腦內電流模擬方法及其裝置、以及包含腦內電流模擬裝置的經顱磁刺激系統的制作方法

腦內電流模擬方法及其裝置、以及包含腦內電流模擬裝置的經顱磁刺激系統的制作方法
【專利摘要】腦內電流模擬方法包含：第一工序，提供患者的斷層圖像數據之中至少包含腦的一部分的頭部圖像數據；第二工序，形成三維腦模型，所述三維腦模型由將在第一工序中提供的頭部圖像數據之中構成腦的至少一個區域分割為微小元素后的各個微小多面體單位構成；第三工序，提供第一信息，所述第一信息包含通過將線圈配置在患者的頭部上來對線圈施加電流而對患者的腦賦予磁刺激來觀察患者針對磁刺激的反應時的條件之中的至少線圈的位置和方向的條件、對線圈施加的電流的條件和與線圈的生成磁場有關的構造的條件；第四工序，基于在第三工序中提供的第一信息和包含按照每個微小多面體單位分配的電導率的第二信息來計算在三維腦模型的各個微小多面體單位內感應的渦流或電場。
【專利說明】
腦內電流模擬方法及其裝置、以及包含腦內電流模擬裝置的 經顱磁刺激系統
技術領域
[0001] 本發明涉及對在腦內感應的電流或電場進行模擬的方法和裝置。本發明還涉及編 入該裝置的經顱磁刺激系統。
【背景技術】
[0002] 經顏磁刺激為通過電磁感應在腦內產生電流或電場來刺激神經元(neuron)的手 法。根據該手法，如圖1、2所示那樣，對置于頭部的皮膚上的刺激線圈施加電流（例如，交 流），由此，形成變動磁場，并且，受到該變動磁場的影響而在腦內感應與線圈電流相反方向 的渦流或電場，使用該渦流或電場來刺激神經元，由此，使動作電位產生。
[0003] 在圖3中示出刺激線圈驅動電路的一個例子。作為使瞬間的電流在線圈中產生的 原理，首先，從電源(包含交流電源、電源電路、升壓電路。）向電容器蓄積電荷。之后，接通半 導體閘流管(thyristor)，由此，在刺激線圈中流動電流。在刺激線圈與電容器的諧振電路 中通過二極管流動電流之后，半導體閘流管變為關斷。由此，圖4所示的正弦波1周期量的電 流在刺激線圈中流動。
[0004] 經顱磁刺激被用于以神經傳導速度的測量為首的臨床檢查或腦功能研究。
[0005] 在近年來，作為神經障礙性疼痛(neuropathic pain)或帕金森病（Parkinson's disease)、抑郁癥等的治療的應用，注目磁刺激。在這樣的疾病中，關于利用藥劑的治療，存 在未出現效果的事例，在這樣的情況下，存在通過將電極埋入腦中來對腦賦予電刺激這樣 的治療法。但是，在該情況下，由于需要開顱手術，所以不期望的患者較多。因此，作為治療 法研究了反復進行不需要手術的非侵襲性的磁刺激的反復經顱磁刺激。報告了例如在難治 性神經障礙性疼痛中在對大腦的初級運動皮質(primary motor cortex)進行磁刺激之后 能在1天的期間左右得到除痛效果。
[0006] 但是，以往的磁刺激裝置有約70Kg的重量，此外，為了設置而需要電氣工程，因此， 僅能夠在設備齊備的醫療機構中利用。此外，在實際的治療時，一邊參照患者的MRI數據一 邊決定刺激位置，因此，需要由熟練的醫療從事者進行的治療。在難治性神經障礙性疼痛的 治療中，在成為靶的初級運動皮質之上以Imm的單位進行線圈的定位。但是，為了繼續得到 除痛效果，需要每天去醫療機構。因此，進行了能夠僅通過圖5所示的由非醫療從事者進行 的操作利用的用于在宅治療的新的磁刺激裝置的開發。
[0007] 現有技術文獻 專利文獻 本
【發明人】們開發了圖5所示的磁刺激裝置，關于對8字型進行改良后的磁場產生線圈或 定位，已經進行了專利申請(W02010/147064、日本特許公開公報2012-125546)。

【發明內容】

[0008] 發明要解決的課題 在經顱磁刺激療法中，利用在腦內的目標部位感應的渦流來刺激神經元。
[0009] 關于該渦流的強度或分布，考慮通過線圈的構造或特性、施加電流等的磁場生成 能力和線圈相對于患者的位置來決定。
[0010] 但是，使用電極等來實測在磁治療中的對象患者的腦內實際生成的渦流并不是現 實的。
[0011] 因此，根據利用線圈生成的磁場分布，進行了通過模擬來解析在腦內感應的渦流 的嘗試。
[0012] 到此為止的腦內渦流分布模擬為使用了標準模型的計算，為將腦看作同樣的導體 來求取電流分布的模擬。
[0013] 但是，關于實際的腦，大小或形狀按照每個患者個人而不同，并且，電導率根據組 織而不同，因此，患者個別的電流強度分布的計算是困難的，并且，模擬計算自身也復雜且 需要時間的方面為問題。
[0014] 用于解決課題的方案 因此，本發明的目的在于確立方法、裝置，所述方法、裝置通過使用對從各個患者的斷 層像提取出腦形狀的腦模型和線圈進行模型化而在決定任意的腦模型與線圈的位置關系 之后進行渦流解析的手法，從而以極其接近實測值的正確度對在想要進行經顱磁刺激治療 的患者的腦內生成的渦流的大小或分布進行模擬。
[0015] 在該手法中，優選的是，在電磁場解析中利用標量勢有限差分法（Scalar Potential Finite Difference)(以下，稱為"SPFD法"。）〇
[0016] 根據該手法，能夠利用模擬觀察伴隨著刺激線圈的裝配位置的電流強度分布，能 夠在實際上未施加刺激的情況下驗證刺激強度和刺激部位處的渦流強度或線圈相對于想 要施加刺激的部位的最適合位置。
[0017] 此外，通過使用SPFD法，從而與以往的有限元法(finite element method)相比， 大幅度地時間縮短成為可能，因此，在醫生的研究、治療中效率高的應付成為可能。
[0018] 進而，根據疾病選定最適合的感應電流分布的線圈的情況也變得容易，治療上的 意義較大。
