兼容磁共振的靶向神经刺激系统的设计方法与刺激系统

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，特别涉及一种兼容磁共振的靶向神经刺激系统的设计方法与刺激系统。

背景技术

植入式有源神经电刺激器通过电极向神经组织传递脉冲信号，可用于改善人体的正常技能运作。如：植入式脑深部神经刺激电极(Deep Brain Stimulation,DBS)能有效改善帕金森患者的肢体控制及协调能力。DBS系统已经广泛应用于临床，用于治疗帕金森症等疾病。

据调查，植入DBS系统的患者，70％以上存在使用MRI检查的需求。然而，目前的DBS系统由于其带有细长的导电结构，并且这种细长的导电结构部分与组织接触，在进行MRI检查时，细长的导电结构在射频(Radio Frequency，RF)磁场中会感应发热。由此，体内植入有DBS系统的患者在进行MRI扫描的时候，在细长的导电结构与组织接触的部位可能会出现严重的温升，这样的温升会对患者造成严重的伤害。尤其是针对靶向电刺激系统，其一般包含多根导电结构，不但需要能够进行精准刺激，且需要实现多场强兼容，以满足方向性刺激的实际需求。

此外，目前的DBS系统在MRI检查时也可能会出现产品发热、振动、扭转、机械力位移、器械故障等情况，可能造成器械损坏带来的临床二次风险。

发明内容

本发明的目的在于提供一种兼容磁共振的靶向神经刺激系统的设计方法与刺激系统，以解决现有的植入式有源神经电刺激器不适用于MRI检查的问题。

为解决上述技术问题，本发明提供一种兼容磁共振的靶向神经刺激系统的设计方法，其包括：

获取预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长；

获取靶向神经刺激系统的电极导线组件的初始等效长度；

基于所述初始等效长度对所述电极导线组件进行调节，以将所述电极导线组件在调节后的等效长度配置为避开所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长。

可选的，获取靶向神经刺激系统的电极导线组件的初始等效长度的步骤包括：

将所述电极导线组件等效为包含多个LC子电路的偶极天线系统；

根据所述多个LC子电路的容值之和和电感量之和得到所述电极导线组件的初始容值与初始电感量；

根据所述初始容值与所述初始电感量得到所述电极导线组件的初始谐振频率、初始阻抗、初始驻波比三者至少之一，并得到所述初始等效长度。

可选的，基于所述初始等效长度对所述电极导线组件进行调节，以将所述电极导线组件在调节后的等效长度配置为避开所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长的步骤包括：

在所述电极导线组件与脉冲发生器的连接端之间设置调节电容和/或调节电感；

根据所述电极导线组件与设置所述调节电容和/或所述调节电感后所构成的整体的容值和电感量得到所述电极导线组件的调节后的谐振频率、调节后的阻抗、调节后的驻波比三者至少之一，并得到所述电极导线组件在调节后的等效长度；

根据所述初始等效长度和所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长，选择所述调节电容的容值和/或所述调节电感的电感量，以使所述电极导线组件在调节后的等效长度避开所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长。

可选的，基于所述初始等效长度对所述电极导线组件进行调节，以将所述电极导线组件在调节后的等效长度配置为避开所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长的步骤还包括：

设置连接至所述调节电容和/或所述调节电感的旁路电路；

对应于不同的所述预定场强，通过切换所述旁路电路的导通与断开，改变所述电极导线组件在调节后的等效长度，以使所述电极导线组件在调节后的等效长度避开对应的所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长。

可选的，获取所述电极导线组件在调节后的等效长度的步骤包括：

在所述电极导线组件与设置所述调节电容和/或所述调节电感后所构成的整体与所述脉冲发生器的连接端之间设置连接至所述脉冲发生器的壳体的短接通路；

在所述短接通路导通时，将所述电极导线组件置于预定介质环境中，并施加预定场强的磁共振磁场，以获取所述电极导线组件与设置所述调节电容和/或所述调节电感后所构成的整体的信号反射吸收情况，并基于所述信号反射吸收情况修正所述调节后的等效长度。

可选的，基于所述初始等效长度对所述电极导线组件进行调节，以将所述电极导线组件在调节后的等效长度配置为避开所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长的步骤包括：

