一种非侵入颅电刺激的时间干涉电刺激系统

技术领域

本发明涉及时间干涉电刺激技术领域，尤其涉及一种非侵入颅电刺激的时间干涉电刺激系统。

背景技术

经颅电刺激(TES)是一种非侵入性的无创电刺激技术，对病人身体和心理产生的负面影响较小，是近年来用于脑功能研究和治疗的热点。根据经颅电刺激输出的刺激波形分为：经颅直流电刺激，经颅交流电刺激和经颅随机噪声刺激等。然而TES尚不能刺激到深部组织区域，并且由于电场的发散，也可能会导致目标靶点以外的其他脑区的被激活。而现有技术中存在一种时间干涉刺激技术，能够实现非侵入性调节大脑深部区域，但是依旧存在刺激点位脱离目标靶点的问题。

发明内容

鉴于此，本发明提供了一种用于执行经颅电刺激的时间干涉电刺激系统，以解决现有技术中时间干涉刺激由于电场的发散无法准确刺激目标靶点并进行精准检测脑功能状态的问题。

一方面，本发明提供了一种用于执行经颅电刺激的时间干涉电刺激系统，所述系统包括：

方波发生器，用于生成方波信号以指示对被试经颅电刺激的启停；

近红外时间干涉电刺激耦合模块，包括时间干涉电刺激模块和近红外采集模块；所述时间干涉电刺激模块在接收到所述方波信号时启动，并根据范式控制参数控制预设的经颅电刺激点位执行经颅电刺激，并在每一次电刺激后产生一个方波脉冲；所述近红外采集模块根据所述方波脉冲控制预设点位的探头采集脑血氧信号；

数据实时处理模块，获取实时采集的脑血氧信号，并根据各预设点位处脑血氧信号的强弱可视化呈现所述被试大脑的实时激活位置，根据所述实时激活位置与目标靶点的差异，对所述范式控制参数进行调节以修正所述经颅电刺激点位，直至所述实时激活位置与所述目标靶点一致；

脑功能分析模块，所述脑功能分析模块包括脑区激活模块、Block范式模块和大脑半球偏侧性模块；在对所述目标靶点执行经颅电刺激的过程中，所述脑区激活模块用于对采集的脑血氧信号进行连续小波变换得出小波幅值系数，所述Block范式模块用于根据采集的脑血氧信号估算血流动力学函数，根据最小二乘法和一般线性模型对所述血流动力学函数进行拟合并获取所述一般线性模型的系数向量；所述大脑半球偏侧性模块用于根据所述小波幅值系数或所述系数向量计算得出偏侧化指数，以反馈所述被试的动态脑功能。

在一些实施例中，所述时间干涉电刺激模块包括两对电刺激电极，所述电刺激电极产生大于1kH的正弦波，最大电流2mA,所述电刺激电极的直径小于1cm，放置于所述近红外采集模块中的近红外探头之间，所述电刺激电极基于所述方波发生器发出的方波信号启动执行经颅电刺激。

在一些实施例中，所述近红外采集模块采集脑血氧信号的同时生成时间序列；所述时间序列的序列点数与所述近红外采集模块中的近红外探头数量一致，所述时间序列标记0值，并在接收到所述方波发生器发送的方波信号后标记1值；接收到所述时间干涉电刺激模块产生的方波脉冲后标记2值。

在一些实施例中，所述脑区激活模块对所述脑血氧信号进行连续小波变换，再将小波变换后的结果在时域内进行平均以平滑信号后，计算所述到脑血氧子信号在每一时刻和频率下的小波幅值系数。

在一些实施例中，所述Block范式模块根据采集的脑血氧信号估算流量压力关系函数、流量时间关系函数和/或血压阻力关系函数，根据最小二乘法和一般线性模型对所述流量压力关系函数、所述流量时间关系函数和/或所述血压阻力关系函数进行拟合，分别获取拟合所述流量压力关系函数得到的流量压力系数向量，获取拟合所述流量时间关系函数得到的流量时间系数向量，获取拟合所述血压阻力关系函数得到的血压阻力系数向量；根据所述流量压力系数向量、所述流量时间系数向量和/或所述流量时间系数向量中的一种计算偏侧化指数。