[0019] 在腦內的渦流分布的解析中，不使用在市售的渦流解析軟件中使用的有限元法而 使用SPFD法，將包含腦的解析對象的立體分割為微小元素的微小多面體單位（例如，立方 體），求取在各個微小多面體單位中產生的渦流。獨自開發了使用了 SPro法的解析用的軟件 (程序）。
[0020] 在本發明的實施時，當然也可以使用有限元法等其他的模擬算法，但是，使用SPro 法的原始軟件的優點為以下這3個。
[0021] 第一優點為以下這樣的優點：在使用了有限元法的市售的軟件中，分割模型的元 素數目被限制為100萬左右，但是，在原始軟件中沒有元素數目的限制。能夠任意地指定分 割數目、體素尺寸(voxel size)，因此，能夠將模型分割為更微細的元素，能夠進行微細的 解析。第二優點是不需要制作空氣層。市售的軟件需要在腦模型的周圍制作配合腦模型的 網格(mesh)的空氣層，但是，本發明僅制作腦模型，因此，解析用模型的制作所需要的時間 大幅度地變短。關于第三優點，可舉出：通過改變計算手法，從而將計算時間縮短為市售的 軟件的約1/20。
[0022] 以下，說明用于解析的spro法的細節。
[0023] 根據法拉第定律(Faraday's law)，在腦內感應的電場E和外部磁通量密度B滿足 數式(1)。
[0024] [數式 1]
(1)。
[0025] 當以滿足數式(2)和（3)的方式選擇磁矢量勢A和電標量勢Φ時，根據這些勢得到 的電場和磁場滿足式(1)。
[0026] [數式2]
(2>。 0)。
[0028]在此，數式(3)的總電場E如式(4)至(6)所示那樣能夠分解為源自矢量勢的電場E1 和源自標量勢的電場E2。
衙。 (6)
[0030] 在數式（5)中，從第一行向第二行的變形根據畢奧?薩伐爾定律(Biot-Savart law)。式中的μ〇為真空的導磁率，r為空間的位置矢量，r'為磁場產生線圈上的位置矢量，I (r'）為位置r'處的線圈電流。源自矢量勢的電場E1僅根據線圈的繞線形狀和電流決定，能 夠使用數式(5)來比較容易地計算。源自標量勢的磁場E 2依賴于被實驗者的頭部形狀，為了 對其進行求取，需要SPFD法或有限元法等高度的數值解析手法。也與總電場E同樣地，需要 使用高度的數值解析手法來求取。
[0031] 當將數式(3)和歐姆定律(Ohm'S law)的數式(7)帶入到電流連續的數式(8)中時， 得到數式(9)。 m
Γ ? (B)
[0032] 。 (9)
[0033 ] 在數式(7 )中，J表示感應電流密度，σ表示生物的電導率。
[0034]關于數式(9)，當進行8個微小多面體單位所共有的接點處的離散化時，數式(9)式 變為數式(10)。
[0035]
_ 〇
[0036] 在數式（10)中，Φη為接點η處的電標量勢，AnS將接點0與接點η連結的體素的邊η 所平行的外部磁矢量勢的分量中邊的中心處的值，In為邊η的長度，Sn為邊η的電導 (conductance)〇
[0037] 將an設為與邊η垂直的長方體的面的面積，將ση設為以邊η相接的4個長方體的平均 電導率，將數式（11)應用到數式（10)中，解開方程式，由此，求取電標量勢。基于所求取的電 標量勢，使用數式(3 )、（ 7 )來求取渦流密度。
[0038]
(1 ,。
[0039] 如上面敘述那樣，在本模擬方法中，通過利用spro法，從而能夠共同解析依賴于被 實驗者的頭部形狀的總電場E和渦流密度J。根據線圈的繞線形狀和電流決定的電場E 1也能 夠在解析的過程中求取。
[0040] 本申請
【發明人】為了驗證利用SPro法的計算的正確性，對圖21Α所示的半徑75mm的 球模型和圖21B所示的邊長120mm的立方體模型每一個進行了利用重疊8字線圈產生的感應 電流的模擬。"重疊8字線圈"為2個旋渦線圈以在各個端部一部分重疊的方式被配置為8字 的形狀的線圈。
[0041] 再有，使用球模型和立方體模型的理由是因為，根據有限元法、SPFD法的計算算法 (模型化的觀點）的不同來調查是否沒有模擬對象的幾何學的性質所帶來的影響(誤差等）。 [00 42] 關于線圈，在從模型表面起Icm的位置設定了5.3kA、3.4kHz的電流。如出現于圖 22A所示的球模型中的結果、圖22B所示的立方體模型中的結果那樣，確認了：與利用有限元 法的計算結果相比較，在利用spro法的計算結果中也大致無差異地計算出離模型表面部固 定長度以內的球內所包含的元素的平均感應電流量。
[0043]在該解析中，僅取出各個人的頭部MRI數據（圖像數據)之中的灰質、白質、腦脊髓 液的圖像數據來進行了解析。從圖6所示那樣的腦的MRI數據提取出灰質、白質、腦脊髓液這 3個腦組織的模型為圖7。藍色表示灰質，綠色表示白質，紅色表示腦脊髓液。在圖8中示出對 實際地使用數值人體模型將皮膚或肌肉等全部生物組織作為對象的模型和僅取出灰質、白 質、腦脊髓液這3元素的模型以相同的條件賦予電刺激時的灰質表面的渦流密度的解析結 果。已知：如圖示那樣，在2個模型之間，在電流密度沒有較大的差，渦流密度的分布也是同 樣的。從以上，已知:僅提取出灰質、白質、腦脊髓液后的解析是有效的。
[0044] 關于各個患者的腦形狀，解析了對最適合刺激位置周邊賦予與大腦的初級運動皮 質上的最適合刺激位置處的運動閾值相同程度的電刺激時的初級運動皮質中的電流密度。 在此，運動閾值表明在將線圈設置于被實驗者的最適合刺激位置而對腦賦予磁刺激時以肌 肉的反應為50%以上的概率出現的磁場強度。具體地，針對多個被實驗者，取得頭部的MRI圖 像，將線圈設置于該被實驗者的最適合刺激位置來調查了運動閾值。在該實驗中，使用內徑 25mm、外徑97mm、高度6mm、10次卷的8字線圈，脈沖寬度為280ys。此外，將線圈設置于以最適 合刺激位置為中心在左右(沿著中央溝(central sulcus)的方向）上半徑25mm左右、在前后 (與中央溝垂直的方向）上半徑15mm左右的橢圓形區域的內側的30處，記錄了在各個場所處 運動閾值與MRI數據所對應的線圈的三維位置信息。接著，計算了對腦賦予與所得到的運動 閾值相同的大小的刺激時的最適合刺激位置的周圍5mm的平均渦流密度。并調查了在最適 合刺激位置和之前敘述的橢圓形區域內的2、3處的運動閾值。