基于所述初始等效长度，在确定所述电极导线组件的电极的等效长度后，对所述电极导线组件的延伸导线的导体的长度进行调节，以使所述电极导线组件在调节后的等效长度被配置为避开所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长。

可选的，对所述延伸导线的导体的长度进行调节的方法包括：

将所述导体呈螺旋形盘绕，以实现对所述延伸导线的等效长度的调节。

可选的，兼容磁共振的靶向神经刺激系统的设计方法还包括：

所述电极导线组件的延伸导线的导体的材料选择非磁性金属材料，和/或，在所述延伸导线的导体外设置介电涂层。

为解决上述技术问题，本发明还提供一种兼容磁共振的靶向神经刺激系统，其包括：电极导线组件和脉冲发生器；

所述电极导线组件包括电极与延伸导线；所述脉冲发生器具有连接端，所述电极通过所述延伸导线与所述连接端连接；

其中，所述电极导线组件根据如上所述的兼容磁共振的靶向神经刺激系统的设计方法设计得到。

可选的，所述兼容磁共振的靶向神经刺激系统还包括调节电容和/或调节电感，所述调节电容和/或所述调节电感设置于所述电极导线组件与所述连接端之间。

可选的，所述兼容磁共振的靶向神经刺激系统还包括旁路电路和第一切换模块，所述旁路电路通过所述第一切换模块与所述调节电容和/或所述调节电感连接；所述第一切换模块用于切换所述旁路电路的导通与断开。

可选的，所述兼容磁共振的靶向神经刺激系统还包括短接通路和第二切换模块，所述脉冲发生器具有壳体，所述短接通路和所述第二切换模块连接于所述连接端与所述壳体之间，所述第二切换模块用于切换所述短接通路的导通与断开。

可选的，所述延伸导线包括多根导体，多根所述导体呈螺旋形并丝盘绕，其中相邻导体间的间隙为0～1倍丝径。

可选的，所述兼容磁共振的靶向神经刺激系统至少用于兼容1.5T及3.0T的磁共振磁场。

可选的，所述兼容磁共振的靶向神经刺激系统为方向性神经刺激系统，所述电极包括多个方向性触点，处于同一周向上的所述方向性触点被配置为一个触点组，每个所述触点组被配置为在收拢模式和展开模式间切换。

综上所述，在本发明提供的兼容磁共振的靶向神经刺激系统的设计方法与刺激系统中，所述兼容磁共振的靶向神经刺激系统的设计方法包括：获取预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长；获取靶向神经刺激系统的电极导线组件的通道的初始等效长度；基于所述初始等效长度对所述通道进行调节，以将所述通道在调节后的等效长度配置为避开所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长。

如此配置，通过对电极导线组件的通道的调节，使其等效长度避开预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长，可减小或避免电极导线组件在磁共振磁场下的共振，减小能量吸收，降低温升，有效提高了MRI兼容性。

附图说明

本领域的普通技术人员将会理解，提供的附图用于更好地理解本发明，而不对本发明的范围构成任何限定。其中：

图1是本发明实施例的兼容磁共振的靶向神经刺激系统的示意图；

图2是本发明实施例的兼容磁共振的靶向神经刺激系统的应用场景的示意图；

图3是本发明实施例的兼容磁共振的靶向神经刺激系统的电极的示意图；

图4是本发明实施例的1.5T和3.0T两种磁共振场强在若干介质环境中的波长的示意图；

图5是本发明实施例的电极导线组件等效为偶极天线系统的示意图；

图6是本发明实施例的电极导线组件与脉冲发生器的连接端之间设置调节电容的示意图；

图7是本发明实施例的电极导线组件与脉冲发生器的连接端之间同时设置调节电容和调节电感的示意图；

图8是本发明实施例的在调节电容上设置旁路电路的示意图；

图9是本发明实施例的在连接端与壳体之间设置短接通路的示意图；

图10是本发明实施例的多根导体并丝盘绕的节距示意图；

图11是本发明实施例的触点组的收拢模式与展开模式的示意图。

附图中：

1-脉冲发生器；10-壳体；2-电极导线组件；20-电极；21-方向性触点；22-延伸导线；23-环形触点；24-触点组；25-导体；30-LC子电路；31-偶极天线系统；41-调节电容；42-调节电感；411-串联电容；412-接地电容；43-旁路电路；44-短接通路。

