本发明涉及线圈以及使用其的磁刺激装置。
背景技术：
经颅磁刺激法（tms:transcranialmagneticstimulation）为通过电磁感应在脑内产生电流来刺激神经元（neuron）的手法。根据该手法，如图1~图3所示那样，对置于头部的皮肤上的刺激线圈施加交流或规定的电流波形，由此，形成变动磁场，并且，受到该变动磁场的影响而在脑内感应与线圈电流相反方向的涡流，使用该涡流来刺激神经元，由此，使活动电位产生。这样的经颅磁刺激法用于以神经传导速度的测量为首的临床检查或脑功能研究。
在近年来，作为神经障碍性疼痛（neuropathicpain）或帕金森病（parkinson'sdisease）、抑郁症等的治疗的应用，注目磁刺激。在这样的疾病中，关于利用药剂的治疗，存在未出现效果的事例，针对例如难治性的神经障碍性疼痛，存在通过将电极埋入脑中来对脑赋予电刺激这样的治疗法。但是，该治疗法由于需要开颅手术所以不期望的患者较多。
因此，作为治疗法研究了反复进行不需要手术的非侵袭性的磁刺激的反复经颅磁刺激。报告了在针对难治性神经障碍性疼痛的治疗中在对大脑的初级运动区（primarymotorcortex）进行磁刺激之后能在1天的期间左右得到除痛效果。
但是，以往的磁刺激装置有约70kg的重量，此外，在设置时需要用于能从200v电源进行电力供给的电气工程，因此，仅能够在设备齐备的医疗机构中利用。此外，在实际的治疗时，需要根据治疗对象的疾病一边参照患者的mri数据一边决定刺激位置，因此，在该情况下需要由熟练的医疗从事者进行的治疗。在难治性神经障碍性疼痛的治疗中，在成为靶的初级运动区之上需要以1mm的单位进行线圈的定位。
在经颅磁刺激疗法中，当前，作为磁刺激法的刺激线圈，以圆形线圈、8字线圈（以大体上描绘“8”这样的形状的方式旋转的线圈）为首提出了4叶线圈、hesed线圈、将许多较小的圆形线圈配置于头部表面的线圈等各种形状，当前主要利用圆形线圈和8字型线圈。
8字线圈（参照下述专利文献1和2）为将连续形成的2个圆形线圈利用1个导线部分重叠来配置的线圈，在那些圆形线圈中向相反方向流动电流，由此，能够使涡流集中于线圈交叉部正下方来进行向局部的刺激。
另一方面，根据治疗的对象或患者个人的症状存在与局部的刺激相反地以更大的范围进行刺激有效的情况。
此外，在刺激局部集中的线圈中要求向对象的部位正确地决定位置，在该情况下，需要实施利用导航系统等的正确的定位。
在进行用于在家治疗的磁刺激的开发时，也进行用于通过非医疗从事者的手决定刺激位置的导航系统的开发。根据该系统，患者首先在医院中装配附带有磁传感器的眼镜，为了将眼镜每次装配于相同的位置而使用永久磁铁来进行校准。接着，医生利用将患者的mri图像和光学式追踪坐标系合成的手法来特别指定最佳刺激位置，将最佳刺激位置和其周围5cm的范围内的随机的位置的数据记录。通过记录周围的位置数据，从而患者在决定线圈位置时能够视觉上知晓线圈当前处于哪里。
在家治疗时，首先，进行眼镜的校准。之后，通过将装配于刺激线圈的永久磁铁的位置与数据比较，从而测定三维位置。通过视觉上确认线圈的当前位置和最佳刺激位置，从而能够直观地进行线圈的定位。
根据实验，该导航系统中的感应误差从最佳刺激位置起最大为例如5mm，另一方面，在之前说明的8字线圈中在例如5mm以内存在照射部位（最佳刺激位置）的情况下能够治疗上有效地刺激目的的部位。因此，当使用在使用导航系统感应的刺激位置处通过8字线圈来进行磁刺激的治疗装置时，应该照射的部位（最佳刺激位置）存在不进入到治疗线圈的刺激有效范围内的可能性，因此，难以正确地对治疗部分进行刺激。因此，需要开发能够在例如10mm以内存在应该照射的部位的情况下治疗上有效地刺激目的的部位那样的、能够在更大的范围中均等地产生涡流的线圈。
因此，本发明者等为了实现鲁棒性高（即，能够在更大的范围中均等地产生涡流）的刺激线圈，提出了拱顶型线圈装置（以下在本说明书中存在称为“拱顶型线圈”的情况）（参照下述专利文献3）。该拱顶型线圈与8字线圈比较能够在更大的范围中产生涡流，而且，具有能够一边维持向大的范围的涡流的感应一边抑制电感这样的优选的特性。
可是，下述专利文献3所示的拱顶型线圈能够在与现有的8字线圈相比大的范围中产生感应电场，另一方面，存在施加与8字线圈相同的电流量的情况下的电场强度低（在相同的电流时间条件下为约1/4）这样的问题点。
在感应电场小的情况下，为了填补其，必须施加更多的电流，因此，不仅存在升压电路·电容器大型化而装置成本或设置成本增大的可能性，而且存在由于线圈自身的加热变快所以也需要向其的应对手段这样的问题。
因此，本发明者等针对线圈形状或设计参数进行各种讨论，其结果是，得到关于能够构成线圈的形状的见解，所述线圈保持取得与拱顶型线圈同样大的感应电场这样的特长并能够通过相同程度的施加电流产生更强的感应电场那样的并且不会取得电感偏离后的值。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2012-125546号公报；
专利文献2：国际公开第2010/147064号公报；
专利文献3：国际公开第2015/122506号公报（例如图6）。
技术实现要素：
发明要解决的课题
本发明是基于前述的见解而完成的。本发明的主要的目的在于提供一种线圈，所述线圈能够取得与拱顶型线圈同样大的感应电场并且能够通过与拱顶型线圈相同程度的施加电流产生更强的感应电场而且能够将电感抑制为较小的值。
用于解决课题的方案
解决前述的课题的方案能够如以下的项目那样记载。
（项目1）
一种线圈，被配置在对象物的表面附近，用于使感应电场产生在所述对象物的内部，所述线圈的特征在于，
所述线圈具有第一~第n匝，
所述第一~第n匝分别具备用于流动向一个方向的电流的作用部、以及用于流动与所述一个方向相反方向的电流的连接部，
所述第一~第n匝中的所述作用部彼此大致平行地且沿着所述对象物的表面或近似于其的面配置，
所述连接部不会夹着所述第一~第n匝中的所述作用部与所述对象物的表面相对，并且，被配置在相对于所述作用部的延长方向而成为侧方的空间内，