在一些实施例中，所述大脑半球偏侧性模块根据所述小波幅值系数计算得出偏侧化指数，计算式为：

LI＝(∑β

其中，LI表示偏侧化指数，β

在一些实施例中，所述大脑半球偏侧性模块根据所述流量压力系数向量、所述流量时间系数向量和/或所述血压阻力系数向量中的一种计算偏侧化指数，计算式为：

LI＝(∑L-∑R)/(∑L+∑R)；

其中，LI表示偏侧化指数；

L为患侧流量压力系数向量，R为健侧流量压力系数向量；或，L为患侧流量时间系数向量，R为健侧流量时间系数向量；或，L为患侧血压阻力系数向量，R为健侧血压阻力系数向量。

在一些实施例中，所述近红外采集模块中的近红外探头与光源的间距为30mm，所述近红外探头与所述光源根据所述目标靶点的位置适应性调整。

在一些实施例中，所述近红外采集模块还用于采集无刺激状态下，所述被试各脑区的静息态的脑血氧信号，将静息态下脑血氧数据均方根值的设定倍数作为阈值，在经颅电刺激过程中，当指定脑区处脑血氧数据均方根值大于所述阈值时，则认定相应脑区被激活。

在一些实施例中，所述修通还包括可视化模块，所述可视化模块用于可视化展示所述实时激活位置和所述目标靶点，以指导对所述范式控制参数进行调节以修正所述经颅电刺激点位，直至所述实时激活位置与所述目标靶点一致。

与现有技术相比，本发明的有益效果至少是：

本发明所述非侵入颅电刺激的时间干涉电刺激系统，通过方波发生器指示时间干涉电刺激模块执行刺激并由近红外采集模块采集目标靶点的脑血氧信号，实时调整电刺激参数并通过脑功能分析模块进行计算以反馈刺激效果，通过在电刺激过程中需要不断对比并反复调整刺激点与目标靶点位置一致，以采集到目标靶点的脑血氧信号并计算得到大脑偏侧化指数以反馈刺激效果。

本发明的附加优点、目的，以及特征将在下面的描述中将部分地加以阐述，且将对于本领域普通技术人员在研究下文后部分地变得明显，或者可以根据本发明的实践而获知。本发明的目的和其它优点可以通过在说明书以及附图中具体指出的结构实现到并获得。

本领域技术人员将会理解的是，能够用本发明实现的目的和优点不限于以上具体所述，并且根据以下详细说明将更清楚地理解本发明能够实现的上述和其他目的。

附图说明

此处所说明的附图用来提供对本发明的进一步理解，构成本申请的一部分，并不构成对本发明的限定。

图1为本发明一实施例中经颅电刺激的时间干涉电刺激系统结构图。

图2为颅电刺激系统中刺激靶点布置示意图。

图3为数据实时处理模块结构示意图。

图4为方波发生器给予信号时时间干涉电刺激信号波动示意图。

图5为可视化模块实时激活或抑制位置示意图。

图6(a)和图6(b)为时间干涉电刺激原理图。

具体实施方式

为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚明白，下面结合实施方式和附图，对本发明做进一步详细说明。在此，本发明的示意性实施方式及其说明用于解释本发明，但并不作为对本发明的限定。

在此，还需要说明的是，为了避免因不必要的细节而模糊了本发明，在附图中仅仅示出了与根据本发明的方案密切相关的结构和/或处理步骤，而省略了与本发明关系不大的其他细节。

