一种刺激波形多级可调的磁刺激仪的制作方法

本发明涉及磁刺激仪技术领域，更具体地，涉及一种刺激波形多级可调的磁刺激仪。

背景技术：

经颅磁刺激(transcranialmagneticstimulation，tms)是一种非侵入式生物刺激技术。如图1所示，tms通过向刺激线圈输入时变的刺激电流，在周围空间产生时变磁场，并在大脑内产生感应电场以改变颅内神经细胞膜电位，诱发极化或者去极化作用，起到神经调节的治疗作用。tms是公认的治疗抑郁症的有效方法，也是一种针对其他精神和神经疾病的研究性治疗方法。

(1)刺激波形的形状包括幅值，脉宽，极性，各相持续时间等波形特征都会对神经调节效果产生影响。如果tms能够有效诱导具有更宽范围的方向性的电场脉冲，即正负电场相位振幅之比的范围更宽，则有可能开发出更具选择性和有效的神经调节范式。

(2)刺激波形的参数可调有助于神经科学的各种研究和临床应用。利用脉宽可调和幅值可调可得到不同神经元的特点，并实现各种科研和临床的优化分析，例如：神经元的强度-时间曲线将达到刺激阈值所需要的脉冲幅值与脉宽调节相联系起来，如图2所示，图2为神经元膜时间常数为150μs下的时间-强度曲线，纵坐标为标幺值。e为达到刺激阈值所需的感应电场，wl为达到刺激阈值时刺激线圈上储存的能量。

通过在tms刺激过程中根据不同的刺激强度来调节脉宽以达到刺激阈值可以导出不同神经元群体的强度-时间曲线。所获取的强度-时间曲线可用于估计神经元的膜时间常数，由于神经元的膜时间常数取决于轴突膜的生物物理特性，其特性随着年龄、性别、病情状态、药物治疗效果和其他因素而变化。因此，膜时间常数测量作为临床和研究中重要的工具，有助于神经传导测量。此外，膜时间常数测量对神经元建模工作，以及深入理解tms作用机制都有积极意义。

由于人体大脑本身是个极其复杂的系统，磁刺激的深层机理仍有进一步探索的空间。针对不同的精神类疾病，对刺激参数、刺激模式、刺激目标以及治疗侧重点的要求均有不同。综上所述，丰富刺激波形的多样化，实现刺激波形的参数可调，为科学探索提供实验条件是现在亟待解决的问题。传统经颅磁刺激仪的刺激波形多为产生衰减余弦感应电场的单相波和双相波，分别如图3和图4所示，图3和图4中，i为刺激电流，e为颅内感应电场。可见脉冲波形相对单一，而且可调参数有限。

技术实现要素：

针对现有技术的缺陷，本发明的目的在于解决现有tms刺激波形单一，可调参数有限的的技术问题。

为实现上述目的，本发明提供一种刺激波形多级可调的磁刺激仪，包括：n个储能电容、n个全桥igbt模块、刺激线圈、控制模块以及n个电源模块，n为大于或等于2的整数；

所述n个电源模块和n个储能电容一一对应，分别为对应的储能电容充电；

所述n个储能电容与所述刺激线圈相连接，用于将其放电电压作用于刺激线圈；

所述n个全桥igbt模块分别与n个储能电容一一对应，用于分别控制n个储能电容放电时的导通或关断，当储能电容放电导通时，对应的全桥igbt模块还用于控制储能电容的放电电压作用于刺激线圈的方向；

所述刺激线圈用于接收n个储能电容的放电电压，根据n个储能电容的放电电压总和生成对应的感应磁场，所述感应磁场作用于需要治疗的用户，使得用户产生相应的感应电场；

所述控制模块用于控制n个全桥igbt模块中各个桥臂的导通和关断，以控制n个储能电容的放电电压总和随着时间呈梯度变化，使得所述用户产生的感应电场也随着时间成梯度变化。

可选地，该磁刺激仪还包括：反馈模块；

所述反馈模块用于接收用户受到感应电场作用后反馈的信号，并将用户反馈的信号处理后发送给控制模块；

所述控制模块根据所述反馈的信号生产对应的控制信号，确定下一个时间段的放电电压总和，形成完整的闭合反馈回路。

可选地，所述n个储能电容、n个全桥igbt模块和刺激线圈的连接关系具体为：

每个全桥igbt模块包括4个igbt，其中第一个igbt的集电极和第三个igbt的集电极共同连接对应储能电容的一端，第二个igbt的发射极和第四个igbt的发射极共同连接对应储能电容的另一端，第一个igbt的发射极和第二个igbt的集电极共同连接于第一端点，第三个igbt的发射极和第四个igbt的集电极共同连接于第二端点，所述第一端点和第二端点构成igbt模块的两个端点；

