用于颅脑电磁刺激的不对称异型线圈及颅脑电磁刺激系统

1.本发明属于颅脑电磁刺激技术领域，具体地涉及一种用于颅脑电磁刺激的不对称异型线圈及颅脑电磁刺激系统。


背景技术：

2.作为现代神经科学重要技术手段之一，颅脑电磁刺激技术广泛应用于临床诊断、临床治疗及科学研究等领域。为了对颅内目标靶区进行精准有效刺激并降低刺激副作用，通常需要对刺激线圈进行优化设计。
3.刺激线圈用于实现刺激过程中的电磁能量转换，其几何结构直接影响颅内聚焦场空间分布形态，因此刺激线圈的几何结构优化是颅脑电磁刺激系统设计中的核心问题。目前，单圆形刺激线圈及八字形刺激线圈是颅脑电磁刺激系统中两种常见的刺激线圈，其基本刺激方法是将线圈至于颅内目标靶区上方，刺激开始后在线圈内导入时变脉冲电流，以便基于变化电流在线圈周围空间产生一次感应磁场，由于颅内生物组织电导率和磁导率不为零，变化的一次感应磁场将在颅内目标靶区产生二次感应电场，该二次感应电场即可作用于靶区神经元，改变神经元膜电位，并起到神经调控的作用。虽然单圆形刺激线圈具有结构简单和易于加工的优点，但其在颅内形成的感应电场呈涡流状，并不聚焦，会形成较大刺激区。而八字形刺激线圈由两个相切的单圆形刺激线圈构成，其产生的颅内感应电场分布呈双涡流状，两个涡流交汇部分感应电场分布具有高度统一的方向性，形成感应电场正峰，有利于减小刺激面积。
4.随着神经科学进程的逐步推进，临床应用和科学研究对颅内聚焦场空间分布形态提出多种指标要求。在实际刺激过程中，颅内聚焦场呈三维渗透式分布，刺激效果是靶区刺激强度、刺激范围、刺激锐度以及刺激深度等颅内聚焦场多重空间分布特性综合作用的结果。即为了保证诱导神经元膜电位变化，颅内感应电场必须具有足够的靶区刺激强度；为了避免非靶区组织暴露在较强刺激强度下，应减小刺激范围，提高刺激精确性；为了保证目标靶区组织与其相邻非靶区在某一方向上刺激强度有显著性差异，降低潜在副作用，应提高刺激锐度；为了满足特定科学研究对深脑刺激的需求，需尽可能地提高深度。然而，通过八字形刺激线圈有限地减小靶平面刺激范围并不能保证刺激效果的改善，也无法充分满足特定情况下的研究需求，造成颅脑电磁刺激应用的局限性。例如已有文献提出八字形刺激线圈无法产生深脑刺激时所需要的刺激强度。


技术实现要素：

5.为了解决现有传统刺激线圈无法兼顾包含靶区刺激强度、刺激范围、刺激锐度以及刺激衰减度在内的颅内聚焦场多重空间分布特性改善的问题，本发明目的在于提供一种用于颅脑电磁刺激的不对称异型线圈及颅脑电磁刺激系统，可以实现颅内目标靶区精准有效刺激的目的，减少刺激副作用，增强刺激效果。
6.第一方面，本发明提供了一种用于颅脑电磁刺激的不对称异型线圈，包括有第一
线圈单元和第二线圈单元，其中，所述第一线圈单元和所述第二线圈单元用于构成位于颅内目标靶区上方的颅脑电磁刺激对；
7.所述第一线圈单元包括有依次电连接的第一进电端子、第一线圈绕组和第一出电端子，所述第二线圈单元包括有依次电连接的第二进电端子、第二线圈绕组和第二出电端子，其中，所述第一线圈绕组包括有位于同一平面/曲面上的第一多圈线匝，所述第二线圈绕组包括有位于同一平面/曲面上的第二多圈线匝；
8.所述第一多圈线匝上的多根第一中心侧导体和所述第二多圈线匝上的多根第二中心侧导体用于上下重叠地布置在所述颅内目标靶区的中心区域的正上方，所述第一多圈线匝上的多根第一远端侧导体和所述第二多圈线匝上的多根第二远端侧导体分别用于布置在所述颅内目标靶区的中心线两侧区域的上方，其中，所述多根第一中心侧导体与所述多根第一远端侧导体在所述第一多圈线匝上分别位于相对的两侧，并使各根第一中心侧导体分别长于具有相对关系的对应第一远端侧导体，以及所述多根第二中心侧导体与所述多根第二远端侧导体在所述第二多圈线匝上也分别位于相对的两侧，并使各根第二中心侧导体也分别长于具有相对关系的对应第二远端侧导体；