具体实施方式

为使本发明的目的、优点和特征更加清楚，以下结合附图和具体实施例对本发明作进一步详细说明。需说明的是，附图均采用非常简化的形式且未按比例绘制，仅用以方便、明晰地辅助说明本发明实施例的目的。此外，附图所展示的结构往往是实际结构的一部分。特别的，各附图需要展示的侧重点不同，有时会采用不同的比例。

如在本发明中所使用的，单数形式“一”、“一个”、“一者”以及“该”包括复数对象，术语“或”通常是以包括“和/或”的含义而进行使用的，术语“若干”通常是以包括“至少一个”的含义而进行使用的，术语“至少两个”通常是以包括“两个或两个以上”的含义而进行使用的，此外，术语“第一”、“第二”、“第三”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”、“第三”的特征可以明示或者隐含地包括一个或者至少两个该特征，“一端”与“另一端”以及“近端”与“远端”通常是指相对应的两部分，其不仅包括端点。此外，如在本发明中所使用的，“安装”、“相连”、“连接”，一元件“设置”于另一元件，应做广义理解，通常仅表示两元件之间存在连接、耦合、配合或传动关系，且两元件之间可以是直接的或通过中间元件间接的连接、耦合、配合或传动，而不能理解为指示或暗示两元件之间的空间位置关系，即一元件可以在另一元件的内部、外部、上方、下方或一侧等任意方位，除非内容另外明确指出外。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。此外，诸如上方、下方、上、下、向上、向下、左、右等的方向术语相对于示例性实施方案如它们在图中所示进行使用，向上或上方向朝向对应附图的顶部，向下或下方向朝向对应附图的底部。

本发明的目的在于提供一种兼容磁共振的靶向神经刺激系统的设计方法与刺激系统，以解决的现有的植入式有源神经电刺激器不适用于磁共振检查的问题。以下参考附图进行描述。

请参考图1和图2，本发明实施例提供一种兼容磁共振的靶向神经刺激系统，其包括脉冲发生器1(IPG)和电极导线组件2，电极导线组件2包括位于远端的电极20和连接于电极20的近端的延伸导线22。电极20用于植入人体脑组织，延伸导线22通过皮下隧道延伸至锁骨附近，并与脉冲发生器1相连。脉冲发生器1用于向电极导线组件2提供电刺激脉冲信号，以通过电极20刺激脑组织中预定治疗靶点区域。

为降低刺激产生的副作用以及产品功耗，并实现针对预定治疗靶点的精准刺激，如图3所示，电极20包括多个刺激方向单一性的方向性触点21，多个方向性触点21如可围绕电极20的轴线周向设置为非连续成环地分布。可选的，一些实施例中，电极20还包括若干环形触点23。如此配置，在电极20的周向上，刺激方向可根据相对于治疗靶点位置选择性地接通某一个或某一些方向性触点21来进行调节，以实现精准靶向治疗。可以理解的，各个方向性触点21和环形触点23应具有独立的导电通路，以实现独立导通，故其应具有对应方向性触点21和环形触点23的数量的导体25，这里将每一独立的导电通路，即一个方向性触点21或环形触点23及与其对应连接的导体25的组合称为一个通道。进一步的，脉冲发生器1具有连接端，所述电极20通过所述延伸导线22与所述连接端连接。连接端如可设置于壳体10内部的PCBA电路板上，各独立的通道分别通过连接端连接至PCBA电路板上。

如背景技术所述，电极导线组件2大致形成细长的导电结构，其在磁共振的磁场作用下容易因感应而发热。为解决该问题，本发明实施例提供一种兼容磁共振的靶向神经刺激系统的设计方法，其包括：

步骤S1：获取预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长；

步骤S2：获取靶向神经刺激系统的电极导线组件2的初始等效长度；

步骤S3：基于所述初始等效长度对所述电极导线组件2进行调节，以将所述电极导线组件2在调节后的等效长度配置为避开所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长。