[0045] 在圖9中示出對6個被實驗者進行了解析的結果。各結果示出針對6個被實驗者將 線圈置于最適合位置并且賦予相當于運動閾值的刺激時的灰質表面中的渦流J和電場E的 分布。如數式(7)所示，渦流和電場處于比例關系。解析結果的色標(color scale)對全部被 實驗者是相同的。根據該結果，已知：在初級運動皮質的周邊也存在高的電流密度出現之 處，進而，相當于初級運動皮質的刺激閾值的電流密度由于被實驗者而存在偏差。在表1中 示出實際上相對于針對6個被實驗者的解析結果而求取以靶部位為中心的半徑5mm中的平 均渦流密度的結果。腦組織達到興奮的渦流密度(被實驗者的平均值)為17.19A/m 2。此外， 已知，相當于刺激閾值的腦內的渦流密度由于被實驗者而存在偏差。
[0046] [表1] 被實驗者6人的靶部位處的平均渦流密度解析結果
L 0047 J 圖10不出將最迠合刺微位置處的運動閾值設為100來表不將線圈置亍從最迠合刺 激位置偏離的場所時的刺激閾值（以肌肉的反應為50%以上的概率出現的電壓振幅的實測 值)的圖表。根據該結果，伴隨著線圈從最適合刺激位置偏離，為了發生抽搐(肌的痙攣、單 收縮)而需要的磁場刺激強度變大。
[0048] 在圖11中示出按照本發明的模擬方法計算使線圈位置發生變化時的最適合刺激 位置處的電流密度的不同。將原點作為最適合刺激位置，將X軸方向設為與中央溝平行方 向，將Y軸設為與中央溝垂直方向在圖表中示出離最適合刺激位置的"偏離(移動量)"。最適 合刺激位置和"偏離"為實測值，電流密度為解析值。根據該圖，已知:關于與中央溝平行方 向，相對于垂直方向，由于線圈的位置偏離造成的向最適合刺激位置的渦流密度的變化的 影響較大，在分離20_的場所，渦流密度的大小變為一半左右。
[0049] 在圖12中示出對最適合刺激位置進行刺激時和分離20_時的腦的渦流分布。根據 該圖也已知:線圈位置偏離20_，由此，在腦內的電流分布中產生較大的差。
[0050] 如以上那樣，除了使用本發明所涉及的模擬方法來計算使治療線圈的位置發生變 化時的俯視腦整體的渦流密度的分布或在腦內特定位置處的渦流密度的方式之外，與其相 加或者獨立地使用之前進行了說明的本發明所涉及的模擬方法來計算使線圈的方向的信 息、線圈施加電流的信息或施加電壓的信息之中的至少任一個發生變化時的俯視腦整體的 渦流密度的分布或在腦內特定位置處的渦流密度也可。關于用于像這樣計算模擬結果或者 進行顯示的具體的結構，另外進行說明。
[0051]已知:在根據解析結果求取為了使在將線圈置于最適合刺激位置的周圍時到達運 動閾值的渦流密度在靶部位產生而需要的電源的值和實際上測定的結果之間存在幾％的 差。作為兩者的差的原因，考慮求取渦流密度的區域大。因此，在各被實驗者求取使求取平 均渦流密度的關心區域的半徑從2mm變化為IOmm時的、為了使在將線圈置于最適合刺激位 置的周圍時到達運動閾值的渦流在靶部位產生而需要的電流轉換速率(表明在為了產生磁 場而對線圈賦予正弦波的一周期量的電流時該電流上升的斜率（或每時間的電流的增 加）。）與實測值的差。在圖13中示出結果。各曲線表示各被實驗者。根據該圖，已知:關心區 域(評價對象區域)的半徑不對結果造成影響。
[0052]在圖14中示出腦內的渦流分布(解析結果）。圖內的虛線表示半徑5mm的關心區域， 在紅色的部分中更大的渦流產生。根據該圖，已知:在關心區域內，不僅包含渦流密度較大 地產生的灰質的部分，也包含渦流不怎么產生的部分。因此，考慮存在如下可能性:對僅將 在將線圈置于最適合位置時渦流較大地產生的部分作為關心區域的結果進行比較，由此， 能夠使實測值與解析結果的差更小。
[0053]可是，為了針對各個患者來決定磁刺激治療的條件，需要對初級運動皮質進行刺 激，求取對此進行反應而出現例如手指等活動的抽搐twitch(肌的痙攣、單收縮)的閾值(運 動閾值）。但是，即使將刺激裝置的輸出提高到最大，也存在不出現抽搐的患者，在那樣的情 況下，不能實施磁刺激治療。此外，存在由于疾病而初級運動皮質以外的部位成為刺激的對 象的情況，關于向那樣的部位的刺激而不能觀察抽搐，因此，刺激強度不得不以間接的方法 決定。作為原始軟件的應用例，考慮向這樣的患者的應用。例如，在不能使用針對初級運動 皮質的刺激來觀察抽搐的情況下，能夠通過計算機模擬來提示刺激強度，以使能夠在初級 運動皮質中感應相當于平均的神經興奮閾值的17.19A/m 2。此外，存在在抑郁癥的治療中在 向左前額區背外側部的經顱磁刺激中出現效果的報告。但是，關于向前額區的刺激，不能觀 察抽搐，因此，預先進行向運動皮質的刺激來求取相當于運動閾值的磁場強度，以該磁場強 度為基準來確定前額區中的治療條件。只要使用本發明的軟件，則能夠通過解析在前額區 中產生的渦流密度來估計，因此，也能夠決定治療條件，以使向前額區的渦流成為適當值。
[0054] 在圖15中示出實際上在表1的被實驗者D的腦模型中對左前額區背外側部以與表1 相同的條件（電流的振幅為3431A)進行刺激時的渦流分布的解析結果。圖內的紅框示出實 際上賦予刺激的區域。在該結果中，與之前的解析同樣地，刺激位置的周圍半徑5mm中的平 均渦流密度為21.49A/V。根據該結果和表1，能夠理解:通過賦予3233A(參照數式(8))的振 幅，從而能夠在左前額區背外側部中產生與在運動皮質中相當于運動閾值的渦流密度相同 的渦流。
[0055] [數式 4]
《1.2)。