9.所述第一中心侧导体内的电流方向与所述第二中心侧导体内的电流方向相同，并分别与所述第一远端侧导体内的电流方向和所述第二远端侧导体内的电流方向相反。
10.基于上述发明内容，可提供一种基于不对称线匝结构的颅脑电磁刺激异型线圈，即包括有第一线圈单元和第二线圈单元，两线圈单元分别包括有位于同一平面/曲面上的多圈线匝，并将两多圈线匝的中心侧导体上下重叠地布置在颅内目标靶区的中心区域的正上方，以及将两多圈线匝的远端侧导体分别布置在所述颅内目标靶区的中心线两侧区域的上方，由此可通过上下两中心侧导体的电流同向特点，在线圈下方形成较高的靶区刺激强度；同时通过两多圈线匝的平面/曲面弯折结构，可物理性地将空间电磁场局限在线圈下方较小的区域内，以便进一步改善靶区刺激强度、减小刺激范围和提高刺激深度；以及由于中心侧导体内的电流方向与远端侧导体内的电流方向相反，可导致在靶区内产生的磁感应方向也相反，进而可借助中心侧导体与远端侧导体所具有的长度不对称特性，灵活调节刺激锐度，最终可以实现颅内目标靶区精准有效刺激的目的，减少刺激副作用，增强刺激效果。
11.在一个可能的设计中，所述多根第一中心侧导体、所述多根第一远端侧导体、所述多根第二中心侧导体和/或所述多根第二远端侧导体与所述中心线平行。
12.在一个可能的设计中，在所述多根第一中心侧导体中，相邻两根第一中心侧导体的间距小于具有相对关系的对应相邻两根第一远端侧导体的间距；
13.在所述多根第二中心侧导体中，相邻两根第二中心侧导体的间距小于具有相对关系的对应相邻两根第二远端侧导体的间距。
14.在一个可能的设计中，所述第一线圈单元的第一出电端子电连接所述第二线圈单元的第二进电端子。
15.在一个可能的设计中，所述多根第一中心侧导体中的且距离所述中心线最近的第一中心侧导体，长于所述多根第一远端侧导体中且距离所述中心线最远的第一远端侧导体；
16.所述多根第二中心侧导体中的且距离所述中心线最近的第二中心侧导体，长于所述多根第二远端侧导体中且距离所述中心线最远的第二远端侧导体。
17.在一个可能的设计中，位于所述第一多圈线匝中最内圈线匝上的第一中心侧导体与第一远端侧导体的间距，小于所述多根第一远端侧导体中且距离所述中心线最远的第一远端侧导体的长度；
18.位于所述第二多圈线匝中最内圈线匝上的第二中心侧导体与第二远端侧导体的间距，小于所述多根第二远端侧导体中且距离所述中心线最远的第二远端侧导体的长度。
19.在一个可能的设计中，当所述第一多圈线匝和所述第二多圈线匝分别位于朝所述颅内目标靶区弯曲的两曲面上时，介于所述多根第一远端侧导体中且距离所述中心线最远的第一远端侧导体与所述多根第二远端侧导体中且距离所述中心线最远的第二远端侧导体之间的弯曲角度数小于或等于70度。
20.在一个可能的设计中，所述第一线圈绕组和所述第二线圈绕组分别采用多层结构且具有相同的层数，并使各层的所述多根第一中心侧导体和所述多根第二中心侧导体交错地进行上下重叠布置。
21.在一个可能的设计中，所述第一多圈线匝与所述第二多圈线匝具有相同的线圈厚度。
22.第二方面，本发明提供了一种颅脑电磁刺激系统，包括有直流电源、充电电路、充电开关、储能电容、放电开关、控制信号模块、信号采集模块、数据处理计算机和如前第一方面或在第一方面中任意可能设计所述的不对称异型线圈；
23.所述直流电源、所述充电电路、所述充电开关和所述储能电容依次电连接，所述储能电容、所述放电开关和所述不对称异型线圈依次电连接，所述控制信号模块的信号输出端分别电连接所述充电开关的受控端和所述放电开关的受控端；
24.所述控制信号模块和所述信号采集模块分别通信连接所述数据处理计算机，其中，所述控制信号模块用于在所述数据处理计算机的控制下产生用于驱动所述充电开关和所述放电开关执行开/关动作的驱动信号，所述信号采集模块用于采集颅脑在受电磁刺激时所激发的电生理反应信号，并将采集结果传送至所述数据处理计算机进行数据处理。
