CN105980009B - 脑内电流模拟方法及其装置、以及包含脑内电流模拟装置的经颅磁刺激系统 - Google Patents

脑内电流模拟方法及其装置、以及包含脑内电流模拟装置的经颅磁刺激系统 Download PDF

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Abstract

脑内电流模拟方法包含：第一工序，提供患者的断层图像数据之中至少包含脑的一部分的头部图像数据；第二工序，形成三维脑模型，所述三维脑模型由将在第一工序中提供的头部图像数据之中构成脑的至少一个区域分割为微小元素后的各个微小多面体单位构成；第三工序，提供第一信息，所述第一信息包含通过将线圈配置在患者的头部上来对线圈施加电流而对患者的脑赋予磁刺激来观察患者针对磁刺激的反应时的条件之中的至少线圈的位置和方向的条件、对线圈施加的电流的条件和与线圈的生成磁场有关的构造的条件；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个微小多面体单位分配的电导率的第二信息来计算在三维脑模型的各个微小多面体单位内感应的涡流或电场。

Description

脑内电流模拟方法及其装置、以及包含脑内电流模拟装置的 经颅磁刺激系统
技术领域
本发明涉及对在脑内感应的电流或电场进行模拟的方法和装置。本发明还涉及编入该装置的经颅磁刺激系统。
背景技术
经颅磁刺激为通过电磁感应在脑内产生电流或电场来刺激神经元（neuron）的手法。根据该手法，如图1、2所示那样，对置于头部的皮肤上的刺激线圈施加电流（例如，交流），由此，形成变动磁场，并且，受到该变动磁场的影响而在脑内感应与线圈电流相反方向的涡流或电场，使用该涡流或电场来刺激神经元，由此，使动作电位产生。
在图3中示出刺激线圈驱动电路的一个例子。作为使瞬间的电流在线圈中产生的原理，首先，从电源（包含交流电源、电源电路、升压电路。）向电容器蓄积电荷。之后，接通半导体闸流管（thyristor），由此，在刺激线圈中流动电流。在刺激线圈与电容器的谐振电路中通过二极管流动电流之后，半导体闸流管变为关断。由此，图4所示的正弦波1周期量的电流在刺激线圈中流动。
经颅磁刺激被用于以神经传导速度的测量为首的临床检查或脑功能研究。
在近年来，作为神经障碍性疼痛（neuropathic pain）或帕金森病（Parkinson'sdisease）、抑郁症等的治疗的应用，注目磁刺激。在这样的疾病中，关于利用药剂的治疗，存在未出现效果的事例，在这样的情况下，存在通过将电极埋入脑中来对脑赋予电刺激这样的治疗法。但是，在该情况下，由于需要开颅手术，所以不期望的患者较多。因此，作为治疗法研究了反复进行不需要手术的非侵袭性的磁刺激的反复经颅磁刺激。报告了例如在难治性神经障碍性疼痛中在对大脑的初级运动皮质（primary motor cortex）进行磁刺激之后能在1天的期间左右得到除痛效果。
但是，以往的磁刺激装置有约70Kg的重量，此外，为了设置而需要电气工程，因此，仅能够在设备齐备的医疗机构中利用。此外，在实际的治疗时，一边参照患者的MRI数据一边决定刺激位置，因此，需要由熟练的医疗从事者进行的治疗。在难治性神经障碍性疼痛的治疗中，在成为靶的初级运动皮质之上以1mm的单位进行线圈的定位。但是，为了继续得到除痛效果，需要每天去医疗机构。因此，进行了能够仅通过图5所示的由非医疗从事者进行的操作利用的用于在宅治疗的新的磁刺激装置的开发。
现有技术文献
专利文献
本发明者们开发了图5所示的磁刺激装置，关于对8字型进行改良后的磁场产生线圈或定位，已经进行了专利申请（WO2010/147064、日本特许公开公报2012-125546）。
发明内容
发明要解决的课题
在经颅磁刺激疗法中，利用在脑内的目标部位感应的涡流来刺激神经元。
关于该涡流的强度或分布，考虑通过线圈的构造或特性、施加电流等的磁场生成能力和线圈相对于患者的位置来决定。
但是，使用电极等来实测在磁治疗中的对象患者的脑内实际生成的涡流并不是现实的。
因此，根据利用线圈生成的磁场分布，进行了通过模拟来解析在脑内感应的涡流的尝试。
到此为止的脑内涡流分布模拟为使用了标准模型的计算，为将脑看作同样的导体来求取电流分布的模拟。