[0056] 即使實施了相同的磁場強度的刺激，也存在當刺激部位改變時所產生的感應電流 不同的可能性。通過模擬，預先對在對象部位處產生的感應電流進行評價，由此，存在能夠 設定更適當的刺激強度的可能性。
[0057] 在以下，示出使用本申請發明所涉及的模擬的方法來確認上述的見解的例子。
[0058] 圖23A為該被實驗者的頭部MRI圖像，箭頭示出前額區中的刺激位置。在將初級運 動皮質作為刺激位置且使治療線圈的電流值為3430A的條件之下，在利用之前示出的模擬 方法(其中，用于計算球內平均的求的半徑使用了IOmm)計算腦的感應電流時，成為圖23B所 示的分布。此外，刺激位置處的半徑IOmm內的平均渦流密度為19.9A/m 2。
[0059] 接著，針對同一被實驗者，在使治療線圈的電流值同樣地為3430A的條件之下在將 前額區作為刺激位置來進行了同樣的模擬時，腦的感應電流成為圖23C所示的分布。此外， 刺激位置處的半徑IOmm內的平均渦流密度為17.6A/m 2。
[0060] 已知:像這樣，在對同一被實驗者以同一線圈電流進行刺激的情況下，當腦的刺激 部位不同時，所產生的感應電流分布或刺激部位處的渦流值不同。
[0061 ] 即，能夠推測在將利用初級運動皮質刺激決定的RMT作為基準而例如將刺激強度 設為110%或120%的現在通常地進行的方法中對前額區施加與意圖的刺激強度不同的刺激 的可能性。
[0062] 據此，關于初級運動皮質以外的對象部位預先使用本申請發明的腦內感應電流模 擬手法，由此，能夠進行能夠對治療有效性做出貢獻的新的刺激強度的討論。
[0063] 〈導入〉 經顱磁刺激法(TMS)為作為神經學和精神醫學的疾病的治療方法而近年來廣泛地使用 的手法之一。特別地，已知間歇地進行更強度的刺激的反復經顱磁刺激法(rTMS)有更明確 的治療效果。另一方面，關于用于經顱磁刺激的線圈的刺激強度，防止未意圖的副作用或線 圈的不需要的加熱，因此，存在得到同樣的治療效果并想要盡可能地抑制得小這樣的課題。
[0064] 本
【發明人】們著眼于:作為解決該課題的一個方法，以往，在實際上進行了經顱磁刺 激的若干個研究中示出"對于被實驗者各個人適當的線圈刺激角度"的存在。
[0065] 即，本
【發明人】設定了這樣的假說:是不是能夠通過在經顱磁刺激的施術前利用電 磁的計算來使該最適合線圈刺激角度變得明顯來以更少的電流來進行刺激并且能夠將其 作為施術的支持呢。
[0066] 然后，根據在以下示出的本申請
【發明人】的研究結果，首先，在腦溝和在腦溝內伴隨 著腦脊髓液的簡易的經顱磁刺激模型中，由腦脊髓液造成的影響在電磁學上怎樣地進行作 用這樣的情況變得明顯。進而，基于這些結果，新確立了通過簡易的計算來計算腦的各刺激 部位處的適當的刺激角度的方法，因此，在以下進行說明。
[0067] 〈方法〉 本申請
【發明人】在最初制作圖24A所示的包含腦溝的簡易的腦模型，對由經顱磁刺激線 圈的相對于腦溝的旋轉角造成的影響進行了模擬。再有，腦模型由電導率0.11S/m的灰質和 電導率1.79S/m的2mm厚的腦脊髓液構成，腦溝制作為2cm的深度、2mm的寬度。此外，刺激線 圈為外徑5. Icm內徑1 · Icm的8字形狀，對其施加5.3kA的電流。線圈固定在離腦模型表面Icm 上，對腦溝以0度、30度、45度、60度、90度的角度進行刺激，關于其結果，以對離線圈的中心 點的球內所包含的元素的感應電流進行平均這樣的形式來進行了比較。
[0068] 接著，本申請
【發明人】將作為來自被實驗者的MRI圖像得到的腦形狀數據形成為灰 質、白質、腦脊髓液這3元素，對其進行了經顱磁刺激的模擬。此外，使用基于該MRI圖像的腦 形狀數據，制作腦溝等腦的形狀雖然與現實的腦相同但是假想地僅由腦脊髓液構成的中空 模型，進行了同樣的模擬。計算使磁刺激線圈從初期刺激方向10度10度地旋轉到180度而在 3元素模型中的"灰質+白質"和"腦脊髓液"每一個中離線圈中心的球內所包含的元素的感 應電流的平均以及中空模型中的"腦脊髓液"的相同平均，進行了比較。
[0069] 〈結果〉 在圖24A所示的簡易的腦模型中，出現與灰質和腦脊髓液中的感應電流逆相關(γιο. 99) 的關系。關于出 現這樣 的關系 的理由 ，也可以考慮腦脊髓液在頭部中為 電導率最尚的 物質并且源自產生不能忽視的線圈損失。特別地，如圖24Β所示，在線圈相對于腦溝平行地 接觸時，引起由于線圈造成的刺激強度的減少。因此，關于最適合的線圈的刺激方向，能夠 推測為如圖24C那樣相對于腦溝垂直的方向。
[0070] 再有，在上面記述的線圈與腦溝的幾何學的配置的說明中，"線圈相對于腦溝平 行"意味著使線圈生成的感應電流的主要的流動方向為腦溝的溝方向而是平行的，同樣地， "線圈相對于腦溝垂直"意味著使線圈生成的感應電流的主要流動方向為腦溝的溝方向而 是垂直的。
[0071 ]此外，在圖25Α所示的根據被實驗者的MRI圖像生成的現實的腦模型中的模擬(在 圖25Β中說hi出用于平均感應電流的計算的球）中，也在灰質和白質中的感應電流與腦脊髓 液中的感應電流之間看出逆相關的關系(r=-0.79)，看出由于刺激角度造成的感應電流的 變化（圖25D)。
[0072] 此外，圖25C所示那樣的形狀為源自患者的腦MRI圖像的現實腦的形狀，同時，關于 假想地僅由腦脊髓液構成的中空模型中的腦脊髓液內的感應電流，得到形狀源自腦MRI圖 像且與在灰質、白質和腦脊髓液這3元素模型(現實的腦模型）中的腦脊髓液內產生的感應 電流大致沒有差異的結果(平方平均誤差=5.64V/m)。因此，關于最適合的線圈的刺激角度， 即使通過使用了上述的中空模型的計算也在充分的精度之下能夠推測，其結果是，已知:與 使用了 3元素模型的情況相比能夠削減70%計算量。
[0073] 考慮:利用以上的手法，能夠估計運動皮質以外的區域中的神經興奮閾值。