其中，在此，n为2以上的整数。
（项目2）
根据项目1所述的线圈，其中，
所述第一~第n匝之中的第一~第p匝中的所述连接部被配置在与第p+1~第n匝中的所述连接部夹着所述作用部相反侧的位置。
（项目3）
根据项目1或2所述的线圈，其中，
所述连接部被形成为大致圆弧状。
（项目4）
根据项目1~3的任一项所述的线圈，其中，
配置有所述作用部的所述面的剖面被形成为大致圆弧状。
（项目5）
根据项目1~4的任一项所述的线圈，其中，
以等间隔配置第一~第n匝中的所述作用部。
（项目6）
根据项目1~5的任一项所述的线圈，其中，
所述对象物为生物体。
（项目7）
根据项目1~5的任一项所述的线圈，其中，
所述对象物为动物的头部，
所述线圈为利用所述感应电场在所述头部中的脑内产生感应电流的结构。
（项目8）
根据项目1~7的任一项所述的线圈，其中，
还具备芯构件，
所述芯构件为减轻由所述第一~第n匝生成的磁电路的磁电阻的结构，
并且，所述芯构件被配置在夹着所述作用部与所述对象物相反侧的位置。
（项目9）
根据项目8所述的线圈，其特征在于，所述芯构件具有相对磁导率不同的多个区域。
（项目10）
根据项目8或9所述的线圈，其中，
所述芯构件具备在与所述作用部相对的位置配置的第一部分、以及在与所述连接部相对的位置配置的第二部分，
所述第一部分具备在与所述作用部的延长方向非平行的方向上延长的多个长尺状的第一芯体，
所述第二部分具备在与所述作用部的延长方向大致平行的方向上延长的多个长尺状的第二芯体。
（项目11）
一种磁刺激装置，其中，具备根据项目1~10的任一项所述的线圈、以及用于向所述线圈供给规定的电流的电源部。
（项目12）
一种线圈，被配置在对象物的表面附近，用于使感应电场产生在所述对象物的内部，所述线圈的特征在于，
该线圈所具有的、从输入端到输出端的一系列的导线被构成为包括：
（1）多个作用导线部，用于所述感应电场产生；
（2）连接导线部，将所述多个作用导线部相互连接并且以能够实质上忽视向关于所述作用导线部所产生的感应电场的强度的影响的方式构成。
（项目13）
一种磁刺激装置，具备被配置在对象物的表面附近并且用于使感应电场产生在所述对象物的内部的线圈、以及支承体，其中，
所述线圈具有第一~第n匝，
所述第一~第n匝分别具备用于流动向一个方向的电流的作用部、以及用于流动与所述一个方向相反方向的电流的连接部，
所述第一~第n匝中的所述作用部彼此大致平行地配置，
所述连接部被配置在相对于所述作用部的延长方向而成为侧方的空间内，
所述作用部由所述支承体支承，
所述支承体的下表面被形成为大致扁平状，
其中，在此，n为2以上的整数。
（项目14）
根据项目13所述的磁刺激装置，其中，
所述对象物的表面为大致球形状，由此，所述支承体的下表面为在其大致中央处与所述对象物的表面接触的结构。
发明效果
根据本发明，能够提供一种线圈，所述线圈即使以取得比较大的感应电场的方式在设计上扩大作用部的面积而针对施加电流的感应电场的产生效率也高而且能够将电感抑制为较小的值。
此外，根据本发明，构成为相对于从线圈表面到刺激点的距离的变化的刺激点处的磁通密度的变化率为规定的数值以下，因此，能够减轻起因于在对脑内的照射目标进行磁刺激的治疗时也刺激头皮附近的不快感。
附图说明
图1是用于说明以往的磁刺激装置的使用方法的说明图。
图2是示出由用于以往的磁刺激装置的线圈产生的磁场与在脑表面产生的感应电流的关系的说明图。
图3是用于说明以往的磁刺激装置的使用方法的说明图。
图4是用于说明本发明的一个实施方式中的磁刺激装置的结构的概略的说明图。
图5是将在图4的装置中使用的装配部放大后的立体图。
图6是沿着图5的a-a线的概略的剖面图，示出了载置于对象物（头部）的上表面的状态下的装配部。
图7是用于说明在图6的装配部中使用的线圈的配置状态的平面图。
图8是用于说明线圈中的电流的流动方向的说明图。
图9是在图6的装配部中使用的支承体的立体图。
图10是相当于图6的位置处的、支承体的剖面图。
图11是用于说明使用了本实施方式的线圈的模拟中的条件的说明图。
图12是根据模拟（simulation）的结果的图表，横轴表示内径a，纵轴表示感应电场强度和电感。
图13是根据模拟的结果的图表，横轴表示匝数n，纵轴表示感应电场强度和电感。
图14是根据模拟的结果的说明图，是用于说明由本实施方式的线圈产生的电场的范围的说明图。
图15是将以往的各种线圈与本实施方式的线圈比较的图表，横轴为测定位置（将线圈中央作为中心的旋转角度），纵轴为感应电场强度。
图16是将以往的各种线圈与本实施方式的线圈比较的图表，横轴为测定位置（从线圈向对象物方向（下表面方向）的距离），纵轴为磁通密度。
图17是用于说明本实施方式的变形例的说明图，是在将芯构件载置于线圈表面的状态下仅切断芯构件后的主要部分剖面图。
图18是示出用于芯构件的硅钢板的相对磁导率的设定例的图表，横轴为磁场强度，纵轴为磁通密度。
图19是示出由使用了芯构件的模拟得到的感应电场的情况的说明图。
图20是用于说明使用了芯构件的线圈的特性的图表，横轴为测定位置（将线圈中央作为中心的旋转角度），纵轴为感应电场强度。
图21是将根据实测的、以往的各种线圈与本实施方式的线圈比较的图表，横轴为测定位置（从线圈向对象物方向（下表面方向）的距离），纵轴为磁通密度。
图22是示出根据实测的线圈的电流波形的图表，横轴为时间（μs），纵轴为电流值。
图23是示出根据实测的线圈的瞬时磁场的图表，横轴为时间（μs），纵轴为瞬时磁场。
图24是将以往的8字线圈与本实施方式的线圈比较的图表，横轴为测定位置（从线圈向对象物方向（下表面方向）的距离），纵轴为磁通密度。
图25是用于本发明的第二实施方式的磁刺激装置的装配部的概略的立体图。
图26是沿着图25的x-x’线的横剖面图。
图27是沿着图25的y-y’线的纵剖面图。
图28是示出图25所示的装配部的变形例的说明图，是与图27对应的位置处的纵剖面图。