在所述兼容磁共振的靶向神经刺激系统中，所述电极导线组件2根据如上所述的兼容磁共振的靶向神经刺激系统的设计方法设计得到。

步骤S1中，预定场强是指磁共振的所选择的磁场强度，磁共振的常见场强如1.5T、3.0T等，一些超高场MRI的场强可高至7.0T。磁共振在不同的场强下，其射频场的频率也不同，而同一频率在不同介质环境中的波长也不同。预定介质环境是指所选择的介质环境。请参考图4，其示出了1.5T和3.0T两种场强在电极导线组件2实际植入所面对的若干介质环境中的波长。

请参考图5，电极20与延伸导线22连接后，由于电极导线组件2包含多个通道，电极导线组件2在磁共振磁场中可以视作偶极子天线。电极20在满足临床要求的设计后(例如按设计要求设置若干方向性触点21)，将形成特定的电学特性。随后，由于磁共振磁场的外加信号的频率(波速/波长)在与偶极子天线的等效频率相匹配时，会发生共振现象。在共振状态下，偶极子天线能够将信号的能量最大化地接收。这对于用于收发信号的天线而言是理想的，但对于本实施例的电极导线组件2而言，却是需要避开的。为避免偶极子天线在外加信号下形成共振，需要调整偶极子天线的等效谐振频率，而偶极子天线的等效谐振频率在一定的介质环境中与偶极子天线的等效长度是反比关系。故而可通过调节偶极子天线的等效长度来避开共振。

基于偶极子天线的原理，不仅在其在等效长度匹配于全波长时，在其等效长度匹配于半波长或1/4波长时，其同样会产生谐振。因此还需要考虑将偶极子天线的等效长度避开磁共振磁场在预定介质环境中的半波长和1/4波长。参考图4，其示出了电极导线组件2在实际植入应用中所需要避开的全波长，考虑到电极导线组件2实际从脑部延伸至锁骨的植入长度，电极导线组件2在实际植入应用中也需要避开半波长和1/4波长。

由此，基于步骤S2和步骤S3，在设计中，可先获取电极导线组件2的初始等效长度，进而将该初始等效长度与预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长进行比对，倘若该初始等效长度与需要避开的全波长、半波长和1/4波长比较接近，则需对所述电极导线组件2进行调节，以将所述电极导线组件2在调节后的等效长度配置为避开所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长。

可选的，步骤S2包括：

步骤S21：将所述电极导线组件2等效为包含多个LC子电路30的偶极天线系统31；

步骤S22：根据所述多个LC子电路30的容值之和(即该偶极天线系统31的整体容值)和电感量之和(即该偶极天线系统31的整体电感量)得到所述电极导线组件2的初始容值与初始电感量；

步骤S23：根据所述初始容值与所述初始电感量得到所述电极导线组件2的初始谐振频率、初始阻抗、初始驻波比三者至少之一，并得到所述初始等效长度。

请继续参考图5，在某一预定场强的磁共振磁场中，电极导线组件2中的任意两个通道可被等效视作包含多个LC子电路30的偶极天线系统31。该等效的偶极天线系统31的两个通道均连接至连接端，并进而连接至脉冲发生器1内部的PCBA电路板上。此时该偶极天线系统的谐振频率f

其中，L为偶极天线系统31的整体电感量，C为偶极天线系统31的整体容值。可以理解的，调节整体电感量L或整体容值C均可改变谐振频率f

进一步的，偶极天线系统31的驻波比SWR＝R/r＝(1+K)/(1-K)，其中反射系数K＝(R-r)/(R+r)，R为输出阻抗，r为输入阻抗。可以理解的，增大输出阻抗R或降低输入阻抗r，都会增加偶极天线系统31的驻波比SWR。而驻波比的增加，可有效增加偶极天线系统31对于射频能量的反射，有效减少射频生热，提高MRI兼容性。

基于上述研究，可选的，步骤S3包括：

步骤S31：在所述电极导线组件2与脉冲发生器1的连接端之间设置调节电容41和/或调节电感42；

步骤S32：根据所述电极导线组件2与设置所述调节电容41和/或所述调节电感42后所构成的整体的容值和电感量得到所述电极导线组件2的调节后的谐振频率、调节后的阻抗、调节后的驻波比三者至少之一，并得到所述电极导线组件2在调节后的等效长度；

