-1501 † 这些作者对这项工作做出了同等贡献。
实时计算脑电场以实现增强经颅磁刺激神经导航和优化
经颅磁刺激 (TMS) 线圈位置和脉冲波形电流通常用于在目标大脑区域实现指定的电场剂量。通过包括皮质上电场剂量的实时精确分布，可以改进 TMS 神经导航。我们介绍了一种方法并开发了软件来实时计算大脑电场分布，使其易于集成到神经导航中，并具有与一阶有限元法 (FEM) 求解器相同的精度。首先，将头部和允许的线圈位置之间的表面上的白噪声磁流产生的电场的跨度基组 (< 400) 正交化以生成模式。随后，利用互易和惠更斯原理通过 FEM 计算头部和线圈之间的表面上的模式引起的场，这些场与分离表面上的在线（实时）计算的一次场结合使用以评估模式扩展。我们对 8 名受试者的 FEM 和实时计算的 E 场进行了比较分析，使用了两种头部模型类型（SimNIBS 的“headreco”和“mri2mesh”管道）、三种线圈类型（圆形、双锥和 8 字形）和 1000 个线圈位置（48,000 次模拟）。任何线圈位置的实时计算都在 4 毫秒 (ms) 以内，适用于 400 种模式，并且需要 GPU 上不到 4 GB 的内存。我们的解算器能够在 4 毫秒内计算 E 场，使其成为将 E 场信息集成到神经导航系统中的实用方法，而不会对帧生成造成重大开销（分别在 50 毫秒和 20 毫秒内每秒 20 帧和 50 帧）。
经颅磁刺激
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