图29是用于本发明的第三实施方式的磁刺激装置的装配部的概略的立体图。
图30是沿着图29的x-x’线的横剖面图。
图31是沿着图29的y-y’线的纵剖面图。
图32是示出图29所示的装配部的变形例的说明图，是与图31对应的位置处的纵剖面图。
图33是用于本发明的第四实施方式的磁刺激装置的装配部的概略的立体图。
图34是沿着图33的x-x’线的横剖面图。
图35是沿着图33的y-y’线的纵剖面图。
图36是根据模拟的结果的说明图，是示出由实施例3的线圈产生的归一化后的电场强度的说明图。
图37是根据模拟的结果的说明图，是为了与图36的比较而示出由实施例1的线圈产生的归一化后的电场强度的说明图。
图38是根据模拟的结果的说明图，是为了与图36的比较而示出由以往的8字线圈产生的归一化后的电场强度的说明图。
图39是将实施例3的线圈（平-d）、实施例1的线圈（双-d）、以及以往的8字线圈（数字-8）比较的图表，横轴为测定位置（将线圈中央作为中心的移位），纵轴为感应电场强度。
图40是将实施例3的线圈（平-d）、实施例1的线圈（双-d）、以及以往的8字线圈（数字-8）比较的图表，横轴为测定位置（从线圈向对象物方向（下表面方向）的距离），纵轴为磁通密度。
具体实施方式
以下，一边参照附图一边对本发明的一个实施方式的磁刺激装置进行说明。本实施方式的磁刺激装置为用于进行经颅磁刺激法的装置，所述经颅磁刺激法为使用由变动磁场生成的感应电流来对脑提供刺激的手法。
（磁刺激装置的结构）
本实施方式的磁刺激装置（参照图4）具备电源部10、电缆20、以及装配部30。该磁刺激装置为用于使感应电流产生在对象物1的内部的装置。在此，在本实施方式中，作为对象物1，使用生物体特别是人体的头部。因此，在以后，存在代替对象物1而称为头部1的情况。
（电源部）
电源部10为通过向装配部30中的线圈31（后述）供给规定的电流来使规定的感应电流产生在对象物1的内部的结构。作为从电源部10供给的电流，只要具有能够产生感应电流的交流分量，则也可以具有直流分量。因此，作为电流，能够使用例如单相性（monophasic）脉冲状、二相性（biphasic）脉冲状等，能够根据用途使用各种波形的电流。根据用途适当地设定脉冲的产生周期。作为这样的电源部10，能够利用与以往同样的电源部（例如参照前述专利文献3），因此，省略更详细的说明。
（电缆）
电缆20为从电源部10向装配部30的线圈31（后述）供给规定的电流的结构。电缆20具有某种程度的柔软性，能够将装配部30配置于对象者的头部1处的适当的位置。关于电缆20，也能够利用与以往同样的电缆，因此，省略更详细的说明。
（装配部）
装配部30（参照图5）具备前述的线圈31、以及对该线圈31进行支承的支承体32。
（线圈）
线圈31（参照图6~图8）为被配置在对象物（即对象者的头部）1的表面附近来使感应电场产生在对象物1的内部的结构。
本实施方式的线圈31具有第一~第n匝（turn）311~31n。其中，在此，n为2以上，优选为3以上的整数，匝数越多，越是容易加强感应电场并且扩大对象区域。另一方面，当考虑适当的电感时，优选的是，匝数为20以下，更优选的是14以下。在图示例中，匝数为n=14。
线圈31中的第一~第n匝311~31n分别具备用于流动向一个方向的电流的作用部311a、以及用于流动与该一个方向相反方向的电流的连接部311b。在此，针对各匝而具备作用部，但是，在本说明书中，对各作用部标注相同的附图标记311a。对于连接部311b也是同样地。此外，在前述中，“相反方向的电流”并不是指沿着导线方向的方向而是指在配置有线圈的空间内的方向上相反这样的意思。也就是说，并不是流动与在线圈中流动的电流i相反方向即电流-i这样的意思。在图7和8中，使用箭头表示线圈中的电流的流动方向。
本实施方式中的线圈31被支承体32支承，由此，规定其空间的配置状态（参照图5和图6）。具体地，第一~第n匝311~31n中的多个作用部311a被彼此大致平行地且沿着对象物1的表面或近似于其的面配置。更具体地，人体的头部能够大致近似于球面，因此，作用部311a被配置为沿着球面（更详细的是球面的一部分）。在本实施方式中，配置有作用部311a的面（具体的是后述的支承体32的抵接部321的上表面）为大致圆球面。
进而，在本实施方式中，以等间隔配置第一~第n匝中的作用部311a。
此外，第一~第n匝311~31n中的多个连接部311b并不夹着第一~第n匝中的作用部311a与对象物1的表面相对，并且，被配置在相对于作用部311a的延长方向而成为侧方的空间内（参照图6）。更具体地，在与作用部311a的延长方向（在图7中为图中上下方向）大致正交的方向上周期性地配置连接部311b。
此外，在本实施方式中，第一~第n匝之中的第一~第p匝中的连接部311b被配置在与第p+1~第n匝中的连接部311b夹着作用部311a相反侧的位置（参照图7）。在图6的例子中，设为n=14、p=7，但是，并不限定于该数字，能够根据各种设定条件进行变更。
连接部311b被形成为成为平面视大致圆弧状（参照图7）。此外，分开到作用部311a的左右的连接部311b夹着作用部311a为左右对称。进而，作用部311a的单侧处的连接部311b为大致同心圆状。再有，分开到左右的连接部311b的个数也可以不同。也就是说，作为线圈31的形状，也能够不是左右对称而为非对称。例如，也能够为匝数n=14且p=8那样的结构。当然，这些数值仅仅为一个例子，并不被该数值制约。
换言之，本实施例线圈是，一种线圈，被配置在对象物的表面附近，用于使感应电场产生在前述对象物的内部，其中，所述线圈的特征在于，线圈所具有的、从输入端到输出端的一系列的导线被构成为包括：
（1）多个作用导线部，用于感应电场产生；
（2）连接导线部，将多个作用导线部相互连接并且以能够实质上忽视向关于作用导线部所产生的感应电场的强度的影响的方式构成的。
（支承体）
支承体32具备能够与对象物1的表面抵接的抵接部321、以及在抵接部321的外周缘形成的凸缘部322。