步骤S33：根据所述初始等效长度和所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长，选择所述调节电容41的容值和/或所述调节电感42的电感量，以使所述电极导线组件2在调节后的等效长度避开所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长。

相对应的，所述兼容磁共振的靶向神经刺激系统还包括调节电容41和/或调节电感42，所述调节电容41和/或所述调节电感42设置于所述电极导线组件2与所述脉冲发生器1的连接端之间。

请参考图6，其示出了在电极导线组件2与脉冲发生器1的连接端之间设置调节电容41的示范例，调节电容41优选包括串联电容411和接地电容412。可以理解的，串联电容411和接地电容412的设置可调节偶极天线系统31的谐振频率f

请参考图7，其示出了在电极导线组件2与脉冲发生器1的连接端之间同时设置调节电容41和调节电感42的示范例，调节电感42如可串接于串联电容411和接地电容412之间。调节电感42的设置可增大偶极天线系统31整体的输出阻抗R，降低偶极天线系统31整体的输入阻抗r，从而增加偶极天线系统31整体的驻波比。需要说明的，调节电感42并不限于必须与调节电容41联合设置，其也可以单独设置在电极导线组件2与脉冲发生器1的连接端之间。

请参考图8，进一步的，步骤S3还包括：

步骤S34：设置连接至所述调节电容41和/或所述调节电感42的旁路电路43；

步骤S35：对应于不同的所述预定场强，通过切换所述旁路电路43的导通与断开，改变所述电极导线组件2在调节后的等效长度，以使所述电极导线组件2在调节后的等效长度避开对应的所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长。

相对应的，所述兼容磁共振的靶向神经刺激系统还包括旁路电路43和第一切换模块(未图示)，所述旁路电路43通过所述第一切换模块与所述调节电容41和/或所述调节电感42连接；所述第一切换模块用于切换所述旁路电路43的导通与断开。

在一些实施例中，所述兼容磁共振的靶向神经刺激系统存在需适配多种场强的磁共振的需求，此时单一而固定的调节电容41和/或调节电感42可能仅能适配于某一预定场强，而可能不适配于另一预定场强，例如电极导线组件2在调节后的等效长度在1.5T场强下可能是能避开谐振的，但其等效长度在3.0T场强下可能无法避开谐振，不满足在3.0T场强下的需求。此时可在调节电容41和/或调节电感42上增设旁路电路43和第一切换模块，即可通过第一切换模块的切换来对电极导线组件2的等效长度进行二次匹配。可选的，第一切换模块可根据不同的场强环境下进行手动或者自动的切换。旁路电路43如包括额外的对地旁路电容，本领域技术人员可根据实际进行配置，这里不作展开说明。

请参考图9，可选的，在步骤S31至步骤S33中，获取所述电极导线组件2在调节后的等效长度的步骤包括：

步骤S301：在所述电极导线组件2与设置所述调节电容41和/或所述调节电感42后所构成的整体与所述脉冲发生器1的连接端之间设置连接至所述脉冲发生器1的壳体10的短接通路44；

步骤S302：在所述短接通路44导通时，将所述电极导线组件2置于预定介质环境中，并施加预定场强的磁共振磁场，以获取所述电极导线组件2与设置所述调节电容41和/或所述调节电感42后所构成的整体的信号反射吸收情况，并基于所述信号反射吸收情况修正所述调节后的等效长度。

相对应的，所述兼容磁共振的靶向神经刺激系统还包括短接通路44和第二切换模块(未图示)，所述脉冲发生器1具有壳体10，所述短接通路44和所述第二切换模块连接于所述连接端与所述壳体10之间，所述第二切换模块用于切换所述短接通路44的导通与断开。壳体10优选为金属壳。

在一些应用场景中，可能需要对电极导线组件2设置调节电容41和/或调节电感42后所构成的整体(亦即调整后所构成的偶极天线系统31)进行校正。此时可利用第二切换模块切换短接通路44导通，此时相当于断开了电极20与PCBA的连接，壳体10构成偶极天线系统31的馈点，由此可方便地对电极导线组件2与设置所述调节电容41和/或所述调节电感42后所构成的整体的信号反射吸收情况进行测量，并基于测量得到的结果对调节后的电极导线组件2与设置所述调节电容41和/或所述调节电感42后所构成的整体的等效长度进行修正，使调节电容41的容值选择以及调节电感42的电感量选择更贴合实际情况。