但是，关于实际的脑，大小或形状按照每个患者个人而不同，并且，电导率根据组织而不同，因此，患者个别的电流强度分布的计算是困难的，并且，模拟计算自身也复杂且需要时间的方面为问题。
用于解决课题的方案
因此，本发明的目的在于确立方法、装置，所述方法、装置通过使用对从各个患者的断层像提取出脑形状的脑模型和线圈进行模型化而在决定任意的脑模型与线圈的位置关系之后进行涡流解析的手法，从而以极其接近实测值的正确度对在想要进行经颅磁刺激治疗的患者的脑内生成的涡流的大小或分布进行模拟。
在该手法中，优选的是，在电磁场解析中利用标量势有限差分法（ScalarPotential Finite Difference）（以下，称为“SPFD法”。）。
根据该手法，能够利用模拟观察伴随着刺激线圈的装配位置的电流强度分布，能够在实际上未施加刺激的情况下验证刺激强度和刺激部位处的涡流强度或线圈相对于想要施加刺激的部位的最适合位置。
此外，通过使用SPFD法，从而与以往的有限元法（finite element method）相比，大幅度地时间缩短成为可能，因此，在医生的研究、治疗中效率高的应付成为可能。
进而，根据疾病选定最适合的感应电流分布的线圈的情况也变得容易，治疗上的意义较大。
在脑内的涡流分布的解析中，不使用在市售的涡流解析软件中使用的有限元法而使用SPFD法，将包含脑的解析对象的立体分割为微小元素的微小多面体单位（例如，立方体），求取在各个微小多面体单位中产生的涡流。独自开发了使用了SPFD法的解析用的软件（程序）。
在本发明的实施时，当然也可以使用有限元法等其他的模拟算法，但是，使用SPFD法的原始软件的优点为以下这3个。
第一优点为以下这样的优点：在使用了有限元法的市售的软件中，分割模型的元素数目被限制为100万左右，但是，在原始软件中没有元素数目的限制。能够任意地指定分割数目、体素尺寸（voxel size），因此，能够将模型分割为更微细的元素，能够进行微细的解析。第二优点是不需要制作空气层。市售的软件需要在脑模型的周围制作配合脑模型的网格（mesh）的空气层，但是，本发明仅制作脑模型，因此，解析用模型的制作所需要的时间大幅度地变短。关于第三优点，可举出：通过改变计算手法，从而将计算时间缩短为市售的软件的约1/20。
以下，说明用于解析的SPFD法的细节。
根据法拉第定律（Faraday's law），在脑内感应的电场E和外部磁通量密度B满足数式（1）。
[数式1]
。
当以满足数式（2）和（3）的方式选择磁矢量势A和电标量势φ时，根据这些势得到的电场和磁场满足式（1）。
[数式2]
。
[数式3]
。
在此，数式（3）的总电场E如式（4）至（6）所示那样能够分解为源自矢量势的电场E1和源自标量势的电场E2。
。
在数式（5）中，从第一行向第二行的变形根据毕奥·萨伐尔定律（Biot-Savartlaw）。式中的μ0为真空的导磁率，r为空间的位置矢量，r’为磁场产生线圈上的位置矢量，I（r’）为位置r’处的线圈电流。源自矢量势的电场E1仅根据线圈的绕线形状和电流决定，能够使用数式（5）来比较容易地计算。源自标量势的磁场E2依赖于被实验者的头部形状，为了对其进行求取，需要SPFD法或有限元法等高度的数值解析手法。也与总电场E同样地，需要使用高度的数值解析手法来求取。
当将数式（3）和欧姆定律（Ohm's law）的数式（7）带入到电流连续的数式（8）中时，得到数式（9）。
。
在数式（7）中，J表示感应电流密度，σ表示生物的电导率。
关于数式（9），当进行8个微小多面体单位所共有的接点处的离散化时，数式（9）式变为数式（10）。
。
在数式（10）中，φn为接点n处的电标量势，An为将接点0与接点n连结的体素的边n所平行的外部磁矢量势的分量中边的中心处的值，ln为边n的长度，Sn为边n的电导（conductance）。
将an设为与边n垂直的长方体的面的面积，将σn设为以边n相接的4个长方体的平均电导率，将数式（11）应用到数式（10）中，解开方程式，由此，求取电标量势。基于所求取的电标量势，使用数式（3）、（7）来求取涡流密度。
。
如上面叙述那样，在本模拟方法中，通过利用SPFD法，从而能够共同解析依赖于被实验者的头部形状的总电场E和涡流密度J。根据线圈的绕线形状和电流决定的电场E1也能够在解析的过程中求取。