抵接部321被形成为以构成球面的一部分的方式（即呈球面状地）弯曲的大致板状或大致圆盘状，由此，能够在抵接部321的下表面收容作为对象物的头部1的一部分（参照图6）。
在抵接部321的上表面形成用于收容线圈31的作用部311a来进行它们的定位的沟321a（参照图6和图10）。沟321a在本实施方式中与前述作用部311a同样地彼此大致平行且等间隔地沿着抵接部321的上表面形成（参照图9）。
从抵接部321的外周缘向外侧方向延长来形成凸缘部322（参照图9）。本实施方式的凸缘部322作为整体而被形成为大致剖面平板状，由此，凸缘部322与大致球面状的对象物表面能够少许分离（参照图6）。在凸缘部322的上表面形成用于收容线圈31的连接部311b来进行它们的定位的沟322a（图6和图10）。沟322a在本实施方式中与前述连接部311b同样地以形成同心圆的方式（或者以成为平行曲线的方式）沿着凸缘部322的上表面形成（参照图9）。
（实施例1…设计条件最佳化）
接着，使用模拟对在前述的本实施方式中使用的线圈31的设计条件进行讨论。
在以下的讨论中，在将本实施方式的线圈31（以下在本说明书中存在称为“双-d线圈”的情况）与头部1接触的面积（具体的是经由支承体32的抵接部321与头部接触的面积）假定为固定之后，使作用部311a与连接部311b的最小间隔a（参照图11）和线圈的匝数n发生变化，这些设计参数对由线圈产生的感应电场造成怎样的影响变得明显。而且，在决定实用性特别高的（具有能够与现状的驱动电路连接的电感并且能够达成不比以往的8字线圈差的感应电场的产生效率）双-d线圈的设计参数之后，进行与现有的线圈的比较，确认其有效性。
（模拟条件）
进行双-d线圈的形状最佳化。再有，下述所示的设计上的数值都仅仅为一个例子，并不据此制约本发明的范围。
首先，使配置有作用部311a的面（球面）的曲率半径为100mm，使作用部311a整体的宽度（排列方向上的宽度）为78mm，使利用作用部311a整体的底面的覆盖范围的半径（即作用部311a的最大长度的一半）为56mm。使前述的最小间隔a可变，使其在14mm至38mm之间发生变化（参照图11）。此外，使利用线圈31的导线的头部的覆盖面积为固定，使线圈31的总匝数n在14至20之间发生变化（参照图11）。再有，在图11中，忽视螺旋的绕线构造来简略记载。作为线圈导线的剖面形状，假定了宽度2mm高度6mm。
在模拟中，使线圈31位于半径75mm的导体半球的1cm正上方，利用计算求取了以最大电流5.3ka、脉冲频率3.4khz施加脉冲电流时的感应电场。使用离刺激中央（作为目标的对象物表面的中央部分例如大脑中的运动区中的特定部位）半径10mm的球内的平均值对电场强度进行了评价。将由施加电流产生的感应电场的最大强度作为基准，使用产生了该最大强度的50%以上的电场的体素的总面积来对电场的范围进行了评价。在计算中，利用了根据本发明者们的独创软件（originalsoftware）（其概要的说明在后面进行叙述）的标量势有限差分法（spfd法）。在利用有限差分法的计算之外，还从诺伊曼公式（neumann'sformula）近似计算了线圈的电感。在诺伊曼公式中，分割为p个的微小线路组c中的电感l由式（1）、（2）、（3）求取。再有，在式（3）中，使导电体的剖面形状为宽度w高度h的长方形，使导电体的线段长度为l。mij表示各微小线路的部分电感，si、sj表示各微小电流路矢量。处于扭曲的位置的微小电流线路彼此的距离r在本例子中简易地近似为各微小线段的中点间的距离。
此外，除了利用spfd法的模拟之外，为了期待正确性，还并用利用有限元法的模拟，求取了根据在空气区域中产生的磁场求取的、更正确的电感和磁通密度的强度。为了与现有线圈的比较，准备总匝数20且外半径（线圈外周处的半径）100mm且导电间隔1mm的8字线圈（前述专利文献1和2）、总匝数10且外半径100mm的圆形线圈、以及高度39mm且外半径66mm且宽度78mm的拱顶型线圈（前述专利文献3）这3个模型，求取了电感或磁通密度的强度、半球模型表层部（离表面1mm的深度）处的电场强度。再有，在使用有限元法的模拟中使用了photo-serise（photonco.ltd.）。
（结果1·考察-根据线圈内径宽度的感应电场的变化）
关于使用匝数20的线圈来使其内径宽度（最小间隔）a发生变化的情况下的、电场强度、电感、感应电场的范围的变化，在表1中汇总结果。当关于电场强度和电感而做成图表时，如图12那样。
[表1]
根据所得到的结果，已知以下这样的情况：线圈侧部的宽度a越宽则电感上升地约大，另一方面，能够在头部模型（对象物）中产生的感应电场的强度或范围不太变化。如果感应电场几乎不改变，则更优选电感低，因此，能够做出结论为双-d线圈的内径宽度a在头部表面与线圈（具体的是其支承体的下表面）进行干扰的极限处之前尽可能地狭窄较好。此外，匝数n=20且宽度a=14mm的情况下的电感=18.5μh这样的值对于连接于市售的驱动电路而言为较大的值，优选的是，在此之后通过减少匝数来进一步降低电感。
（结果2·考察-头部接触面处的根据匝数的感应电场的变化）
采用内径宽度a=14mm，关于相对于线圈的匝数n（变量）的电场强度、电感、感应电场的范围的变化，在表2中汇总结果。当关于电场强度和电感做成图表时，如图13那样。
[表2]
从所得到的结果，已知：感应电场的范围几乎没有根据匝数进行改变。此外，已知：通过降低线圈的匝数，从而能够降低电感，另一方面，也较大地降低感应电场的强度。为了连接于市售的驱动电路，优选的是，电感瞄准10μh左右或其以下，当根据它们时线圈的总匝数为14是适当的。
在此，在实际的线圈中，为了容易制作，考虑将导线间隔取得宽。于是，存在线圈的交链磁通量增加而电感增加的可能性。此外，即使利用将驱动电路与线圈连接的电缆20也增加整体的电感。因此，认为线圈31中的电感的设计值与10μh相比进一步具有余裕较好。在本例子中，采用对电感的值有余裕的宽度a=14mm、匝数n=14，推进与现有线圈的比较或具体的制作。