应该强调，术语“包括/包含”在本文使用时指特征、要素、步骤或组件的存在，但并不排除一个或更多个其它特征、要素、步骤或组件的存在或附加。

在此，还需要说明的是，如果没有特殊说明，术语“连接”在本文不仅可以指直接连接，也可以表示存在中间物的间接连接。

经颅电刺激(简称TES)是一种非侵入性的脑电刺激技术，通过在头皮上放置电极并传递微弱的电流到大脑区域，以影响脑神经活动。电极的设置位置和方式取决于具体的经颅电刺激技术和治疗目的。以下是常见的两种经颅电刺激技术及其电极设置方法：第一是经颅直流电刺(简称tDCS)：电极类型：tDCS通常使用两个电极，即阳极和阴极。电极位置：电极的放置位置取决于目标脑区。一般而言，阳极放置在目标脑区上方，阴极放置在远离目标区域的其他部位上。具体位置可以参考国际10-20系统或其他脑电图标准来确定。第二，经颅交流电刺激(简称tACS)，通常使用两个电极，频率相同但相位相反的交流电信号通过两个电极传递；电极的放置位置也取决于目标脑区。一般而言，电极可以放置在目标脑区附近，以便电流能够通过头皮到达目标区域。在经颅电刺激中，电极的确切放置位置对刺激效果和治疗效果至关重要。

基于神经元的低通滤波特征和相干电流疗法(interference current，IFC)，本申请结合使用一种时间干涉(temporal interference，TI)刺激技术，通过非侵入性方法来调节大脑深部区域。时间干涉刺激使用两对略有不同的高频电流(如2kHz和2.01kHz)，通过高频信号相干叠加，在目标区域形成低频高强度振荡的调幅电场，从而诱发神经细胞放电。对于小鼠活体实验显示，海马神经元可以在覆盖皮质神经元不被激活的情况下被激活，而且可以跟随由时间干涉刺激诱发的电场低频包络。此外，通过改变两对电极的电流输入比，发现在不改变电极空间位置的情况下，可引起小鼠前爪、胡须以及耳朵的运动。因此，时间干涉刺激可以在不移动电极情况下，实现刺激靶区在脑内的灵活移动。

本申请结合使用基于功能性近红外光谱(functional near-infraredspectroscopy，fNIRS)的非侵入性脑成像技术，用于测量人脑血氧水平和脑功能活动，是从大脑皮层获取脑氧信号的一种常用的、有效的方法；近红外光谱设备经光源不断发出700-900nm的近红外光线进入人体组织，并通过探测器检测被氧合血红蛋白(HbO2)和还原血红蛋白(HHb)吸收的近红外光谱，以此持续监测大脑活动。通过分析脑组织血氧浓度的改变情况，可得到具有多种不同生理来源的脑神经活动变化。此外，fNIRS还具有不受电磁干扰、适中的时空分辨率等优势。本申请针对时间干涉电刺激由于电场的发散无法准确刺激目标靶点并进行精准检测脑功能状态的问题，通过方波发生器或时间干涉电刺激模块刺激受试者大脑以采集脑血氧信号，通过数据实时处理模块实时处理并不断调整参数以得到目标靶点的脑血氧信号。由于不同受试者的情况各异，应采取个性化的刺激方案，通过脑功能分析模块计算得出大脑半球偏侧化指数，以反馈所述被试的动态脑功能。

本发明提供一种非侵入颅电刺激的时间干涉电刺激系统，目的在于经反复调整刺激参数，提高刺激效率，直至采集到目标靶点的脑血氧信号并进行反馈计算。

具体的，本发明提供了一种用于执行经颅电刺激的时间干涉电刺激系统，包括：方波发生器、近红外时间干涉电刺激耦合模块、数据实时处理模块和脑功能分析模块。

方波发生器用于生成方波信号以指示对被试经颅电刺激的启停。方波发生器是一种振荡器，它在没有任何输入的情况下提供输出，本实施例中方波发生器产生的脉冲信号作为控制时钟信号，以指示其他设备的工作和运行。