本申请发明者为了验证利用SPFD法的计算的正确性，对图21A所示的半径75mm的球模型和图21B所示的边长120mm的立方体模型每一个进行了利用重叠8字线圈产生的感应电流的模拟。“重叠8字线圈”为2个旋涡线圈以在各个端部一部分重叠的方式被配置为8字的形状的线圈。
再有，使用球模型和立方体模型的理由是因为，根据有限元法、SPFD法的计算算法（模型化的观点）的不同来调查是否没有模拟对象的几何学的性质所带来的影响（误差等）。
关于线圈，在从模型表面起1cm的位置设定了5.3kA、3.4kHz的电流。如出现于图22A所示的球模型中的结果、图22B所示的立方体模型中的结果那样，确认了：与利用有限元法的计算结果相比较，在利用SPFD法的计算结果中也大致无差异地计算出离模型表面部固定长度以内的球内所包含的元素的平均感应电流量。
在该解析中，仅取出各个人的头部MRI数据（图像数据）之中的灰质、白质、脑脊髓液的图像数据来进行了解析。从图6所示那样的脑的MRI数据提取出灰质、白质、脑脊髓液这3个脑组织的模型为图7。蓝色表示灰质，绿色表示白质，红色表示脑脊髓液。在图8中示出对实际地使用数值人体模型将皮肤或肌肉等全部生物组织作为对象的模型和仅取出灰质、白质、脑脊髓液这3元素的模型以相同的条件赋予电刺激时的灰质表面的涡流密度的解析结果。已知：如图示那样，在2个模型之间，在电流密度没有较大的差，涡流密度的分布也是同样的。从以上，已知：仅提取出灰质、白质、脑脊髓液后的解析是有效的。
关于各个患者的脑形状，解析了对最适合刺激位置周边赋予与大脑的初级运动皮质上的最适合刺激位置处的运动阈值相同程度的电刺激时的初级运动皮质中的电流密度。在此，运动阈值表明在将线圈设置于被实验者的最适合刺激位置而对脑赋予磁刺激时以肌肉的反应为50%以上的概率出现的磁场强度。具体地，针对多个被实验者，取得头部的MRI图像，将线圈设置于该被实验者的最适合刺激位置来调查了运动阈值。在该实验中，使用内径25mm、外径97mm、高度6mm、10次卷的8字线圈，脉冲宽度为280μs。此外，将线圈设置于以最适合刺激位置为中心在左右（沿着中央沟（central sulcus）的方向）上半径25mm左右、在前后（与中央沟垂直的方向）上半径15mm左右的椭圆形区域的内侧的30处，记录了在各个场所处运动阈值与MRI数据所对应的线圈的三维位置信息。接着，计算了对脑赋予与所得到的运动阈值相同的大小的刺激时的最适合刺激位置的周围5mm的平均涡流密度。并调查了在最适合刺激位置和之前叙述的椭圆形区域内的2、3处的运动阈值。
在图9中示出对6个被实验者进行了解析的结果。各结果示出针对6个被实验者将线圈置于最适合位置并且赋予相当于运动阈值的刺激时的灰质表面中的涡流J和电场E的分布。如数式（7）所示，涡流和电场处于比例关系。解析结果的色标（color scale）对全部被实验者是相同的。根据该结果，已知：在初级运动皮质的周边也存在高的电流密度出现之处，进而，相当于初级运动皮质的刺激阈值的电流密度由于被实验者而存在偏差。在表1中示出实际上相对于针对6个被实验者的解析结果而求取以靶部位为中心的半径5mm中的平均涡流密度的结果。脑组织达到兴奋的涡流密度（被实验者的平均值）为17.19A/m2。此外，已知，相当于刺激阈值的脑内的涡流密度由于被实验者而存在偏差。
[表1]
被实验者6人的靶部位处的平均涡流密度解析结果
被实验者 平均涡流密度(A/m<sup>2</sup>)
A 10.45
B 11.96
C 27.97
D 20.25
E 9.92
F 22.57
平均 17.19
标准偏差 6.83
图10示出将最适合刺激位置处的运动阈值设为100来表示将线圈置于从最适合刺激位置偏离的场所时的刺激阈值（以肌肉的反应为50%以上的概率出现的电压振幅的实测值）的图表。根据该结果，伴随着线圈从最适合刺激位置偏离，为了发生抽搐（肌的痉挛、单收缩）而需要的磁场刺激强度变大。
在图11中示出按照本发明的模拟方法计算使线圈位置发生变化时的最适合刺激位置处的电流密度的不同。将原点作为最适合刺激位置，将X轴方向设为与中央沟平行方向，将Y轴设为与中央沟垂直方向在图表中示出离最适合刺激位置的“偏离（移动量）”。最适合刺激位置和“偏离”为实测值，电流密度为解析值。根据该图，已知：关于与中央沟平行方向，相对于垂直方向，由于线圈的位置偏离造成的向最适合刺激位置的涡流密度的变化的影响较大，在分离20mm的场所，涡流密度的大小变为一半左右。