（结果3·评价-与现有线圈的比较）
作为利用有限元法的模拟结果，在图14中示出使用了8字线圈和双-d线圈的情况下的、半球模型（将对象物做成半球形状的模型）中的电场的范围。在该图中，将最大值作为100%归一化电场强度并示出。此外，在图15中示出关于半球模型中的深度1mm地点的电场强度的各线圈中的比较。此外，在图16中示出针对各模型绘制了作为驱动电路的最大输出而假定5.3ka的通电时的、离线圈中央的表面的距离与磁通密度的强度的关系。在表3中示出由spfd法得到的电场强度的值和范围以及由有限元法得到的电感的值。
[表3]
在表3和图15中，作为计算区域中的电场强度的平均值，8字线圈的情况为202v/m，相对于此，双-d线圈的情况为209v/m，在深度1mm地点的感应电场的最大值，8字线圈为215v/m，相对于此，双-d线圈为237v/m。像这样，双-d线圈的最终设计能够达成与现有的8字线圈相比同等以上的感应电场强度。此外，如图14那样，根据本例子的线圈，感应电场的范围大，因此，具有对位置偏差强这样的优点。电感的值也被抑制为10μh以内，因此，对于向通常的驱动电路的连接是优选的。
此外，在图16中，离线圈表面5mm的位置处的磁场强度在8字线圈的情况下为0.81t，相对于此，在双-d线圈的情况下为0.63t，8字线圈的磁通密度更高。可是，另一方面，在离表面的距离16mm处，两个线圈为0.48t而为相同的值，进而，离表面的距离20mm处的磁通密度在8字线圈的情况下为0.40t，在双-d线圈的情况下为0.42t，强度的上下关系逆转。
这是以下这样的情况：即，与8字线圈相比，双-d线圈针对离线圈表面分离16mm以上的位置感应电场的产生效率更好。在头皮或头盖、脑脊髓液之间，脑的灰质（graymatter）表面的刺激点所处的是离线圈表面分离15mm以上的位置，因此，根据该特性，可以说，双-d线圈具备对灰质表面附近的刺激有效的特性。
此外，附带地，在以下的2个方面都合适。
首先，期望线圈表面处的感应电场低。在运动区正上方的头皮附近存在颞肌（temporalmuscle）或腿膜（thighmembranes），伴随着磁刺激这些肌肉运动，根据被实验者伴随不快感的情况为问题。此外，施术基本上为无痛，但是，根据被实验者而存在皮肤的感觉器（sensoryreceptor）被刺激而诉说稍微痒等的情况。线圈表面附近的感应电场小，由此，存在能够减轻这些轻微的副作用的可能性。
因此，如作为图16的“双-d线圈”绘制出的本实施例线圈的、在之前示出的本实施例模拟条件之下的特性曲线所能看出来那样，本实施例线圈被构成为使相对于从线圈表面到刺激点的距离（mm）的变化的、刺激点处的磁通密度的变化率为0.014[t/mm]附近或从图16读取的变化率或者那些数值以下，因此，能够减轻起因于在对脑内的照射目标进行磁刺激的治疗时也刺激头皮附近的不快感。
相对于此，在相同的图16中作为“数字-8线圈”绘制出的8字线圈的情况下同样的变化率为0.027[t/mm]附近，因此，不会起到本实施例线圈所起到的效果。具体地，在对脑内的刺激点进行生成相同的强度的磁通密度的磁刺激的情况下，从图16明显可知，处于离线圈表面的距离较短的位置的头皮附近的磁通密度在本实施例线圈的情况下为比8字线圈小的值，因此，即使产生起因于刺激头皮附近的不快感，也比8字线圈程度小。
再有，在相同的图16中作为“拱顶线圈”绘制出的拱顶型线圈的上述的变化率比本实施例线圈小，但是，在用于该比较例的拱顶型线圈的设计条件下生成的磁通密度的大小比本实施例线圈小，因此，在用于临床的情况下刺激强度变小，为了确保需要的刺激强度而需要使电流值即供给电力增大。
即，本实施例线圈为磁刺激治疗用线圈，所述磁刺激治疗用线圈被构成为：使以最大电流5.3ka、脉冲频率3.4khz施加脉冲电流时的、相对于从线圈表面到刺激点的距离（mm）的变化的、刺激点处的磁通密度的变化率为0.014[t/mm]附近或从图16读取的变化率或者那些数值以下，并且，刺激点处的磁通密度的大小为0.2[t]以上。
此外，作为第2个点，更期望比灰质表面深的部分的感应电场高（即，更期望能够刺激到深的位置）。在灰质分布于离脑表面5mm以内之上，脑沟的深度也有10mm左右，为了治疗而刺激的运动区的椎体细胞的神经组被认为从脑的外侧表面到15mm左右的深度进行分布。在抑郁症治疗的例子中，存在为了大且深地刺激前额皮质而开发了新形状的线圈的例子，当鉴于此时，能够刺激到深的位置涉及到更高的治疗效果的可能性高。
（变形例…并用了不同方向层叠铁心的刺激焦点的局限手法）
在本实施方式中记载的双-d线圈针对感应电场的范围、电场强度、电感的全部而具备实用上充分的特性，另一方面，如已经在图14中示出那样，利用连接部311b（即侧部导线）的感应电场产生得少许强，因此，存在在实际上进行磁刺激时在未意图的脑部位产生若干感应电场的可能性。为了解决其，作为变形例，说明使用了芯构件33（参照图17）的磁刺激装置。再有，在该变形例的说明中，对与前述的实施方式基本上共同的要素使用同一附图标记，由此，谋求记载的简化。此外，在该变形例中，作为芯构件33而使用所谓的不同方向层叠铁心（存在仅称为层叠铁心或铁心的情况）。对芯构件33的详细的结构在后面进行叙述。
（层叠铁心向磁刺激焦点造成的效果）