第一个全桥igbt模块两个端点中的一个端点连接所述刺激线圈的一端；

第i个全桥igbt模块两个端点中的一个端点连接第i-1个全桥igbt模块两个端点中的另一个端点，第i个全桥igbt模块两个端点中的另一个端点连接第i+1个全桥igbt模块两个端点中的一个端点，2≤i≤n-1，i为整数；

第n个全桥igbt模块两个端点中的另一个端点连接所述刺激线圈的另一端；

n个全桥igbt模块中所有igbt的门极均连接控制模块，以使得每个igbt在所述控制模块输出的控制信号的控制下导通或者截止；

所述n个储能电容与刺激线圈串联成回路。

可选地，通过控制igbt门的导通和截止情况，使得每个储能电容的放电电压正向或者反向串联于其他储能电容的放电电压，其中，可以定义：若储能电容放电电流从刺激线圈的一端流入，另一端流出，那么该储能电容的放电电压为正向，反之，该储能电容的放电电压为反向。或者定义：若储能电容放电电流从刺激线圈的一端流入，另一端流出，那么该储能电容的放电电压为反向，反之，该储能电容的放电电压为正向。

可选地，通过控制n个储能电容各个放电时间段的放电时长以及各个放电时间段的放电电压总和，实现所述感应电场的脉宽、幅值多级可调。

总体而言，通过本发明所构思的以上技术方案与现有技术相比，具有以下有益效果：

本发明提供的磁刺激仪通过控制igbt全桥模块中的开关导通状态，以改变刺激电流参数，调节颅内感应电场的幅值、脉宽、极性、各相持续时间等。上述方法可以在一个脉冲电流周期内产生多个等级的感应电场，并实现储能电容之间的能量传递，脉宽、幅值灵活可调。本电路不仅能实现常见的单\双相波形，还能实现幅值、脉宽多级可调的颅内感应电场，大大丰富tms刺激波形的多样性，提高刺激效率，对科学研究实验以及临床治疗有重要意义。

附图说明

图1为经颅磁刺激基本生物原理示意图；

图2为神经元膜时间常数为150μs下的时间-强度曲线图；

图3为传统单相余弦刺激电流及其颅内感应电场波形示意图；

图4为传统双相余弦刺激电流及其颅内感应电场波形示意图；

图5为本发明提供的磁治疗仪结构示意图；

图6为本发明提供的新型刺激电路拓扑结构示意图；

图7为传统单相tms放电电路示意图；

图8为本发明提供的刺激电路中igbt开关切换控制的储能电容的不同连接方式示意图；

图9为本发明可提供的四阶梯双相刺激电流举例及其颅内感应电场波形示意图；

图10为本发明可提供的九阶梯双相刺激电流举例及其颅内感应电场波形示意图。

具体实施方式

为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。此外，下面所描述的本发明各个实施方式中所涉及到的技术特征只要彼此之间未构成冲突就可以相互组合。

图5为本发明提供的磁治疗仪结构示意图，如图5所示，主要包括：充电部分、电源模块，新型刺激电路，控制模块和信号采集模块。

其中，充电部分利用市电为电源模块ps1和ps2充电。电源模块为刺激电路中的储能电容充电，控制模块控制储能电容放电电压作用于刺激线圈的方向。储能电容放电在线圈中产生时变刺激电流。控制模块将人体神经系统受到刺激后的响应信号作为输入，控制igbt全桥模块中的开关导通状态，以改变刺激电流参数，调节颅内感应电场的幅值、脉宽、极性、各相持续时间等。上述方法可以在一个脉冲电流周期内产生多个等级的感应电场，并实现储能电容之间的能量传递，脉宽、幅值灵活可调。本电路不仅能实现常见的单\双相波形，还能实现幅值、脉宽多级可调的颅内感应电场，大大丰富tms刺激波形的多样性，提高刺激效率，对科学研究实验以及临床治疗有重要意义。

经颅磁刺激仪的使用方法为：充电部分在电源模块中储存能量。当经颅磁刺激仪工作时，电源模块通过刺激电路对刺激线圈放电在空间产生感应磁场，并诱发大脑靶区产生感应电场，人体受到有效刺激后，皮层兴奋性得到抑制或提高，产生响应信号(如肌电信号)并输入到计算机。计算机将处理后的信号输入控制模块，并产生控制信号，调节刺激电路的开关状态，改变下一次的刺激波形参数，形成完整的闭合反馈回路。