25.本发明的技术效果：
26.(1)本发明创造提供了一种基于不对称线匝结构的颅脑电磁刺激异型线圈，即包括有第一线圈单元和第二线圈单元，两线圈单元分别包括有位于同一平面/曲面上的多圈线匝，并将两多圈线匝的中心侧导体上下重叠地布置在颅内目标靶区的中心区域的正上方，以及将两多圈线匝的远端侧导体分别布置在所述颅内目标靶区的中心线两侧区域的上方，由此可通过上下两中心侧导体的电流同向特点，在线圈下方形成较高的靶区刺激强度；同时通过两多圈线匝的平面/曲面弯折结构，可物理性地将空间电磁场局限在线圈下方较小的区域内，以便进一步改善靶区刺激强度、减小刺激范围和提高刺激深度；以及由于中心侧导体内的电流方向与远端侧导体内的电流方向相反，可导致在靶区内产生的磁感应方向也相反，进而可借助中心侧导体与远端侧导体所具有的长度不对称特性，灵活调节刺激锐度，最终可以实现颅内目标靶区精准有效刺激的目的，减少刺激副作用，增强刺激效果；
27.(2)通过所述不对称异型线圈的优化设计，可兼顾刺激强度、刺激范围、刺激锐度以及刺激深度的改善，全方位增强刺激效果，避免了传统刺激线圈设计仅针对单一评价指标进行优化，造成线圈应用局限性的问题；
28.(3)通过使两多圈线匝具有中心侧导体密集而远端侧导体稀疏分散的特点，可在
不影响刺激强度和聚焦性的同时，增大导体与空气的接触面积，利于两线圈单元在连续工作中散热，提高系统刺激效率；
29.(4)通过曲面结构设计，可使所述不对称异形线圈贴合头颅不规则形状，符合人体工学需求，有利于灵活移动和定位，对医护工作者及科学研究人员操作友好。
附图说明
30.为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
31.图1是本发明提供的不对称异型线圈在xy平面上的绕线结构示意图。
32.图2是本发明提供的不对称异型线圈在xyz三维空间上的绕线结构示意图。
33.图3是本发明提供的不对称异型线圈的弯曲特性分析图，其中，图3(a)示出了传统平面型八字形刺激线圈对颅内目标靶区产生电磁感应的结果，图3(b)示出了弯曲型不对称异型线圈对颅内目标靶区产生电磁感应的结果，图3(c)示出了传统平面型八字形刺激线圈的靶区感应电场在x方向上的分布，图3(d)示出了弯曲型不对称异型线圈的靶区感应电场在x方向上的分布。
34.图4是本发明提供的不对称异型线圈与人体头颅的相对位置关系示意图，其中，图4(a)示出了在xyz三维空间中不对称异型线圈与人体头颅的相对位置关系，图4(b)示出了在xy平面中不对称异型线圈与人体头颅的相对位置关系。
35.图5是本发明提供的颅内靶平面与靶区测试线的相对位置关系示意图，其中，图5(a)示出了在xyz三维空间中颅内靶平面与靶区测试线的相对位置关系，图5(b)示出了在xy平面中颅内靶平面与靶区测试线的相对位置关系，图5(c)示出了在yz平面中颅内靶平面与靶区测试线的相对位置关系。
36.图6是传统八字形刺激线圈在颅内靶平面产生的感应电场分布示例图，其中，图6(a)示出了传统八字形刺激线圈在depth＝40mm刺激深度处于靶区平面上产生的感应电场三维分布情况，图6(b)示出了传统八字形刺激线圈在depth＝40mm刺激深度处于靶区平面上产生的感应电场二维等值情况。
37.图7是本发明提供的不对称异型线圈在颅内靶平面产生的感应电场分布示例图，其中，图7(a)示出了不对称异型线圈在depth＝40mm刺激深度处于靶区平面上产生的感应电场三维分布情况，图7(b)示出了不对称异型线圈在depth＝40mm刺激深度处于靶区平面上产生的感应电场二维等值情况。
38.图8是传统八字形刺激线圈与本发明提供的不对称异型线圈在产生的纵向感应电场分布维度上的对比示例图。
39.图9是本发明提供的颅脑电磁刺激系统的结构示意图。
具体实施方式