首先，对层叠铁心针对经颅磁刺激线圈造成的效果进行说明。通过对tms线圈组合强磁性体来提高磁刺激效果的研究有几个，以前由han等提出了在圆形线圈的上部配置层叠铁心的形式（b.h.han,s.y.lee,j.h.kim,j.h.yi,"sometechnicalaspectsofmagneticstimulationcoildesignwiththeferromagneticeffect,"medical&biologicalengineering&computing,vol.41(5),pp.516-518,2003）。宫胁等对其进行扩张报告了能够通过对提高了8字线圈的局限性的偏心8字线圈组合不同方向的层叠钢铁板来较大地提高磁刺激效果（k.yamamoto,y.miyawaki,y.saitoh,andm.sekino,“improvementinefficiencyoftran-scranialmagneticstimulatorcoilbycombinationofironcoreplateslaminatedindifferentdirections,”ieeetransactionsonmagnetics,vol.52,2016）。该基本的原理处于以下这样的方面：在与导线垂直方向上层叠的钢铁板带来提高导线正下方的感应电场的效果，相反地在与导线平行方向上层叠的钢铁板由于在钢铁板内产生较大的损失电流而带来使导线正下方的感应电场衰减的效果。宫胁等通过准备针对偏心8字线圈的外侧实施纵向的层叠在内侧实施横向的层叠后的钢铁板来使想要加强刺激的中央部的感应电场变大，使不需要刺激的外援部的感应电场变小，由此，得到能够最大地提高刺激强度这样的结果。
在该变形例中，模仿该结果，将使本实施方式的双-d线圈中的不需要刺激点的感应电场减弱此外增大中央部处的感应电场作为目的，对将双-d线圈和作为芯构件33的层叠钢铁板组合后的模型进行验证。
（模拟条件）
需要对钢铁板的效果进行模拟，因此，全部利用有限元法进行了计算。双-d线圈的匝数为14。芯构件33如图17所示那样为沿着双-d线圈的形状覆盖线圈整体那样的形状。再有，图17示出了仅切断芯构件33后的状态。导体半球的半径为75mm，空气区域的半径为150mm。在此，正确地计算模拟由线圈在周围产生的磁通量，因此，设定了具有充分的面积的空气区域。使钢铁的导电率在非层叠方向上为107，在层叠方向上为10-7。在假定硅钢板而最大磁通密度在约2t饱和这样的假定下，如图18那样非线性地设定了相对磁导率。钢铁的厚度为5mm。由于集肤效应（skineffect），根据下述式（4），当设为σ=107s/m、f=3.15khz时，认为磁通量的浸透只引起到40μm的深度，该5mm这样的厚度相对于其充分大。层叠方向被设定为成为从芯构件33的中央到44mm的部分在与导线（作用部311a）垂直地排列钢铁板（…与第一芯体331a对应）的方向（横层叠）、在其外侧与导线平行地排列钢铁板（…与第二芯体332a对应）的方向（纵层叠）。在线圈中流动的电流为5.3ka、3.15khz。第一芯体331a之间的部分331b和第二芯体332a之间的部分332b由相对磁导率较小的材质构成。
（结果·考察）
在图19中示出所得到的感应电场的情况。此外，在图20中示出离半球表面深度1mm处的感应电场的强度。图20中的第一峰值（相当于双-d线圈的侧部导线（连接部311b）的正下方的部分）的感应电场强度在未配置不同方向钢铁板的情况下为86.6v/m，另一方面，在配置有钢铁板的情况下为60.2v/m。此外，作为第二峰值而在中央产生的感应电场的最大强度在未配置钢铁板的情况下为238.7v/m，在配置有钢铁板的情况下为292.0v/m。关于电感的值，在没有芯构件的状态下为7.4μh，相对于此，当配置芯构件（层叠铁）时为1904μh。
从其结果，已知：在双-d线圈中也能够通过利用不同方向层叠钢铁板来很好地抑制不需要刺激点的感应电场，此外，能够较大地提高刺激中央点处的电场强度。可是，电感的值非常大，因此，认为不能连接于通常的驱动电路。为了避免其，意图降低电感的值，认为需要使钢铁板更小、薄。或者，需要设想peterchev等提出的那样的、不依赖于电感的值而能够任意地变更波长的应用的驱动电路的利用（a.v.peterchev,r.jalinous,ands.h.lisanby,“atranscranialmagneticstimulatorinducingnear-rectangularpulseswithcontrollablepulsewidth(ctms),”ieeetransactionsonbiomedicalengineering,vol.55,2008,pp.257-266）。
变形例的装置能够如下述那样表现。
（a1）
一种线圈，其中，芯构件33成为减轻由第一~第n匝生成的磁电路的磁电阻的结构，并且，前述芯构件被配置在夹着作用部311a与对象物1相反侧的位置。
（a2）
根据项目a1所记载的线圈，其特征在于，芯构件33具有相对磁导率不同的多个区域（331a、331b、332a、332b）。
（a3）
根据项目a1或a2所记载的线圈，所述芯构件33具备：在与作用部311a相对的位置配置的第一部分331、在与连接部311b相对的位置配置的第二部分332，第一部分331具备在与作用部311a的延长方向非平行的（或正交的）方向上延长的多个长尺状的第一芯体331a，第二部分332具备在与作用部311a的延长方向大致平行的方向上延长的多个长尺状的第二芯体332a。
（实施例2…根据实测的特性评价）
在实施例2中，对作为实施方式而说明的匝数14、内径宽度14mm的双-d线圈实际上进行制作，示出进行了通电·测定实验后的结果。在该实施例2中，作为用于构成线圈31的导线，使用将2个宽度0.8mm、高度4mm的镀锡编织（braided）铜线重叠后的导线，将其嵌入到支承体32上表面的沟。导线的实际剖面积为3.4mm2。通过使用这样的2个重叠的编织铜线，从而能够平易地卷线，并且能够使电流路径的重心低。
在下述的表4中示出结果。
[表4]
本实施方式的线圈的电感为10.3μh。市售的圆形线圈（magpro公司的圆形线圈c100）为9.6μh，8字线圈为12.1μh。据此，已知本实施方式的线圈具有与现有线圈大致同等的电感特性，能够应用于现有的电源装置。
（将直流电流通电时的静磁场测定）
由驱动电路产生的磁通密度的最大值能够近似于由直流电流产生的静磁场下的磁通密度的值。因此，通过测定对线圈施加直流电流时的静磁场，从而能够预测驱动时的磁通密度。在此，作为使用驱动电路来进行通电之前的事前实验，在本实施方式的线圈和比较用的8字线圈中流动直流电流，测定了产生的静磁场。
（实验条件）