可选的，在另一些实施例中，步骤S3包括：

步骤S36：基于所述初始等效长度，在确定所述电极导线组件2的电极20的等效长度后，对所述电极导线组件2的延伸导线22的等效长度进行调节，以使所述电极导线组件2在调节后的等效长度被配置为避开所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长。由于电极20需要满足临床要求的设计，其等效长度一般难以调整，故优选通过调整延伸导线22的等效长度，来对整个电极导线组件2的等效长度进行调节。

一些实施例中，可直接通过调整延伸导线22的轴向延伸长度，即调节其物理长度，来调节延伸导线22的等效长度。然而受限于植入环境，一些应用场景下可能无法调整延伸导线22的轴向延伸长度，或者说延伸导线22的轴向延伸长度的调节范围受限，使得整个电极导线组件2的等效长度难以避开预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长，此时可通过对延伸导线22的导体25的长度进行调节来实现。

可选的，对所述延伸导线22的导体25的长度进行调节的方法包括：将所述导体25呈螺旋形盘绕，以实现对所述延伸导线22的等效长度的调节。在延伸导线22的轴向延伸长度保持不变(或处于一定的范围内)时，例如满足植入环境的设计需要时，可通过将延伸导线22的导体25螺旋形盘绕的方式，来调节延伸导线22的等效长度。

如图3和图10所示，电极导线组件2具有多个通道，故延伸导线22包括多根导体25，多根所述导体25优选呈螺旋形并丝盘绕。这样延伸导线22在轴向长度保持一定的前提下，可增加单一通路的导体25的长度，并可增加延伸导线22的电感量，从而有效地提高延伸导线22的等效长度，其也可被用作为一种避开预定的全波长、半波长和1/4波长的手段。在满足此临床基本产品需求之上，可通过调整各通路的导体25绕线时螺旋的节距尺寸调整延伸导线22的电感量，以及导体25长度对应的电阻，进而优化兼容磁共振的靶向神经刺激系统的MRI兼容性。

请参考图10，优选的，一些实施例中，多根导体25呈螺旋形并丝盘绕时形成并丝结构，其相邻的导体25间不存在间隙或间隙足够小(如相邻的导体25间的间隙为0～0.5倍丝径)，此时其节距如本领域技术人员理解的，其满足延伸导线22的中径D与螺旋角正切*π之间的关系。这里的并丝盘绕，是指多根导体25沿盘绕轴线按并列的方式多股并绕。例如图10所示出的示范例中，延伸导线22包括8根导体25，则其8根导体25并列布置并一同围绕盘绕轴线进行螺旋形盘绕。另一些实施例中，多根导体25呈螺旋形并丝盘绕时也可形成间隙结构，此时相邻的导体25间存在0.5～1倍丝径的间隙，也就是通过调整导体25的螺旋角来改变导体25的节距。可以理解的，在延伸导线22的轴向延伸长度保持不变(或处于一定的范围内)时，通过调节导体25的节距，可以调节导体25之间的间隙，也可以对导体25的盘绕长度进行调节，从而实现对延伸导线22的的等效长度的调节。

优选的，所述兼容磁共振的靶向神经刺激系统的设计方法还包括：

步骤S4：所述电极导线组件2的延伸导线22的导体25的材料选择非磁性金属材料。非磁性金属材料如银、铂铱合金、MP35N、钛合金等，其作为延伸导线22的导体25的材料，可降低在磁共振磁场中的射频生热效应。和/或

步骤S5：在所述延伸导线22的导体25外设置介电涂层。介电涂层的材料例如可选介电常数较高的ETFE、PTFE、PFA等，其设置可满足在有限的尺寸条件下，增加各通路间的隔绝，以提升MRI兼容性。