[0074] 進而，對由于線圈位置的偏差造成的腦內的渦流密度分布進行了解析，由此，確認 了腦內的渦流密度由于線圈的位置的不同而發生變化，與其伴隨地，運動閾值也發生變化， 與此同時地，已知腦內的渦流密度的分布有各向異性。考慮了促進腦內渦流分布的解析，并 且，在運動閾值的測量中也需要更接近最適合刺激位置的位置處的測量。
[0075] 本發明是基于以上的見解完成的，腦內電流模擬方法包含:第一工序，提供患者的 斷層圖像數據之中至少包含腦的一部分的頭部圖像數據;第二工序，形成三維腦模型，所述 三維腦模型由將在所述第一工序中提供的所述頭部圖像數據之中構成所述腦的至少一個 區域分割為微小元素后的各個微小多面體單位構成;第三工序，提供第一信息，所述第一信 息包含通過將線圈配置在所述患者的頭部上來對所述線圈施加電流而對所述患者的腦賦 予磁刺激來觀察患者針對所述磁刺激的反應時的條件之中的至少所述線圈的位置和方向 的條件、對所述線圈施加的電流的條件和與所述線圈的生成磁場有關的構造的條件；以及 第四工序，基于在所述第三工序中提供的所述第一信息和包含按照每個所述微小多面體單 位分配的電導率的第二信息來計算在所述三維腦模型的所述各個微小多面體單位內感應 的渦流或電場。
[0076] 根據具備這樣的結構的腦內電流模擬方法，形成與各個患者的腦形狀對應的模 型，基于其，解析腦內電流，因此，能夠正確地把握在實際的腦內產生的渦流或電場的分布。 此外，能夠更正確地把握線圈的位置從最適合刺激位置偏離時的腦內渦流分布。然后，使用 這些渦流分布或電場分布的解析結果，能夠設計能夠更高效率地刺激腦的經顱磁刺激系 統。
[0077] 在本發明的另一方式的腦內電流模擬方法中，包含第五工序，在所述第五工序中， 視覺地顯示在所述第四工序中計算的渦流或電場的分布。根據該方法，能夠視覺地把握腦 內的渦流或電場的分布。
[0078] 優選的是，所述各個微小多面體單位被分配為具有灰質、白質和腦脊髓液的任一 個的電導率。此外，優選的是，所述第一信息包含所述電流的電流值或電壓值的至少任一 個。進而，優選的是，通過標量勢有限差分法進行渦流或電場的計算。
[0079] 本發明的腦內電流模擬裝置以及編入有該裝置的經顱磁刺激系統包含：第一單 元，提供患者的斷層圖像數據之中至少包含腦的一部分的頭部圖像數據;第二單元，形成三 維腦模型，所述三維腦模型由將由所述第一單元提供的所述頭部圖像數據之中構成所述腦 的至少一個區域分割為微小元素后的各個微小多面體單位構成;第三單元，提供第一信息， 所述第一信息包含通過將線圈配置在所述患者的頭部上來對所述線圈施加電流而對所述 患者的腦賦予磁刺激來觀察患者針對所述磁刺激的反應時的條件之中的至少所述線圈的 位置和方向的條件、對所述線圈施加的電流的條件和與所述線圈的生成磁場有關的構造的 條件；以及第四單元，基于由所述第三單元提供的所述第一信息和包含按照每個所述微小 多面體單位分配的電導率的第二信息來計算在所述三維腦模型的所述各個微小多面體單 位內感應的渦流或電場。
[0080] 在該腦內電流模擬裝置以及經顱磁刺激系統中，此外，優選的是，包含第五單元， 所述第五單元視覺地顯示由所述第四單元計算的渦流或電場的分布。
[0081] 進而，本發明的腦內電流模擬裝置以及編入有該裝置的經顱磁刺激系統包含:第 一單元，提供患者的斷層圖像數據之中至少包含腦的一部分的頭部圖像數據;第二單元，形 成三維腦模型，所述三維腦模型由將由所述第一單元提供的所述頭部圖像數據之中構成所 述腦的至少一個區域分割為微小元素后的各個微小多面體單位構成;第三單元，提供第一 信息，所述第一信息包含通過將線圈配置在所述患者的頭部上來對所述線圈施加電流而對 所述患者的腦賦予磁刺激的條件之中的至少所述線圈的位置和方向的條件、對所述線圈施 加的電流的條件和與所述線圈的生成磁場有關的構造的條件；以及第四單元，基于由所述 第三單元提供的所述第一信息和包含按照每個所述微小多面體單位分配的電導率的第二 信息來計算在所述三維腦模型的所述各個微小多面體單位內感應的渦流或電場。
[0082] 再有，在本發明中，對所述線圈施加的電流為交流或脈動電流的哪一個都可以。
[0083] 可是，如圖9所示那樣，利用線圈的磁場而在腦內感應的渦流與電場（電場)強度處 于比例關系。因此，應該理解:在與本申請發明關聯的說明中，能夠將"渦流"替換閱讀為"電 場"或"電場"來閱讀，像那樣替換閱讀的內容也屬于本申請發明的技術的范圍。
【附圖說明】
[0084] 圖1是示出對患者實施磁刺激治療的狀態的圖。
[0085] 圖2是示出利用8字線圈感應的渦流的圖。
[0086 ]圖3是示出對線圈施加電流的驅動電路的圖。
[0087] 圖4是示出從驅動電路輸出的電流波形的圖。
[0088] 圖5是示出磁刺激裝置的使用狀態的圖。
[0089]圖6是示出人的腦的MRI數據的圖。
[0090] 圖7是示出提取出人的腦的灰質、白質、腦脊髓液的腦組織的模型的圖。
[0091] 圖8是示出對提取出人的腦的灰質、白質、腦脊髓液的腦組織的模型賦予電刺激時 的灰質表面的渦流密度的解析結果的圖。
[0092] 圖9是示出針對6個被實驗者將線圈置于最適合位置賦予相當于運動閾值的刺激 時的灰質表面的電流密度的圖。
[0093] 圖10是將與最適合刺激位置對應的運動閾值設為100來表示將線圈置于從最適合 刺激位置進行移動后的場所時的刺激閾值的實測值的圖表。
[0094] 圖11是示出使線圈的位置發生變化時的最適合刺激位置處的電流密度的圖。
[0095] 圖12是示出對最適合刺激位置和離那里分離20mm的位置進行刺激時的腦內的渦 流的分布的圖。
[0096] 圖13是針對各被實驗者示出在使求取平均渦流密度的關心區域的半徑發生變化 時、為了使到達運動閾值的渦流在靶部位產生而需要的電流轉換速率與實測值的差的圖。