40.下面结合附图及具体实施例来对本发明作进一步阐述。在此需要说明的是，对于这些实施例方式的说明虽然是用于帮助理解本发明，但并不构成对本发明的限定。本文公
开的特定结构和功能细节仅用于描述本发明示例的实施例。然而，可用很多备选的形式来体现本发明，并且不应当理解为本发明限制在本文阐述的实施例中。
41.应当理解，尽管本文可能使用术语第一和第二等等来描述各种对象，但是这些对象不应当受到这些术语的限制。这些术语仅用于区分一个对象和另一个对象。例如可以将第一对象称作第二对象,并且类似地可以将第二对象称作第一对象，同时不脱离本发明的示例实施例的范围。
42.应当理解，对于本文中可能出现的术语“和/或”，其仅仅是一种描述关联对象的关联关系，表示可以存在三种关系，例如，a和/或b，可以表示：单独存在a、单独存在b或者同时存在a和b等三种情况；对于本文中可能出现的术语“/和”，其是描述另一种关联对象关系，表示可以存在两种关系，例如，a/和b，可以表示：单独存在a或者同时存在a和b等两种情况；另外，对于本文中可能出现的字符“/”，一般表示前后关联对象是一种“或”关系。
43.实施例一
44.如图1～8所示，本实施例提供的所述用于颅脑电磁刺激的不对称异型线圈，包括有第一线圈单元1和第二线圈单元2，其中，所述第一线圈单元1和所述第二线圈单元2用于构成位于颅内目标靶区3上方的颅脑电磁刺激对；所述第一线圈单元1包括有依次电连接的第一进电端子c1、第一线圈绕组10和第一出电端子，所述第二线圈单元2包括有依次电连接的第二进电端子、第二线圈绕组20和第二出电端子c2，其中，所述第一线圈绕组10包括有位于同一平面/曲面上的第一多圈线匝，所述第二线圈绕组20包括有位于同一平面/曲面上的第二多圈线匝；所述第一多圈线匝上的多根第一中心侧导体101和所述第二多圈线匝上的多根第二中心侧导体201用于上下重叠地布置在所述颅内目标靶区3的中心区域的正上方，所述第一多圈线匝上的多根第一远端侧导体102和所述第二多圈线匝上的多根第二远端侧导体202分别用于布置在所述颅内目标靶区3的中心线(即图1中的m
‑
n线)两侧区域的上方，其中，所述多根第一中心侧导体101与所述多根第一远端侧导体102在所述第一多圈线匝上分别位于相对的两侧，并使各根第一中心侧导体101分别长于具有相对关系的对应第一远端侧导体102，以及所述多根第二中心侧导体201与所述多根第二远端侧导体202在所述第二多圈线匝上也分别位于相对的两侧，并使各根第二中心侧导体201也分别长于具有相对关系的对应第二远端侧导体202；所述第一中心侧导体101内的电流方向与所述第二中心侧导体201内的电流方向相同，并分别与所述第一远端侧导体102内的电流方向和所述第二远端侧导体202内的电流方向相反。
45.如图1和2所示，在所述不对称异型线圈的具体结构中，所述第一线圈单元1和所述第二线圈单元2用于分别导入时变脉冲电流，以便基于变化电流在线圈周围空间产生一次感应磁场，进而基于变化的一次感应磁场在所述颅内目标靶区3产生二次感应电场，最终通过所述二次感应电场作用于靶区神经元，改变神经元膜电位，起到神经调控的作用，其中，所述第一进电端子c1用于向所述第一线圈绕组10导入所述时变脉冲电流，所述第一出电端子用于从所述第一线圈绕组10中导出所述时变脉冲电流，所述第二进电端子用于向所述第二线圈绕组20导入所述时变脉冲电流，所述第二出电端子c2用于从所述第二线圈绕组20中导出所述时变脉冲电流。如图1所示，所述第一线圈单元1的第一出电端子电连接所述第二线圈单元2的第二进电端子，使得所述第一线圈单元1和所述第二线圈单元2可串联接入同一放电电路(当然，两线圈单元也可以分别接入两个不同的放电电路，只需要满足如下关系