新型刺激电路的拓扑结构如图6所示，包括：n个储能电容、n个全桥igbt模块、刺激线圈、控制模块，n为大于或等于2的整数；

n个储能电容分别由n个电源模块充电；

n个储能电容与所述刺激线圈相连接，用于将其放电电压作用于刺激线圈；

n个全桥igbt模块分别与n个储能电容一一对应，用于分别控制n个储能电容放电时的导通或关断，当储能电容放电导通时，对应的全桥igbt模块还用于控制储能电容的放电电压作用于刺激线圈的方向；

刺激线圈用于接收n个储能电容的放电电压，根据n个储能电容的放电电压总和生成对应的感应磁场，所述感应磁场作用于需要治疗的用户，使得用户产生相应的感应电场；

控制模块用于控制n个全桥igbt模块中各个桥臂的导通和关断，以控制n个储能电容的放电电压总和随着时间呈梯度变化，使得所述用户产生的感应电场也随着时间成梯度变化。

可选地，该磁刺激仪还包括：反馈模块；

反馈模块用于接收用户受到感应电场作用后反馈的信号，并将用户反馈的信号处理后发送给控制模块；所述控制模块根据所述反馈的信号生产对应的控制信号，确定下一个时间段的放电电压总和，形成完整的闭合反馈回路。

可选地，n个储能电容、n个全桥igbt模块和刺激线圈的连接关系具体为：

每个全桥igbt模块包括4个igbt，其中第一个igbt的集电极和第三个igbt的集电极共同连接对应储能电容的一端，第二个igbt的发射极和第四个igbt的发射极共同连接对应储能电容的另一端，第一个igbt的发射极和第二个igbt的集电极共同连接于第一端点，第三个igbt的发射极和第四个igbt的集电极共同连接于第二端点，所述第一端点和第二端点构成igbt模块的两个端点；

第一个全桥igbt模块两个端点中的一个端点连接所述刺激线圈的一端；

第i个全桥igbt模块两个端点中的一个端点连接第i-1个全桥igbt模块两个端点中的另一个端点，第i个全桥igbt模块两个端点中的另一个端点连接第i+1个全桥igbt模块两个端点中的一个端点，2≤i≤n-1，i为整数；

第n个全桥igbt模块两个端点中的另一个端点连接所述刺激线圈的另一端；

n个全桥igbt模块中所有igbt的门极均连接控制模块，以使得每个igbt在所述控制模块输出的控制信号的控制下导通或者截止；

所述n个储能电容与刺激线圈串联成回路。

可选地，通过控制igbt门的导通和截止情况，使得每个储能电容的放电电压正向或者反向串联于其他储能电容的放电电压。

具体地，在刺激疗程开始前，储能电容上的电压已由各电源模块充电到预设值。储能电容通过igbt全桥结构对刺激线圈放电，在刺激线圈中产生时变电流。通过储能电容不同电压等级的组合，调节感应电场水平，充分实现感应电场水平多样化。

需要注意的是：(1)由于本设计中的开关器件均为全控器件igbt，所以刺激波形的脉宽在单次刺激还是重复刺激模式下都可以实现灵活调节；(2)本设计中模块化的刺激电路为科学实验提供了更多可能性，增加igbt全桥模块数量，颅内可产生的感应电场等级数量也随之增加。

放电电路中的储能电容不同，电容上电压不同以及igbt模块的开关状态不同，均影响刺激波形的参数。具体原理分析如下：

根据安培定律，空间感应磁场强度b和刺激电流i幅值成正比；

根据法拉第定律，颅内感应电场e与空间磁场的变化率成正比；

因此可得颅内感应电场强度和刺激电流变化率成比例关系。由于大脑的磁导率很小，感应电场在大脑内衰减很快，而精神类疾病对应的病灶一般是非表面型，处于颅骨下方20mm甚至更深处，若想要实现理想的治疗效果，必须保证病灶处感应电场有一定的强度，所以tms中采用的刺激电流i幅值一般较高(>2.5ka)且脉宽较窄(μs级)。

传统的tms电路通过储能电容向刺激线圈放电产生正弦电流，在颅内产生余弦感应电场，如前文图3和图4所示。由于电流幅值较大，脉宽较窄，在刺激电流的第一个上升沿(前1/4谐振周期内)，刺激电流基本呈线性上升。以典型的传统单相放电电路图7为例，分析放电电路可得刺激电流时域表达式和感应电场时域表达式e(t)，如下所示：