[0097] 圖14是示出腦內渦流分布的解析結果的圖。
[0098] 圖15是示出在被實驗者D的腦模型中對左前額區外側進行刺激時產生的腦內渦流 密度的解析結果的圖。
[0099] 圖16是示意性地示出本發明的經顱磁刺激系統的結構的圖。
[0100]圖17是示出編入到圖16的系統中的線圈驅動電路的圖。
[0101] 圖18是示出編入到圖16的系統中的控制電路的圖。
[0102] 圖19是示出渦流密度解析模擬的處理的圖。
[0103] 圖20是示出三維腦模型和線圈的繞線形狀、線圈的位置的圖。
[0104] 圖21A是示出針對半徑75_的球模型而利用重疊8字線圈產生的感應電流的圖。
[0105] 圖21B是示出針對邊長120mm的立方體模型而利用重疊8字線圈產生的感應電流的 圖。
[0106] 圖22A是示出針對半徑75mm的球模型對配置于離模型表面Icm的位置的重疊8字線 圈施加5.3kA、3.4kHz的電流時使用有限元法和SPro法分別計算離模型表面部固定長度以 內的球內所包含的元素中的平均感應電流量的結果的圖表。
[0107] 圖22B是示出針對邊長120mm的立方體模型對配置于離模型表面Icm的位置的重疊 8字線圈施加5.3kA、3.4kHz的電流時使用有限元法和SPFD法分別計算離模型表面部固定長 度以內的球內所包含的元素中的平均感應電流量的結果的圖表。
[0108] 圖23A是示出被實驗者的頭部MRI圖像的圖。
[0109]圖23B是示出將圖23A所示的腦的初級運動皮質作為刺激位置而在治療線圈中流 動規定電流時在圖23A所示的腦中感應的電流的分布的圖。
[0110]圖23C是示出將圖23A所示的腦的前額區作為刺激位置而在治療線圈中流動規定 電流時在圖23A所示的腦中感應的電流的分布的圖。
[0111]圖24A是示出包含腦溝的簡易的腦模型的圖。
[0112]圖24B是示出將線圈與圖24A所示的腦溝平行地接觸時的感應電流的流動方向的 圖。
[0113]圖24C是示出將線圈與圖24A所示的腦溝垂直地接觸時的感應電流的流動方向的 圖。
[0114] 圖25A是示出根據被實驗者的MRI圖像生成的現實的腦模型的圖。
[0115] 圖25B是示出用于在圖25A所示的現實的腦模型中對感應電流進行平均化的計算 的球的圖。
[0116] 圖25C是示出用于在形狀為源自患者的腦MRI圖像的現實腦的形狀并且假想地僅 由腦脊髓液構成的中空模型中對感應電流進行平均化的計算的球的圖。
[0117] 圖2f5D是示出灰質、白質、腦脊髓液中的感應電流與刺激角度的關系的圖。
【具體實施方式】
[0118] 實施方式1 當參照圖16時，經顱磁刺激系統（以下，僅稱為"系統"。）1具有:對被支承機構(例如，椅 子2或床)支承的患者3的腦賦予磁刺激的磁刺激裝置4。
[0119] 磁刺激裝置4具有線圈單元(線圈裝置)5和控制單元6,以便形成對患者3的腦施加 磁刺激的動態磁場。
[0120]優選的是，如圖示那樣，線圈單元5通過適當的定位單元7支承，以使能夠沿著患者 3的頭部表面自由地移動并且能夠定位于任意的位置。線圈單元5具備線圈8以及由包圍該 線圈8的電絕緣材料構成的外殼(casing)9。外殼9具備與外殼9整體地形成的支架(holder) 10,經由支架10被定位單元7保持。關于線圈8,能夠利用1個環狀線圈、將導線配置為8字狀 的8字線圈（例如，在日本特開2012-125546號公報中公開的線圈）等任意的公知的線圈。外 殼9整體地具備3個或其以上的觀察對象(例如，標志11或突起等目標(target))。為了求取 線圈8相對于患者頭部的相對的位置和方向而利用這些觀察對象。
[0121] 控制單元6具備箱型的殼體(housing)12。殼體12具備輸入部13和輸出部14。
[0122] 輸入部13具備:設定系統1的驅動條件(例如，對線圈8施加的電壓、電流、頻率）的 驅動條件設定部15;對由斷層圖像拍攝裝置(例如，MRI、CT、PET)〕16生成的人體(特別是頭 部)斷層圖像數據進行接收的數據接收部17;以及接收來自立體拍攝式光學的三維位置傳 感攝像機(sensing camera)(以下，僅稱為"攝像機"。）19的圖像數據的數據接收部20,所述 攝像機對設置于線圈單元5的外殼9的標志11和設置于患者3所裝配的眼鏡等裝配品（例如， 眼鏡)或患者3的皮膚的3個或其以上的觀察對象(例如，標志18或突起)同時進行拍攝。雖然 未圖示，但是，攝像機19被安裝于定位單元7或收容有系統1的起居室的固定部。
[0123] 再有，在本件發明中，對線圈施加的電流應該理解為不僅包含流動的方向與時間 一起周期性地發生變化的電流(交流），也包含流動的方向固定且大小周期性地發生變動的 電流(所謂的"脈動電流"）。
[0124] 輸出部14被構成為：連接于液晶顯示裝置等的顯示器21或具備顯示器的計算機 (未圖示），能夠將從控制單元6輸出的數據(例如，圖像數據)輸出到顯示器21來顯示與那對 應的圖像。
[0125] 在殼體12的內部收容有圖17所示的線圈驅動電路25，該線圈驅動電路25經由電纜 26與線圈8電連接。
[0126] 在殼體12的內部還收容有圖18所示的控制電路30。控制電路30具備：中央處理裝 置（以下，稱為"CPU"。）31;以及連接于CPU31的第一存儲部32、第二存儲部33和運算部34。
[0127] 第一存儲部32儲存有各種軟件。例如，包含:基于斷層圖像數據來制作三維腦模型 (三維圖）的三維繪圖軟件41 (例如，由Cybernet system股份有限公司販賣的醫用圖像處理 軟件"Real INTAGE"）、基于經由輸入部13輸入的驅動條件來決定對線圈施加的電流的線圈 驅動條件決定軟件42、基于由攝像機19拍攝的圖像所包含的標志(設置于線圈單元的標志 和設置于患者裝配品或患者的標志）的信息來決定線圈相對于患者頭部（患者的腦）的相對 的方向和位置的線圈位置決定軟件43、基于由線圈位置決定軟件43決定的線圈的方向和位 置以及由線圈驅動條件決定軟件42決定的線圈的驅動條件來計算在腦內產生的渦流密度 并且將所計算的渦流密度的信息與由三維繪圖軟件制作的三維腦模型疊加來制作渦流密 度圖（參照圖14)的渦流密度繪圖軟件43。