根据在线圈自身中存在寄生电阻，将线圈直接连接于恒定电流源来进行了测定。电源使用了texio公司par18-6a。作为静磁场测定用的高斯计（gaussmeter），使用了hirstmagneticinstruments公司的gm07。
（结果·考察）
在图21中示出结果。关于由5a的恒定电流产生的磁通密度，在离线圈表面0mm至20mm处，8字线圈为更高的值。另一方面，在离线圈表面更分离20mm的地点处，双-d线圈产生了比8字线圈强的磁场。再有，离线圈表面20mm的地点处的磁通密度的值在8字线圈的情况下为0.33mt，在双-d线圈的情况下为0.32mt。
根据这些结果，同时，当考虑从头皮表面到灰质表面的距离平均为20mm左右时，已知利用双-d线圈的针对灰质神经组的刺激强度与8字线圈的刺激强度大致同等。这与图16的模拟结果大体上一致。但是，当根据在模拟中利用双-d线圈的磁通密度比8字线圈高为16mm以后的方面，存在少许的误差。这是认为由于模拟与实机器之间的少许的差异。
（使用了实际的驱动电路的施加电流·动磁场（dynamicmagneticfield）的测定）
将制作的双-d线圈连接于商用的驱动电路，进行了通电试验和动态磁场的测定。
（实验条件）
对于驱动电路而使用了magventure公司的magprocompact。作为电流计而使用pearsonelectronics公司的电流监控器4418，连接示波器而记录了电流波形。关于磁场，制作外径7.6mm且6次匝的探测线圈（searchcoil）（实际面积272mm2），使其位于线圈上来连接于示波器而记录了瞬时磁通密度的波形。探测线圈的位置在8字线圈、双-d线圈的中央处，将接触部作为0mm而每5mm地取得测定点直到30mm的距离。除此之外，在求取作为磁通密度的最大值而得到的瞬时磁场的到1/4周期的积分值之后，将驱动电流值作为1ka进行归一化来进行了比较。
（结果1·考察-通电时的电流波形）
测定时的8字线圈的电流振幅为1.9ka，双-d线圈的电流振幅为1.4ka。在图22中示出将振幅作为1ka来归一化后的8字线圈、双-d线圈的电流波形。利用8字线圈的电流波长为295μs，利用双-d线圈的波长为283μs。此外，在利用线圈的寄生电阻的衰减中，将各个振幅的第一峰值的绝缘值设为1，则第二峰值的值在8字线圈的情况下为0.875，在双-d线圈的情况下为0.806。
关于波长，双-d线圈能够产生与8字线圈同样的波形的三相性脉冲，作为注意电感的值来设计的结果，得到比300μs短的波长。据此，从波长这样的观点出发，能够准确地进行脑神经的刺激。
此外，能够根据电流波形的衰减求取寄生电阻r的值。当将第一峰值的值设为i1并且将第二峰值的值设为i2时，rlc串联电路中的电阻r如以下那样表示。
在此，t为电流的波长，
由t=2π×√（lc）表示。
此外，
l：电路的电感
c：电路的电容。
当将测定的电感和得到的波长带入其时，8字线圈的电阻为17.0mω，双-d线圈的电阻为21.0mω。其理由是因为：在双-d线圈中，绕线的长度大体上与8字线圈相等，另一方面，作为绕线，使用剖面积小的编织导线。由于寄生电阻的值高，担心高频度连接通电时的线圈加热变快，因此，认为使绕线的剖面积变大的方向上的改良是优选的。可是，关于用于如前述那样向灰质提供同一感应电场强度的施加电流，双-d线圈更小就可，因此，能够预测实际的加热速度为相同程度。此外，由于作为波形的衰减不会那样大而接近现有的波形，也可以认为至少单发下的神经刺激能够充分。
（结果2·考察-通电时的瞬时磁通密度的波形和最大磁通密度的值）
在图23中示出将离8字线圈、双-d线圈的表面15mm位置处的瞬时磁场（db/dt）作为1ka通电时归一化后的磁场的波形。如图那样，得到了与8字线圈相同强度的瞬时磁通密度。据此，从磁场强度这样的观点出发，能够准确地进行脑神经的刺激。此外，在图24中示出相对于离线圈表面的距离而使根据瞬时磁场的强度求取的磁通密度的值为恒定几倍而相当于5ka。其结果为与图16的模拟也大致一致的结果，示出能够在双-d线圈中得到8字线圈同样强的感应电场。此外，即使为静磁场下的测定，也得到非常接近的结果。而且，严密来说，与静磁场测定的情况同样地，关于双-d线圈的磁通密度比8字线圈强的距离，在模拟中为位置17mm，但是，在实测中为20mm，存在少许的偏差。这是由于模拟模型与实际制作的装置的尺寸等的差异，能够评价为不是本质的偏差。
（补充）
在以下，对为了前述实施方式的工作确认而使用的、独创的模拟软件进行说明。在该软件中，将线圈的形状输入为电流矢量的集合，能够求取在导体中产生的感应电流。向其导入脑mri图像数据，由此，即使针对包含多种导体那样的形状复杂的模型也能够进行模拟。
在此，首先，对本软件的原理进行概述。在spfd法中，将利用动磁场产生感应电场的对象物分割为微小长方体，能够作为磁矢量势的差分方程式的解而得到在各微小体积中产生的感应电场（t.w.dawsonandm.a.stuchly,“analyticvalidationofathree-dimensionalscalar-potentialfinite-differencecodeforlow-frequencymagneticinduction,"appliedcomputationalelectro-magneticssocietyjournal,vol.16,pp.63-71,1996）。首先，当使用磁矢量势a0和标量势▽φ表示由线圈产生的电场e时，如以下。
此外，由于电流连续性方程（currentcontinuityequation）和欧姆定律，针对所感应的电流密度j和电场e、导电率σ以下的式子成立。
由以上的2个式子，以下的式子成立。
在此假定微小六面体，将sn设为各直线的电导（conductance），将ln设为各直线的长度，将φn设为节点n处的标量势，将a0n设为将节点0和节点n相连的方向分量的磁矢量势。当将上式离散化时，以下的式子针对这些值成立。
针对体素整体解该式，由此，能够求取感应电场。