其中：vc表示接入放电电路的储能电容上的电压值；r为并联在刺激线圈两端的泄能电阻，l为刺激线圈的电感，r为线路杂散电阻；tp等于其值与放电电路谐振周期t有关，系数δ表示比例耦合系数，其取值由刺激线圈的几何结构、线圈放置高度和角度以及大脑组织电导率等决定。ω表示谐振频率，σ表示中间变量。

当电路杂散电阻r较小，储能电容值c较大时，感应电场表达式可简化为：

由上述简化的感应电场表达式可得：在前时间内，对刺激线圈放电的储能电容上的电压等级vc决定颅内感应电场e的幅值，可控开关的导通时间t决定感应电场的脉宽，若要保证感应电场基本不变，应满足导通时间t<<tp。

基于上述背景，本发明设计了以igbt全桥模块为基础的放电电路，并以两个igbt模块为例具体分析电路工作原理：设两个储能电容分别为c1、c2，通过不同的igbt开关之间的连接，可以使得两个储能电容以不用的组合方式对刺激线圈放电。实现各个不同电压等级时的连接方式如图8所示，假设刺激线圈左端为电压正向：

放电电路中可得到的电压等级有+vc1、-vc1、+vc2、-vc2、(vc1+vc2)、(-vc1-vc2)、vc1-vc2、vc2+vc1以及零电压。切换至上图每一个组合方式，都相当于一个独立的传统tms放电电路，保证每一种组合方式维持的时间远小于各自谐振周期的1/4，则可以满足每一阶段感应电场和放电电路电压等级满足：当刺激电流流过全桥模块两个桥臂的同上或者同下位置的igbt或者二极管时，该模块内的储能电容就被绕过，没有接入放电电路对刺激线圈放电，如果两个储能电容都被绕过，则实现的是零电压。举例说明：

假设需要产生四种不同的感应电场等级，vc1>vc2，在{+vc1,-vc1,+vc2,-vc2,(vc1+vc2),(-vc1-vc2),(vc1-vc2),(vc2-vc1),0}中任选四种{-(vc1-vc2),+vc2,(vc1+vc2),-vc1}，开关状态切换表如表1所示：

表1四阶梯双相刺激电流开关状态切换表

根据表1调节各个igbt开关状态后，得到的刺激电流和颅内感应电场如图9所示，带三角形的点线图表示刺激电流，实线表示颅内感应电场。颅内感应电场的两种正电场等级{+vc2,(vc1+vc2)}分别对应t2和t3时间段内刺激电流的两个斜率不同的上升沿；颅内感应电场的两种负电场等级{-(vc1-vc2)，-vc1}分别对应t1和t4时间段内刺激电流的两个斜率不同的下降沿。

当接入两个igbt模块时，如果九种不同电压等级对应的开关状态依次切换，在本电路在刺激电流一个脉冲周期内中共计实现九种感应电场等级。以双相阶梯感应电场为例，波形示意如图10所示。在vc1>vc2时，图中编号(1)～(9)依次表示电压等级：(-vc1-vc2)，-vc1，-vc2，(vc2-vc1),0，(vc1-vc2)，+vc2，+vc1，(vc1+vc2)。

综上，本发明提供的磁刺激仪可以产生脉宽、幅值灵活可调的多等级颅内感应电场刺激波形，并能通过幅值组合和脉宽调节来丰富波形可能性。由于感应电场等级由接入放电电路的储能电容上的电压等级决定，所以若研究或临床上需要多种感应电场等级进行对比或验证，可通过增加全桥模块数量以满足需求。由于感应电场每一等级维持的时间较短，当感应电场等级数目较多时，刺激电流分段很小，若感应电流等级数大大增加，刺激电流被无限细分小段，则整体会无限接近正弦波的形状，如图10所示。但当选择感应电场等级数目较少时，刺激电流分段数目少，则整体会更接近三角波，如图9所示。

人体的刺激响应被信号采集模块接收，经计算机处理，滤除干扰误差信号得到校正信号，校正信号和目标信号作为控制算法的输入参数，经算法优化后，得到控制信号，调节各个模块的开关状态。刺激电流的波形在重复刺激的过程中根据神经响应不断被优化和调整，因此可以大大提高刺激效率。本发明中采用的刺激线圈以八字形线圈为例，需要强调的是，本经颅磁刺激仪中的具体线圈结构包括但不限于本申请中的结构。

本领域的技术人员容易理解，以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。