[0128] 線圈相對于患者的腦的相對的位置和方向例如能夠通過W02007/123147A所公開 的手法來決定。根據該手法，在固定于患者的頭部的標志或固定患者的器具（例如，椅子、 床)至少安裝3個目標(患者目標）。決定患者目標相對于患者的頭部(腦）的相對的位置。因 此，患者目標的位置信息與患者的頭部斷層圖像數據(三維坐標數據)合成。攝像機拍攝患 者目標和固定于線圈單元5的至少3個目標(線圈目標）。所拍攝的圖像被線圈位置決定軟件 處理，求取線圈目標相對于患者目標的相對的位置和方向，并且，基于該信息來求取線圈相 對于患者頭部(腦）的相對的位置和方向。再有，實時地計算線圈相對于患者頭部(腦）的相 對的位置，此外，能夠將所計算的結果顯示在顯示器21中。
[0129] 運算部34具有基于CPU31的指示來執行上述的軟件的功能。
[0130] 第二存儲部33儲存有各種數據。例如，存儲有:經由輸入部13輸入的人體(頭部)斷 層圖像數據51和線圈驅動條件52、此外執行三維繪圖軟件41而得到的三維腦模型的數據 53、執行線圈驅動條件決定軟件42而得到的線圈驅動電流的數據54、執行線圈位置決定軟 件43而得到的線圈的方向和位置的數據55、以及執行渦流密度繪圖軟件43而得到的渦流密 度的數據56和對其進行繪圖后的渦流圖用的數據57。第二存儲部33還儲存有:使用系統1來 對患者的腦賦予磁刺激時的條件等〔對線圈施加的電流、電壓、頻率;線圈相對于頭部的相 對的位置和方向）和此時觀察的運動閾值(在將線圈設置于最適合刺激位置來對腦賦予磁 刺激時以肌肉的反應為50%以上的概率觀察的電壓振幅）〕的磁刺激信息58。
[0131]在使用具備以上的結構的系統1來治療患者的情況下，基于由攝像機19拍攝的圖 像，通過線圈位置決定軟件來求取線圈8相對于患者頭部的位置。在顯示器21中顯示線圈8 相對于患者頭部的相對位置。由此，能夠在患者頭部的目的的場所(例如，最適合刺激位置） 設置線圈8。之后，線圈驅動電路25基于通過輸入部15輸入的線圈驅動條件進行驅動，對患 者3的腦賦予磁刺激。線圈驅動電路25如圖17所示那樣具有:將電源61的輸出電壓變換為期 望電壓的電源電路62、對電源電路62的輸出進行升壓的升壓電路63、從升壓電路63利用輸 出來蓄積電荷的電容器64、對在電容器64中流動的電流進行調整的電阻65、以規定的定時 對來自電容器64的輸出進行工作來形成交流的半導體開關66,基于CPU31的輸出來驅動半 導體開關16而得到的電流被施加到線圈8。
[0132] 接著，按照圖19所示的處理來說明使用系統1對在患者的腦內產生的渦流密度進 行模擬的技術。
[0133] 首先，在模擬時，通過輸入部13輸入患者3或被實驗者的頭部斷層圖像數據51(例 如，MRI數據）（步驟#1)。所輸入的頭部斷層圖像數據51被存儲在第二存儲部33中。接著，基 于CPU31的指示利用儲存在第一存儲部32中的三維繪圖軟件41和儲存在第二存儲部33中的 頭部斷層圖像數據51來制作患者3的腦的三維腦模型53(步驟#2)。關于此時制作的三維腦 模型53,不需要將腦的全部的部位作為對象，至少為灰質、白質、以及腦脊髓液的任一個也 可。所制作的三維腦模型53被儲存在第二存儲部33中。關于三維腦模型，能夠根據需要通過 輸出部14輸出到顯示器21中來進行顯示。接著，CPU31讀出儲存在第二存儲部33中的在以前 使用系統1對患者3的腦賦予磁刺激時得到的磁刺激信息58〔對線圈施加的電流、電壓、頻 率;線圈相對于頭部的相對的位置和方向）和線圈的繞線形狀數據59(參照圖20)、進而此時 觀察的運動閾值(在將線圈設置于最適合刺激位置來對腦賦予磁刺激時以肌肉的反應為 50%以上的概率觀察的電壓振幅）〕（步驟#3)。此外，CPU31讀出存儲在第一存儲部32中的渦 流密度繪圖軟件43和存儲在第二存儲部33中的腦的三維腦模型53,將前述磁刺激信息58作 為參考，使用渦流密度繪圖軟件43來計算在三維腦模型的各微小多面體單位感應的渦流密 度(步驟#4)。該計算通過上述的標量勢有限差分法進行。所計算的渦流密度的數據56被存 儲在第二存儲部33中。在最后，CPU31基于所計算的渦流密度的數據56來制作渦流密度圖57 (參照圖14)。優選的是，如圖15所示那樣，在所計算的渦流密度的數據56中附加與其級 (level)對應的顏色信息，以該顏色信息將渦流密度的級顯示在顯示器21中。
[0134] 此外，除了使用在上述進行了說明的儲存在第二存儲部33中的在以前使用系統1 對患者3的腦賦予磁刺激時得到的磁刺激信息58〔對線圈施加的電流、電壓、頻率;線圈相對 于頭部的相對的位置和方向）來計算、顯示渦流密度的方式之外，也可以為使用本發明所涉 及的模擬方法來計算使使用規定的設定單元進行設定輸入的治療線圈的位置發生變化時 的俯視腦整體的渦流密度的分布或在腦內特定位置處的渦流密度的方式、與其相加或者獨 立地使用上述的模擬方法來計算、顯示使線圈的方向的信息、線圈施加電流的信息或施加 電壓的信息之中的至少任一個發生變化時的俯視腦整體的渦流密度的分布或在腦內特定 位置處的渦流密度。此外，能夠配合線圈的移動來實時地顯示在腦內特定位置處的渦流密 度。再有，在顯示器21中同時顯示多個模擬的結果和條件，由此，能夠對比這些結果和條件 來進行觀察。