即可：所述第一中心侧导体101内的电流方向与所述第二中心侧导体201内的电流方向相同，并分别与所述第一远端侧导体102内的电流方向和所述第二远端侧导体202内的电流方向相反)，其中，所述第一线圈单元1的多圈线匝绕制方向为由内向外，所述第二线圈单元2的多圈线匝绕制方向为由外向内，如此虽然所述第一线圈单元1与所述第二线圈单元2具有相同几何结构，但是它们在xy平面上的投影将呈不对称和不均匀分布。所述第一多圈线匝和所述第二多圈线匝的所在平面/曲面可以是朝所述颅内目标靶区3弯曲的两曲面，如图2和4所示的弯曲结果，也可以是背离所述颅内目标靶区3弯曲的两曲面,如图3(b)所示的弯曲结果，还可以是平行于所述颅内目标靶区3的平面。此外，所述第一多圈线匝和所述第二多圈线匝可以但不限于由不对称平面绕组弯折而成或借助曲面线圈骨架绕制而成。
46.根据电磁场空间叠加原理，由于所述第一中心侧导体101内的电流方向与所述第二中心侧导体201内的电流方向相同(例如图1所示，带箭头的虚线表示所述时变脉冲电流的流向，所述时变脉冲电流从所述第一线圈单元1最内侧的所述第一进电端子c1流入，并从所述第二线圈单元2最内侧的所述第二出电端c2流出，使得所述第一线圈单元1内的电流呈逆时针流动，所述第二线圈单元2内的电流呈顺时针流动，所述第一中心侧导体101内的电流方向与所述第二中心侧导体201内的电流方向相同，并分别与所述第一远端侧导体102内的电流方向和所述第二远端侧导体202内的电流方向相反)，可在线圈下方形成较高的靶区刺激强度；同时通过两多圈线匝的平面/曲面弯折结构，可物理性地将空间电磁场局限在线圈下方较小的区域内，以便进一步改善靶区刺激强度、减小刺激范围和提高刺激深度；以及由于中心侧导体(101，201)内的电流方向与远端侧导体(102，202)内的电流方向相反，可导致在靶区内产生的磁感应方向也相反，进而可借助中心侧导体(101，201)与远端侧导体(102，202)所具有的长度不对称特性，灵活调节刺激锐度。
47.如图3(a)和(c)所示，同样用带箭头的虚线表示电流流向，设在传统平面型八字形刺激线圈的中心侧导体内的刺激电流方向为y负方向(即由外向内)，则根据电磁感应定律，其在靶平面中心产生的感应电场方向为y正方向。同理，在传统平面型八字形刺激线圈的远端侧导体内的刺激电流方向为y正方向(即由内向外)，相应产生的感应电场强度为y负方向。用带箭头的实线表示在靶区刺激场中产生的感应电场方向，由于传统八字形刺激线圈为平面均匀结构，中心侧导体和远端侧导体产生的正、负感应电场近似相等，故其感应电场在x方向上的分布基本对称，感应电场正峰值e
1max
≈感应电场负峰值e
1min
，如图3(c)实线波形所示。
48.如图3(b)和(d)所示，同样用带箭头的虚线表示电流流向，设在两中心侧导体(101，201)内的刺激电流方向为y负方向(即由外向内)，其在靶平面中心产生的感应电场方向为y正方向；而远端侧导体(102，202)内的刺激电流方向为y正方向(即由内向外)，相应产生的感应电场强度为y负方向。同样用带箭头的实线表示在靶区刺激场中产生的感应电场方向，由于不对称异型线圈为曲面结构且背离所述颅内目标靶区3弯曲，使得远端侧导体(102，202)远离靶平面，且由于远端侧导体(102，202)的长度小于中心侧导体(101，201)，使得本发明提供的不对称异型线圈在靶区x方向上的感应电场呈不对称分布，感应电场最大正值e
2max
>e
2min
，如图3(d)中实线波形所示。在图3(d)中虚线波形表示为传统八字形刺激线圈在x方向上的感应电场分布。由图3(d)可知，当刺激强度一致时，本发明提供的所述不对称异型线圈在x方向上产生的感应电场更为集中。同时，与直接将两个普通线圈单元以不同
角度摆放相比，弯曲型线圈的整体性更好，相邻两线圈单元之间不会因摆放角度形成较大空气间隙，并因此造成电磁能量损失。另外，相比于呈角度摆放的两个线圈，弯曲型线圈可更加贴合人体头颅结构，更有利于医生灵活定位和移动刺激点，如图4所示。