近红外时间干涉电刺激耦合模块，包括时间干涉电刺激模块和近红外采集模块；时间干涉电刺激模块在接收到所述方波信号时启动，并根据范式控制参数控制预设的经颅电刺激点位执行经颅电刺激，并在每一次电刺激后产生一个方波脉冲；近红外采集模块根据方波脉冲控制预设点位的探头采集脑血氧信号。

其中，时间干涉电刺激模块通过将不同频率、相位或幅度的电刺激信号交替输入到目标区域来模拟精确的时间干预，利用电刺激信号对特定神经元集群施加干预，以改变其时序和相互作用。通过调整刺激信号的参数，可以操纵神经元的活动并研究与之相关的功能连接及其影响；近红外采集模块通过接收近红外光信号来获取相关数据，常被用于非侵入式的生物监测和诊断，例如血氧饱和度和心率的监测。通过收集近红外光谱数据，可以获得人体组织的相关信息，用于分析和识别潜在的健康问题。时间干涉电刺激模块通过接收到方波发生器的信号或直接刺激近红外采集模块采集脑血氧信号。

时间干涉电刺激模块包括两对电刺激电极，其中，每对电极之间存在特定的连接方式和布置方式，以实现所需的电刺激效果。电刺激电极产生大于1kH的正弦波，最大电流2mA，所述电刺激电极的直径小于1cm，放置于近红外采集模块中的近红外探头之间，电刺激电极基于方波发生器发出的方波信号启动执行经颅电刺激。

其中近红外采集模块中的近红外探头与光源的间距为30mm，近红外探头与光源根据目标靶点的位置适应性调整。近红外采集模块采集脑血氧信号的同时生成时间序列；它可以在连续的时间点上采集脑血氧信号，并将其转化为时间序列数据。通过对脑血氧信号的时间序列进行分析，研究脑功能活动时间序列的序列点数与近红外采集模块中的近红外探头数量一致，时间序列标记0值，并在接收到所述方波发生器发送的方波信号后标记1值；接收到时间干涉电刺激模块产生的方波脉冲后标记2值。

近红外采集模块还用于采集无刺激状态下，被试各脑区的静息态的脑血氧信号，将静息态下脑血氧数据均方根值的设定倍数作为阈值，在经颅电刺激过程中，当指定脑区处脑血氧数据均方根值大于所述阈值时，则认定相应脑区被激活。

数据实时处理模块，获取实时采集的脑血氧信号，并根据各预设点位处脑血氧信号的强弱可视化呈现被试大脑的实时激活位置，根据实时激活位置与目标靶点的差异，对范式控制参数进行调节以修正经颅电刺激点位，直至实时激活位置与目标靶点一致。

具体的，对于采集到的脑血氧信号，执行去除噪声、滤波处理和去除运动伪迹等预处理操作；在脑血氧信号中标记刺激事件的时间点，如刺激开始和结束的时间点、刺激类型等；使用时频分析方法，如时频分析、小波变换或谱分析等，将脑血氧信号转换为时频域数据，用于查找和刺激位置相关的脑区的时频特征；根据实验设计和刺激任务，确定被试者大脑中刺激位置对应的脑区块。可以利用现有的大脑解剖学图谱或标准定位方法，如10～20系统或MRI脑图等；将时频域数据与刺激位置进行相关分析，可以使用统计分析方法，如t检验或独立成分分析(ICA)，找到与刺激位置相关的脑区块；将分析结果可视化展示，以便更直观地表示脑电刺激位置。可以使用大脑解剖学图谱或标准脑图作为背景，在指定脑区块位置上标注刺激位置信息。使用颜色编码或其他可视化技术表示脑区块对刺激位置的响应程度。

进一步的，根据处理分析得到的脑区实时激活位置，调节范式控制参数以变换经颅电刺激点。这里可以引入强化学习的方式，以脑区的实时激活位置为状态空间，以对范式控制参数的调节量为动作空间，将实时激活位置与目标靶点的相似度作为奖励值，以最大化未来多步奖励值之和为约束，进行多轮强化学习，最终输出能够有效刺激目标靶点的控制参数。