[0135] 像這樣，根據本發明，基于實際上刺激患者的腦而得到的磁刺激信息，針對再現患 者的腦的三維腦模型，計算渦流密度來制作渦流密度圖，由此，能夠確認在賦予刺激的患者 的腦的哪個部分感應了哪個程度的渦流，此外通過感應哪個程度的渦流而在患者出現反應 (例如，抽搐(twitch))。
[0136] 附圖標記的說明 1:經顱磁刺激系統 2:椅子 3:患者 4:磁刺激裝置 5:線圈單元(線圈裝置） 6:控制單元 7:定位單元 8:線圈 9:外殼 10:支架 11:標志 12:殼體 13:輸入部 14:輸出部 19:攝像機 30:控制電路。
【主權項】
1. 一種腦內電流模擬方法，其中，包含： 第一工序，提供患者的斷層圖像數據之中至少包含腦的一部分的頭部圖像數據； 第二工序，形成三維腦模型，所述三維腦模型由將在所述第一工序中提供的所述頭部 圖像數據之中構成所述腦的至少一個區域分割為微小元素后的各個微小多面體單位構成； 第三工序，提供第一信息，所述第一信息包含通過將線圈配置在所述患者的頭部上來 對所述線圈施加電流而對所述患者的腦賦予磁刺激來觀察患者針對所述磁刺激的反應時 的條件之中的至少所述線圈的位置和方向的條件、對所述線圈施加的電流的條件和與所述 線圈的生成磁場有關的構造的條件；以及 第四工序，基于在所述第三工序中提供的所述第一信息和包含按照每個所述微小多面 體單位分配的電導率的第二信息來計算在所述三維腦模型的所述各個微小多面體單位內 感應的渦流或電場。2. 根據權利要求1所述的腦內電流模擬方法，其中，包含第五工序，在所述第五工序中， 視覺地顯示在所述第四工序中計算的渦流或電場的分布。3. 根據權利要求1或2所述的腦內電流模擬方法，其中，所述各個微小多面體單位被分 配為具有灰質、白質和腦脊髓液的任一個的電導率。4. 根據權利要求1~3的任一項所述的腦內電流模擬方法，其中，所述第一信息包含所述 電流的電流值或電壓值的至少任一個。5. 根據權利要求1~4的任一項所述的腦內電流模擬方法，其特征在于，在所述第四工序 中，通過標量勢有限差分法進行所述渦流或電場的計算。6. 根據權利要求1~5的任一項所述的腦內電流模擬方法，其中，對所述線圈施加的電流 為交流或脈動電流。7. -種腦內電流模擬裝置，其中，包含： 第一單元，提供患者的斷層圖像數據之中至少包含腦的一部分的頭部圖像數據； 第二單元，形成三維腦模型，所述三維腦模型由將由所述第一單元提供的所述頭部圖 像數據之中構成所述腦的至少一個區域分割為微小元素后的各個微小多面體單位構成； 第三單元，提供第一信息，所述第一信息包含通過將線圈配置在所述患者的頭部上來 對所述線圈施加電流而對所述患者的腦賦予磁刺激來觀察患者針對所述磁刺激的反應時 的條件之中的至少所述線圈的位置和方向的條件、對所述線圈施加的電流的條件和與所述 線圈的生成磁場有關的構造的條件；以及 第四單元，基于由所述第三單元提供的所述第一信息和包含按照每個所述微小多面體 單位分配的電導率的第二信息來計算在所述三維腦模型的所述各個微小多面體單位內感 應的渦流或電場。8. 根據權利要求7所述的腦內電流模擬裝置，其中，包含第五單元，所述第五單元視覺 地顯示由所述第四單元計算的渦流的分布。9. 根據權利要求7或8所述的腦內電流模擬裝置，其中，所述各個微小多面體單位被分 配為具有灰質、白質和腦脊髓液的任一個的電導率。10. 根據權利要求7~9的任一項所述的腦內電流模擬裝置，其中，所述第一信息包含所 述電流的電流值或電壓值的至少任一個。11. 根據權利要求7~10的任一項所述的腦內電流模擬裝置，其特征在于，在所述第四單 元中，通過標量勢有限差分法進行所述渦流或電場的計算。12. 根據權利要求7~11的任一項所述的腦內電流模擬裝置，其中，對所述線圈施加的電 流為交流或脈動電流。13. -種經顱磁刺激系統，其中，包含根據權利要求7~12的任一項所述的腦內電流模擬 裝置。14. 一種腦內電流模擬裝置，其中，包含： 第一單元，提供患者的斷層圖像數據之中至少包含腦的一部分的頭部圖像數據； 第二單元，形成三維腦模型，所述三維腦模型由將由所述第一單元提供的所述頭部圖 像數據之中構成所述腦的至少一個區域分割為微小元素后的各個微小多面體單位構成； 第三單元，提供第一信息，所述第一信息包含通過將線圈配置在所述患者的頭部上來 對所述線圈施加電流而對所述患者的腦賦予磁刺激的條件之中的至少所述線圈的位置和 方向的條件、對所述線圈施加的電流的條件和與所述線圈的生成磁場有關的構造的條件； 以及 第四單元，基于由所述第三單元提供的所述第一信息和包含按照每個所述微小多面體 單位分配的電導率的第二信息來計算在所述三維腦模型的所述各個微小多面體單位內感 應的渦流或電場。15. 根據權利要求14所述的腦內電流模擬裝置，其中，包含第五單元，所述第五單元視 覺地顯示由所述第四單元計算的渦流或電場的分布。16. 根據權利要求14或15所述的腦內電流模擬裝置，其中，所述各個微小多面體單位被 分配為具有灰質、白質和腦脊髓液的任一個的電導率。17. 根據權利要求14~16的任一項所述的腦內電流模擬裝置，其中，所述第一信息包含 所述電流的電流值或電壓值的至少任一個。18. 根據權利要求14~17的任一項所述的腦內電流模擬裝置，其特征在于，在所述第四 單元中，通過標量勢有限差分法進行所述渦流或電場的計算。19. 根據權利要求14~18的任一項所述的腦內電流模擬裝置，其中，對所述線圈施加的 電流為交流或脈動電流。20. -種經顱磁刺激系統，其中，包含根據權利要求14~19的任一項所述的腦內電流模 擬裝置。
【文檔編號】A61N2/00GK105980009SQ201580008420
【公開日】2016年9月28日
【申請日】2015年2月6日
【發明人】齋藤洋, 齋藤洋一, 關野正樹, 瀧山善弘, 山本啟太
【申請人】國立大學法人東京大學, 國立大學法人大阪大學