49.优选的，在所述多根第一中心侧导体101中，相邻两根第一中心侧导体101的间距小于具有相对关系的对应相邻两根第一远端侧导体102的间距；在所述多根第二中心侧导体201中，相邻两根第二中心侧导体201的间距小于具有相对关系的对应相邻两根第二远端侧导体202的间距。如图2所示，相邻两根第一远端侧导体102的间距即用d1表示，通过前述设计，可使所述第一多圈线匝和所述第二多圈线匝具有中心侧导体密集而远端侧导体稀疏分散的特点，进而可在不影响刺激强度和聚焦性的同时，增大导体与空气的接触面积，利于两线圈单元在连续工作中散热，提高系统刺激效率(在颅脑电磁刺激技术的使用过程中，通常需要重复施加电流脉冲，如治疗抑郁症的常规处方中，需要以20hz的重复频率，连续施加约3000个脉冲电流；而由于传统刺激线圈电阻不可忽略，刺激电流幅值较高，线圈多匝多层紧密绕制的结构将导致散热困难，使得在重复刺激过程中，线圈会因温度超过安全极限而使刺激系统工作在间歇状态，影响刺激系统效率)。
50.优选的，所述多根第一中心侧导体101中的且距离所述中心线最近的第一中心侧导体101，长于所述多根第一远端侧导体102中且距离所述中心线最远的第一远端侧导体102；所述多根第二中心侧导体201中的且距离所述中心线最近的第二中心侧导体201，长于所述多根第二远端侧导体202中且距离所述中心线最远的第二远端侧导体202。如图2所示，所述第一线圈单元1中平行于y方向的最外侧远端导体顶点分别为p1和p2，处于两顶点p1和p2之间的导体即为所述多根第一远端侧导体102中且距离所述中心线最远的第一远端侧导体102。所述第二线圈单元2中平行于y方向的最中心导体顶点分别为p4和p5，处于两顶点p4和p5之间的导体即为所述多根第二中心侧导体201中的且距离所述中心线最近的第二中心侧导体201。通过前述设计，可以作为刺激最佳优化过程(优化目标可表示为：{max(emax)；min(s)；max(δe/δl)；max(depth)}，其中emax表示刺激强度，s表示刺激范围，δe/δl表示刺激锐度，depth表示有效刺激深度)中的约束条件之一。
51.优选的，位于所述第一多圈线匝中最内圈线匝上的第一中心侧导体101与第一远端侧导体102的间距，小于所述多根第一远端侧导体102中且距离所述中心线最远的第一远端侧导体102的长度；位于所述第二多圈线匝中最内圈线匝上的第二中心侧导体201与第二远端侧导体202的间距，小于所述多根第二远端侧导体202中且距离所述中心线最远的第二远端侧导体202的长度。如图2所示，位于所述第一多圈线匝中最内圈线匝上的第一中心侧导体101与第一远端侧导体102的间距即用d2表示，所述第一线圈单元1中平行于y方向的最外侧远端导体顶点分别为p1和p2，处于两顶点p1和p2之间的导体即为所述多根第一远端侧导体102中且距离所述中心线最远的第一远端侧导体102。通过前述设计，可以避免因线圈尺寸较大而增加刺激范围，其可以作为所述刺激最佳优化过程中的另一约束条件之一。
52.优选的，当所述第一多圈线匝和所述第二多圈线匝分别位于朝所述颅内目标靶区3弯曲的两曲面上时，介于所述多根第一远端侧导体102中且距离所述中心线最远的第一远端侧导体102与所述多根第二远端侧导体202中且距离所述中心线最远的第二远端侧导体202之间的弯曲角度数小于或等于70度。如图2所示，所述第一线圈单元1中平行于y方向的最外侧远端导体顶点分别为p1和p2，处于两顶点p1和p2之间的导体即为所述多根第一远端
侧导体102中且距离所述中心线最远的第一远端侧导体102。介于所述多根第一远端侧导体102中且距离所述中心线最远的第一远端侧导体102与所述多根第二远端侧导体202中且距离所述中心线最远的第二远端侧导体202之间的弯曲角度即用θ表示。通过前述设计，可以避免因弯曲过度导致线圈远端侧导体(102，202)过于接近头皮，构成安全隐患，其可以作为所述刺激最佳优化过程中的另一约束条件之一。