具体的，修通还包括可视化模块，可视化模块用于可视化展示所述实时激活位置和所述目标靶点，以指导对范式控制参数进行调节以修正所述经颅电刺激点位，直至实时激活位置与目标靶点一致。

脑功能分析模块包括脑区激活模块、Block范式模块和大脑半球偏侧性模块；在对目标靶点执行经颅电刺激的过程中，脑区激活模块用于对采集的脑血氧信号进行连续小波变换得出小波幅值系数，Block范式模块用于根据采集的脑血氧信号估算血流动力学函数，根据最小二乘法和一般线性模型对血流动力学函数进行拟合并获取一般线性模型的系数向量；大脑半球偏侧性模块用于根据小波幅值系数或系数向量计算得出偏侧化指数，以反馈被试的动态脑功能。

其中，脑区激活模块对脑血氧信号进行连续小波变换，再将小波变换后的结果在时域内进行平均以平滑信号后，计算到脑血氧子信号在每一时刻和频率下的小波幅值系数。小波变换是一种信号分析和处理方法，用于在时域和频域上同时分析信号。小波变换可以提供更多细节并能够对不同频率的信号进行局部分析。小波变换通过一系列的小波基函数对信号进行分解和重构。小波基函数是一组以不同频率和尺度的原始波形，通过平移和缩放这些基函数，可以对信号的不同频率成分进行分析。连续小波变换使用复数域的Morlet小波作为母小波，对预处理后的各个通道的信号进行连续小波变换，用于获得脑血氧信号时间序列在频域上的主要组成成分。

Block范式模块根据采集的脑血氧信号估算流量压力关系函数、流量时间关系函数和/或血压阻力关系函数，根据最小二乘法和一般线性模型对流量压力关系函数、流量时间关系函数和/或血压阻力关系函数进行拟合，分别获取拟合流量压力关系函数得到的流量压力系数向量，获取拟合流量时间关系函数得到的流量时间系数向量，获取拟合血压阻力关系函数得到的血压阻力系数向量；根据流量压力系数向量、流量时间系数向量和/或流量时间系数向量中的一种计算偏侧化指数。

最小二乘法和一般线性模型是常用的拟合方法，应用于拟合流量压力关系函数、流量时间关系函数和/或血压阻力关系函数。对于流量压力关系函数，使用一般线性模型进行拟合。流量和压力之间存在线性关系，并使用以下形式的线性模型进行拟合：

流量＝斜率*压力+截距；

其中，斜率和截距是需要拟合的参数。通过最小二乘法，求得最优的斜率和截距，使得模型的拟合误差最小。

对于流量时间关系函数，使用一般线性模型进行拟合。流量和时间之间存在线性关系，使用以下形式的线性模型进行拟合：

流量＝斜率*时间+截距；

通过最小二乘法，求得最优的斜率和截距，使得模型的拟合误差最小。

对于血压阻力关系函数，使用最小二乘法拟合非线性模型。血压阻力关系可以用以下形式的模型进行拟合：

血压＝常数*阻力^指数；

其中，常数和指数是需要拟合的参数。通过最小二乘法，求得最优的常数和指数，使得模型的拟合误差最小。

大脑半球偏侧性模块根据所述小波幅值系数计算得出偏侧化指数，计算式为：

LI＝(∑β

其中，LI表示偏侧化指数，β

大脑半球偏侧性模块根据流量压力系数向量、流量时间系数向量和/或所述血压阻力系数向量中的一种计算偏侧化指数，计算式为：

LI＝(∑L-∑R)/(∑L+∑R)；

其中，LI表示偏侧化指数；

L为患侧流量压力系数向量，R为健侧流量压力系数向量；或，L为患侧流量时间系数向量，R为健侧流量时间系数向量；或，L为患侧血压阻力系数向量，R为健侧血压阻力系数向量。