请继续参考图3和图11，在一个示范例中，电极20包括6～8个方向性触点21以及2个环形触点23。其它实施例中电极20还可包括12、16至32个方向性触点21。可选的，方向性触点21以及环形触点23的数量和排列也可根据需要进行调整和组合。如：两个环形触点23及6个方向性触点21从远端到近端的顺序为1-3-3-1；或两个环形触点23及6个方向性触点21从远端到近端的顺序为3-3-1-1；或两个环形触点23及6个方向性触点21从远端到近端的顺序为1-1-3-3；或两个环形触点23及8个方向性触点21从远端到近端的顺序为1-4-4-1等。

进一步的，请参考图11，处于同一周向上的方向性触点21被配置为一个触点组24，每个触点组24可被配置为在收拢模式和展开模式间切换。触点组24处于收拢模式时，该触点组24中所有的方向性触点21作为一整体的刺激单元，实质上其效果类似于一个环形触点23，具有全向性。触点组24处于展开模式时，该触点组24中的各方向性触点21各自独立，分别作为一个独立的刺激单元。

环形触点23、独立的方向性触点21以及处于收拢模式时的触点组24分别都被视作一个刺激单元。每个刺激单元的极性状态有三种：正极、负极和未激活，图11以X位置标识表示该刺激单元处于未激活状态。

优选的，在某一个触点组24由展开模式转换至收拢模式时，该触点组24中的各方向性触点21的极性状态被清空(即全部配置为未激活状态)，而后该触点组24作为整体的刺激单元，其极性状态可根据需要分配。

在某一个触点组24由收拢模式转换至展开模式时，不论触点组24在收拢模式时处于何种极性状态，在转换至展开模式时，其各方向性触点21的极性状态被清空(即全部配置为未激活状态)，而不会继承触点组24原先在收拢模式时的极性状态。

进一步的，操作者通过程控设备端进行环形刺激或方向性刺激的模式选择，然后开始编辑各刺激单元的工作状态参数(如，极性、刺激参数)，程控设备端根据操作者的模式选择，将环形或者方向性的刺激指令下发至脉冲发生器1，脉冲发生器1根据接收到的指令进行判断，如果是方向性的刺激模式，将会把各刺激单元的工作状态参数直接输出，此时触点组24处于展开模式，各方向性触点21将会产生相应的方向性电场；如果为环形的刺激模式，脉冲发生器1先将参数通过电极组合算法处理，然后将处理后的刺激参数发送至触点组24中的各个方向性触点21上，使该触点组24呈现为收拢模式，此时触点组24即类似于环形触点23，其产生环形电场。

基于触点组24在收拢模式与展开模式间的切换设置，可以在需要环形刺激的情况下，产生环形刺激电场。由此，针对不同的治疗场景可以使用环形刺激输出或方向性刺激输出，刺激输出更符合治疗场景的需求，并降低功耗，减少副作用的产生。关于方向性刺激的详细技术方案说明，包括双通道的方向性刺激技术方案，记载在申请号为202210635562.8的中国专利申请中，该专利申请的内容一同并入本发明中。

综上所述，在本发明提供的兼容磁共振的靶向神经刺激系统的设计方法与刺激系统中，能够在实现方向性刺激的同时，兼容不同场强，例如可兼容1.5T及3.0T的磁共振磁场，当然，以上实施例中以可兼容1.5T及3.0T的磁共振磁场为例以说明本发明的原理，但如本领域技术人员可理解的，基于本发明原理，本发明提供的兼容磁共振的靶向神经刺激系统不仅限于兼容1.5T及3.0T。所述兼容磁共振的靶向神经刺激系统的设计方法包括：获取预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长；获取靶向神经刺激系统的电极导线组件的通道的初始等效长度；基于所述初始等效长度对所述通道进行调节，以将所述通道在调节后的等效长度配置为避开所述预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长。如此配置，通过对电极导线组件的通道的调节，使其等效长度避开预定场强的磁共振磁场在预定介质环境中的全波长、半波长和1/4波长，可减小或避免电极导线组件在磁共振磁场下的共振，减小能量吸收，降低温升，有效提高了MRI兼容性。

需要说明的，上述若干实施例之间可相互组合。上述描述仅是对本发明较佳实施例的描述，并非对本发明范围的任何限定，本发明领域的普通技术人员根据上述揭示内容做的任何变更、修饰，均属于本发明的保护范围。