53.优选的，所述第一线圈绕组10和所述第二线圈绕组20分别采用多层结构且具有相同的层数，并使各层的所述多根第一中心侧导体101和所述多根第二中心侧导体201交错地进行上下重叠布置。通过前述设计，可以通过多层结构进一步提升靶区中心的刺激强度及深度。
54.优选的，所述第一多圈线匝与所述第二多圈线匝具有相同的线圈厚度。如图2所示，所述第一线圈单元1中平行于y方向的最外侧远端导体顶点分别为p1和p2，所述第一线圈单元1中最外侧远端导体底点为p3，所述第一线圈单元1中最外侧远端导体顶点和底点分别为p6和p7，顶点p2至底点p3的间距即为所述第一多圈线匝的线圈厚度，其等于顶点p6至底点p7的间距(即等于所述第二多圈线匝的线圈厚度)。此外，所述多根第一中心侧导体101、所述多根第一远端侧导体102、所述多根第二中心侧导体201和/或所述多根第二远端侧导体202与所述中心线平行，其中，所述中心线平行于所述y方向。
55.如图5所示，设头皮定点为坐标原点，目标深度为头皮顶点下方depth(mm)处，则xy方向上的目标靶平面400可以表示为z＝
‑
depth(mm)；x方向测试线401可以表示为y＝0,z＝
‑
depth(mm)；y方向测试线402可以表示为x＝0,z＝
‑
depth(mm)；z方向测试线403可以表示为x＝0,y＝0。由于刺激强度表示颅内靶区最高感应电场峰值，因此其可在颅内x方向测试线401或y方向测试线402上提取。由于刺激范围表示超过特定强度的感应电场在目标靶区的覆盖范围，因此其可在颅内x方向测试线401或y方向测试线402上提取半功率区算得到。由于刺激锐度表示颅内感应电场在目标靶区上的变化速率，因此其可沿颅内x方向测试线401或y方向测试线402提取。由于刺激深度表示刺激渗透效果，可在颅内z方向测试线403上提取。这四个评价指标涵盖了颅内感应电场在x、y和z三个方向上的空间分布特点，可实现对刺激效果的综合评价。
56.如图6所示，当脉冲刺激电流幅值为3500a，脉宽为222μs，传统八字形刺激线圈的线圈内径r0＝15mm，总匝数为n＝10时，该八字形刺激线圈在depth＝40mm刺激深度处于靶区平面上产生的感应电场刺激强度为e
1.max
＝21.4v/m，刺激面积为8cm2，刺激锐度为x方向上感应电场每单位厘米变化4v/m。而如图7所示，当脉冲刺激电流幅值为3500a，脉宽为222μs，本发明提供的所述不对称异型线圈的最远端侧导体的长度l
outer
＝50mm(即顶点p1至p2之间的距离)，最中心侧导体的长度l
inner
＝70mm(即顶点p4至p5之间的距离)，d2＝30mm，弯曲角度θ＝45
°
，总匝数为n＝10时，则该不对称异型线圈在depth＝40mm刺激深度处于靶区平面上产生的感应电场刺激强度达到e
2.max
＝50.9v/m，刺激面积为3.75cm2，刺激锐度为x方向上感应电场每单位厘米变化10v/m。与图6相比可以明显看出，相比于传统八字形刺激线圈，本发明提供的所述不对称异型线圈产生的感应电场分布形态更为理想，可有效增强刺激强度、减小刺激面积和提高刺激锐度。
57.另外，当脉冲刺激电流幅值为3500a，脉宽为222μs，线圈总匝数为n＝10时，传统八字形刺激线圈和本发明提供的所述不对称异型线圈在颅内z方向产生的感应电场分布如图
8所示(图8中虚线表示八字形刺激线圈产生的感应电场分布，实线表示本发明提供的所述不对称异型线圈产生的感应电场分布)。由图8可知，在相同刺激条件下，同一刺激深度处，所述不对称异型线圈产生的感应电场强度均高于传统八字形刺激线圈。设50v/m为达到神经阈值所需最小刺激强度，传统八字形刺激线圈的刺激深度为20mm，而所述不对称异形线圈的刺激深度可达到40mm，即本发明的线圈可兼顾刺激深度的改善。
58.综上，采用本实施例所提供的且用于颅脑电磁刺激的不对称异型线圈，具有如下技术效果：