大脑偏侧化指数是用于描述大脑功能在左右半球之间分布差异的指标。大脑偏侧化是指在某些特定的认知和功能任务中，大脑的活动在左右半球之间不对称或有明显差异。

大脑偏侧化指数通常是通过脑成像技术(如功能磁共振成像，fMRI)来计算得到的。以下是一般的计算方法：数据获取：使用脑成像技术(如fMRI)获取被测者在进行特定任务时的脑活动数据。通常会使用血氧水平依赖对比(BOLD)信号来表示脑活动的变化。

区域感兴趣(ROI)选择：选择感兴趣的脑区域，通常是与特定任务相关的区域。常见的任务包括语言、运动控制、空间认知等。数据分析：对选定的脑区域进行数据分析，计算在左右半球之间的活动差异。常见的分析方法包括计算脑活动的对称指数。

下面结合一具体实施例对本发明进行说明：

图1示出了本发明经颅电刺激的时间干涉电刺激系统结构图。一种非侵入颅电刺激的时间干涉电刺激系统，包括功能性近红外-时间干涉电刺激耦合模块，用于同步采集受试者在时间干涉电刺激时的脑血氧含量，即，用于同步采集经颅电刺激对受试者脑区产生激活或抑制的前、中、后期的实时脑血氧信号。

该功能性近红外-时间干涉电刺激耦合模块包括时间干涉电刺激模块，所述时间干涉电刺激模块包括两对电极，每对电极产生大于1kHz正弦波，最大电流2mA，电极大小小于1cm。刺激靶点在大脑皮层时，至少有一个功能性近红外通道位于刺激靶点上方。电刺激模块具备外部触发模式，该模块接收到方波上升沿后开始运行或标记当前时间点。时间干涉电刺激模块可以实时仿真相干电场，并同时输出方波信号，方波上升沿位于相干电场包络前端过零点，方波下降沿位于相干电场包络后端过零点。

将采集的信号输入数据实时处理模块，根据采集的脑血氧信号判定和校准刺激靶点位置，检测电刺激对目标靶向脑区的激活或抑制程度，并且实时调整电刺激参数。

该脑功能分析模块包括脑区激活模块、大脑半球偏侧性模块和Block范式模块，所述脑区激活模块用于对所采集的脑血氧信号进行连续小波变换得出小波幅值系数，所述Block范式模块用于对所采集的脑血氧信号通过最小二乘法和一般线性模型，得到beta值即系数向量，所述大脑半球偏侧性模块用于根据小波幅值系数或beta值计算出侧偏化指数，从而评价并反馈受试者的动态脑功能。

图2为颅电刺激系统中刺激靶点布置示意图。本实施例中使用功能近红外光谱仪采集受试者的靶向脑区及其它相关区域的脑血氧信号。在近红外检测模块中，通过国际脑电图10-10定位系统设定探头及光源模板，标准探头距光源间距为30mm，光源及探头布置点随刺激靶脑区的不同而自定义。经颅电刺激设备每对电极产生大于1kHz正弦波，最大电流2mA，电极直径大小小于1cm，频率差为10Hz。且至少有1条近红外通道位于刺激靶点之上，如图2中的D8和S9所示，以此对刺激靶点位置进行定位，电极布置在FC1和C1。该通道在可视化系统中能实时显示刺激靶点中的血氧信号。

图3为数据实时处理模块流程图。首先利用实时处理模块调整刺激靶点及刺激参数。当电刺激靶点位于大脑皮层时，预信号输入至实时处理模块后，如图5所显示的目标靶点位置，通过模块中的可视化系统可判定靶点是否需要被调整，若进行电刺激时反应点偏离靶点，则需对刺激靶点进行校正；当刺激靶点校正完毕后，通过可视化系统继续检测电刺激是否对靶点的血氧信号产生了有效的激活/抑制作用，即：当采用高频刺激时，靶点对应的光源和探测器变成红色；当采用低频刺激时，靶点对应的光源和探测器变成绿色。若未产生有效影响，则实时调整电刺激参数，如刺激强度、频率、时间等。若已达到预期效果，则开始进一步的同步检测。当电刺激靶点位于大脑深部时，选择观察通道(例如前额叶所有通道)，预信号输入至实时处理模块后，计算所选择所有通道均方根值之和作为判定依据，判定刺激靶点是否需要被调整。在测量过程中，可视化系统显示脑区整体的激活程度。