如前述那样，根据本实施方式的线圈和使用了其的磁刺激装置，存在能够提供线圈这样的优点，所述线圈能够取得与拱顶型线圈同样大的感应电场，并且，能够通过与拱顶型线圈相同程度的施加电流产生更强的感应电场，而且，能够将电感抑制为较小的值。
（第二实施方式）
接着，一边参照图25~图27一边说明本发明的第二实施方式的磁刺激装置。再有，对与已经说明的前述实施方式的磁刺激装置基本上共同的要素标注同一附图标记，由此，避免说明的重复。
在本实施方式的磁刺激装置中，将构成装配部30的支承体32的抵接部321构成为大致平板状且圆形状。然后，从抵接部321的周缘以向头部1的方向倾斜的方式延长来形成凸缘部322（参照图26和图27）。
在如图6所示那样将抵接部321的底面做成球面的情况下，假设在头部1的曲率比抵接部321的底面的曲率小的情况（即头部1中的装配面接近平坦面的情况）下，存在产生“部分接触（partialcontact）”这样的现象。这是以下状态：支承体32的下表面周缘部的一端侧与头部1接触，但是，另一端侧从头部1分离。在该状态下，不能如期望那样设定线圈31与头部1的位置关系，存在不能发挥期望的效果的可能性。
因此，在该第二实施方式中，通过将抵接部321的底面形状（即支承体32的下表面的形状）接近平坦面（即扁平化），从而应对该问题。在本实施方式中，在将装配部30装配于头部1时，使抵接部321的底面与头部1的表面接触。由此，能够使抵接部321的中央附近与头部1紧贴来进行定位。因此，在本实施方式中，存在能够如期望那样设定头部31与头部1的位置关系而能够进行期望的磁刺激这样的优点。在此，在该第二实施方式中，配置有作用部311a的抵接部321的上表面形状也扁平化。由此，本实施方式的作用部311a为在抵接部321与对象物（头部）1的接点处的、大致沿着对象物1的接平面的方向上配置的状态。在对象物1的表面为大致球面形状的情况下，抵接部321与对象物1在一点（包含为微小区域的面的情况）处相接，至少在该接点附近，该接平面具有近似于对象物1的表面形状的面。
再有，在图28中示出该第二实施方式的装置的变形例。在前述的第二实施方式中，使抵接部321与凸缘部322形成的角度遍及抵接部321的整个周界同样地为角度θ1（参照图26）。图26中的角度θ1为图25中的x-x’方向上的抵接部321与凸缘部322形成的角度。相对于此，在该变形例中，当将y-y’方向上的抵接部321与凸缘部322形成的角度设为θ2时，为θ1>θ2。也就是说，在该变形例中，使抵接部321与凸缘部322形成的角根据场所而不同。由此，在该变形例中，存在能够在将支承体32装配于头部1时减少凸缘部322与头部1的干扰的可能性这样的优点。
该第二实施方式中的其他的结构和优点与前述的实施方式同样，因此，省略更详细的说明。
（第三实施方式）
接着，一边参照图29~图30一边说明本发明的第三实施方式的磁刺激装置。再有，对与已经说明的第二实施方式的磁刺激装置基本上共同的要素标注同一附图标记，由此，避免说明的重复。
在本实施方式的磁刺激装置中，将构成装配部30的支承体32的抵接部321构成为大致平板状且椭圆状。
再有，在图32中示出该第三实施方式的装置的变形例。在前述的第三实施方式中，使抵接部321与凸缘部322形成的角度同样地为θ1（参照图30）。相对于此，在该变形例中，如θ1>θ2那样使该角度根据位置而不同。
该第三实施方式中的其他的结构和优点与前述的第二实施方式同样，因此，省略更详细的说明。
（第四实施方式）
接着，一边参照图33~图35一边说明本发明的第四实施方式的磁刺激装置。再有，对与已经说明的第二实施方式的磁刺激装置基本上共同的要素标注同一附图标记，由此，避免说明的重复。
在本实施方式的磁刺激装置中，从抵接部321的周缘沿与抵接部321的延长方向相同的方向延长来构成凸缘部322。由此，在本实施方式中，作为支承体32的整体，成为一个圆板形状。
该第四实施方式中的其他的结构和优点与前述的第二实施方式同样，因此，省略更详细的说明。
（实施例3）
以前述的第四实施方式的线圈31的结构为前提进行了模拟。模拟条件与前述的实施例1基本上相同。但是，在该实施例3中，设为
对象物：半径100mm的半球导体
空气区域：半径200mm
构成线圈的导体的导电率：0.106s/m
的方面与前述实施例1中的模拟条件不同。
在下述表5中示出结果。在该表中，将实施例3的线圈设为“f-d线圈”。此外，为了比较而将使用实施例1的线圈的结果表示为“d-d线圈”，将使用与前述的表3的8字线圈同样地构成的8字线圈的结果表示为“8字线圈”。进而，在图36~图38中示出这些线圈处的、半球模型下的电场的范围。
[表5]
再有，在该表5中，“电场的范围”是指感应了最大电场强度的1/2以上的区域的中心长度。进而，在图39中示出这些线圈处的脑表面的感应电波分布，在图40中示出深度方向上的磁通密度的分布。
根据这些结果，已知实施例3的f-d线圈具有与实施例1的d-d线圈大致同样的电场的范围。进而，已知：在离头部表面（即抵接部321与对象物1的接点）更深约20mm的位置处，实施例3的f-d线圈具有与以往的8字线圈大致同等的磁通密度。因此，根据实施例3的f-d线圈，存在具有与实施例1的线圈同样的鲁棒性并能够进行与以往的8字线圈相同程度的磁刺激这样的优点。
再有，本发明的内容并不限定于前述各实施方式。本发明在权利要求书所记载的范围内能够对具体的结构添加各种变更。
例如，在前述各实施方式中，作为对象物而采用了人体的头部，但是，能够采用适当的生物体（包含动物）。再有，在本说明书中，动物是指以包含人的意思使用。
附图标记的说明
1对象物（对象者的头部）
10电源部
20电缆
30装配部
31线圈
311~31n匝
311a作用部（作用导线部）
311b连接部（连接导线部）
32支承体
321抵接部
321a抵接部上的沟
322凸缘部
322a凸缘部上的沟
33芯构件
331第一部分
331a第一芯体
331b低磁导率部分
332第二部分
332a第二芯体
332b低磁导率部分
a作用部与连接部之间的间隔。