59.(1)本实施例提供了一种基于不对称线匝结构的颅脑电磁刺激异型线圈，即包括有第一线圈单元和第二线圈单元，两线圈单元分别包括有位于同一平面/曲面上的多圈线匝，并将两多圈线匝的中心侧导体上下重叠地布置在颅内目标靶区的中心区域的正上方，以及将两多圈线匝的远端侧导体分别布置在所述颅内目标靶区的中心线两侧区域的上方，由此可通过上下两中心侧导体的电流同向特点，在线圈下方形成较高的靶区刺激强度；同时通过两多圈线匝的平面/曲面弯折结构，可物理性地将空间电磁场局限在线圈下方较小的区域内，以便进一步改善靶区刺激强度、减小刺激范围和提高刺激深度；以及由于中心侧导体内的电流方向与远端侧导体内的电流方向相反，可导致在靶区内产生的磁感应方向也相反，进而可借助中心侧导体与远端侧导体所具有的长度不对称特性，灵活调节刺激锐度，最终可以实现颅内目标靶区精准有效刺激的目的，减少刺激副作用，增强刺激效果；
60.(2)通过所述不对称异型线圈的优化设计，可兼顾刺激强度、刺激范围、刺激锐度以及刺激深度的改善，全方位增强刺激效果，避免了传统刺激线圈设计仅针对单一评价指标进行优化，造成线圈应用局限性的问题；
61.(3)通过使两多圈线匝具有中心侧导体密集而远端侧导体稀疏分散的特点，可在不影响刺激强度和聚焦性的同时，增大导体与空气的接触面积，利于两线圈单元在连续工作中散热，提高系统刺激效率；
62.(4)通过曲面结构设计，可使所述不对称异形线圈贴合头颅不规则形状，符合人体工学需求，有利于灵活移动和定位，对医护工作者及科学研究人员操作友好。
63.实施例二
64.如图9所示，本实施例在实施例一所述不对称异型线圈的基础上，还提供了一种新型的颅脑电磁刺激系统，包括有直流电源、充电电路、充电开关、储能电容、放电开关、控制信号模块、信号采集模块、数据处理计算机和如实施例一所述的不对称异型线圈；所述直流电源、所述充电电路、所述充电开关和所述储能电容依次电连接，所述储能电容、所述放电开关和所述不对称异型线圈依次电连接，所述控制信号模块的信号输出端分别电连接所述充电开关的受控端和所述放电开关的受控端；所述控制信号模块和所述信号采集模块分别通信连接所述数据处理计算机，其中，所述控制信号模块用于在所述数据处理计算机的控制下产生用于驱动所述充电开关和所述放电开关执行开/关动作的驱动信号，所述信号采集模块用于采集颅脑在受电磁刺激时所激发的电生理反应信号，并将采集结果传送至所述数据处理计算机进行数据处理。
65.如图9所示，在所述颅脑电磁刺激系统的具体结构中，所述直流电源可以但不限于为将电网工频交流电转换为稳定直流电的电源模块。所述充电电路用于经过所述充电开关(即在开关导通时)对所述储能电容进行充电，以便作为刺激准备。所述不对称异型线圈经
由所述第一线圈单元1最内侧的第一进电端子c1和所述第二线圈单元2最内侧的第二出电端子c3与所述储能电容和所述放电开关连接，以便在刺激开始后，所述储能电容能通过所述放电开关(即在开关导通时)对刺激线圈放电，进而使线圈内产生时变的脉冲刺激电流，并在颅内靶区产生感应电场。被刺激者的电生理反应经由所述信号采集模块(其具体可以但不限于包括有所述x方向测试线401、所述y方向测试线402和所述z方向测试线403等)采集后传入所述数据处理计算机，以便进行常规的数据处理。所述数据处理计算机的输出信号接入所述控制信号模块，所述控制信号模块的输出信号即为所述充电开关和所述放电开关的驱动信号，以便在所述数据处理计算机的控制下，实现重复刺激的目的。
66.本实施例的技术原理及技术效果，可参见前述实施例一的详细描述，于此不再赘述。
67.最后应说明的是，本发明不局限于上述可选的实施方式，任何人在本发明的启示下都可得出其他各种形式的产品。上述具体实施方式不应理解成对本发明的保护范围的限制，本发明的保护范围应当以权利要求书中界定的为准，并且说明书可以用于解释权利要求书。