本发明设定的最大刺激电流为2mA，同步检测时长为10min，开始时确保环境安静、无噪声干扰，受试者需带好耳塞，头部覆盖黑色遮光布。首先采集无刺激状态下患者各脑区血氧信号，静息态持续6min；初始阶段采用1mA电流刺激，以静息态数据均方根值的标准差的0.2倍为阈值，当测量数据均方根值超过阈值即认为目标靶点被激活，通过观察校准刺激靶点位置；然后执行电刺激过程中，将电流强度从0.2mA逐步上调，通过近红外检测模块中的可视化系统实时查看电刺激对靶向脑区中HbO2浓度的变化影响，即：该可视化系统能够在刺激状态下，实时显示脑区的激活程度，选择血氧浓度变化最大值对应的电流强度作为刺激强度。

图4为方波发生器给予信号时时间干涉电刺激信号波动示意图。在实验开始前可依据实验范式设定参数，本实例中，设定一次实验电刺激时长为30s，休息30s，总共进行6次，电刺激频率为10Hz，则方波发生器首先产生一个1s持续时间的脉冲，然后30后在产生一个1s宽的脉冲，再过30秒重复上述过程，总共持续6次。图6(a)中显示，电刺激设备接收到第一个方波脉冲后开始进行电刺激，每实现一次电刺激发送一个方波脉冲给近红外采集模块，参照图6(b)近红外采集模块基于方波脉冲进行一次打标。当电刺激设备接收到第二个方波信号后，电刺激停止。

综上所述，本发明所述非侵入颅电刺激的时间干涉电刺激系统，通过方波发生器指示时间干涉电刺激模块执行刺激并由近红外采集模块采集目标靶点的脑血氧信号，实时调整电刺激参数并通过脑功能分析模块进行计算以反馈刺激效果，通过在电刺激过程中需要不断对比并反复调整刺激点与目标靶点位置一致，以采集到目标靶点的脑血氧信号并计算得到大脑偏侧化指数以反馈刺激效果。

本领域普通技术人员应该可以明白，结合本文中所公开的实施方式描述的各示例性的组成部分、系统和方法，能够以硬件、软件或者二者的结合来实现。具体究竟以硬件还是软件方式来执行，取决于技术方案的特定应用和设计约束条件。专业技术人员可以对每个特定的应用来使用不同方法来实现所描述的功能，但是这种实现不应认为超出本发明的范围。当以硬件方式实现时，其可以例如是电子电路、专用集成电路(ASIC)、适当的固件、插件、功能卡等等。当以软件方式实现时，本发明的元素是被用于执行所需任务的程序或者代码段。程序或者代码段可以存储在机器可读介质中，或者通过载波中携带的数据信号在传输介质或者通信链路上传送。

需要明确的是，本发明并不局限于上文所描述并在图中示出的特定配置和处理。为了简明起见，这里省略了对已知方法的详细描述。在上述实施例中，描述和示出了若干具体的步骤作为示例。但是，本发明的方法过程并不限于所描述和示出的具体步骤，本领域的技术人员可以在领会本发明的精神后，作出各种改变、修改和添加，或者改变步骤之间的顺序。

本发明中，针对一个实施方式描述和/或例示的特征，可以在一个或更多个其它实施方式中以相同方式或以类似方式使用，和/或与其他实施方式的特征相结合或代替其他实施方式的特征。

以上所述仅为本发明的优选实施例，并不用于限制本发明，对于本领域的技术人员来说，本发明实施例可以有各种更改和变化。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。