在图12中示出对最适合刺激位置进行刺激时和分离20mm时的脑的涡流分布。根据该图也已知：线圈位置偏离20mm，由此，在脑内的电流分布中产生较大的差。
如以上那样，除了使用本发明所涉及的模拟方法来计算使治疗线圈的位置发生变化时的俯视脑整体的涡流密度的分布或在脑内特定位置处的涡流密度的方式之外，与其相加或者独立地使用之前进行了说明的本发明所涉及的模拟方法来计算使线圈的方向的信息、线圈施加电流的信息或施加电压的信息之中的至少任一个发生变化时的俯视脑整体的涡流密度的分布或在脑内特定位置处的涡流密度也可。关于用于像这样计算模拟结果或者进行显示的具体的结构，另外进行说明。
已知：在根据解析结果求取为了使在将线圈置于最适合刺激位置的周围时到达运动阈值的涡流密度在靶部位产生而需要的电源的值和实际上测定的结果之间存在几%的差。作为两者的差的原因，考虑求取涡流密度的区域大。因此，在各被实验者求取使求取平均涡流密度的关心区域的半径从2mm变化为10mm时的、为了使在将线圈置于最适合刺激位置的周围时到达运动阈值的涡流在靶部位产生而需要的电流转换速率（表明在为了产生磁场而对线圈赋予正弦波的一周期量的电流时该电流上升的斜率（或每时间的电流的增加）。）与实测值的差。在图13中示出结果。各曲线表示各被实验者。根据该图，已知：关心区域（评价对象区域）的半径不对结果造成影响。
在图14中示出脑内的涡流分布（解析结果）。图内的虚线表示半径5mm的关心区域，在红色的部分中更大的涡流产生。根据该图，已知：在关心区域内，不仅包含涡流密度较大地产生的灰质的部分，也包含涡流不怎么产生的部分。因此，考虑存在如下可能性：对仅将在将线圈置于最适合位置时涡流较大地产生的部分作为关心区域的结果进行比较，由此，能够使实测值与解析结果的差更小。
可是，为了针对各个患者来决定磁刺激治疗的条件，需要对初级运动皮质进行刺激，求取对此进行反应而出现例如手指等活动的抽搐twitch（肌的痉挛、单收缩）的阈值（运动阈值）。但是，即使将刺激装置的输出提高到最大，也存在不出现抽搐的患者，在那样的情况下，不能实施磁刺激治疗。此外，存在由于疾病而初级运动皮质以外的部位成为刺激的对象的情况，关于向那样的部位的刺激而不能观察抽搐，因此，刺激强度不得不以间接的方法决定。作为原始软件的应用例，考虑向这样的患者的应用。例如，在不能使用针对初级运动皮质的刺激来观察抽搐的情况下，能够通过计算机模拟来提示刺激强度，以使能够在初级运动皮质中感应相当于平均的神经兴奋阈值的17.19A/m2。此外，存在在抑郁症的治疗中在向左前额区背外侧部的经颅磁刺激中出现效果的报告。但是，关于向前额区的刺激，不能观察抽搐，因此，预先进行向运动皮质的刺激来求取相当于运动阈值的磁场强度，以该磁场强度为基准来确定前额区中的治疗条件。只要使用本发明的软件，则能够通过解析在前额区中产生的涡流密度来估计，因此，也能够决定治疗条件，以使向前额区的涡流成为适当值。
在图15中示出实际上在表1的被实验者D的脑模型中对左前额区背外侧部以与表1相同的条件（电流的振幅为3431A）进行刺激时的涡流分布的解析结果。图内的红框示出实际上赋予刺激的区域。在该结果中，与之前的解析同样地，刺激位置的周围半径5mm中的平均涡流密度为21.49A/m2。根据该结果和表1，能够理解：通过赋予3233A（参照数式（8））的振幅，从而能够在左前额区背外侧部中产生与在运动皮质中相当于运动阈值的涡流密度相同的涡流。
[数式4]
。
即使实施了相同的磁场强度的刺激，也存在当刺激部位改变时所产生的感应电流不同的可能性。通过模拟，预先对在对象部位处产生的感应电流进行评价，由此，存在能够设定更适当的刺激强度的可能性。
在以下，示出使用本申请发明所涉及的模拟的方法来确认上述的见解的例子。
图23A为该被实验者的头部MRI图像，箭头示出前额区中的刺激位置。在将初级运动皮质作为刺激位置且使治疗线圈的电流值为3430A的条件之下，在利用之前示出的模拟方法（其中，用于计算球内平均的求的半径使用了10mm）计算脑的感应电流时，成为图23B所示的分布。此外，刺激位置处的半径10mm内的平均涡流密度为19.9A/m2。
接着，针对同一被实验者，在使治疗线圈的电流值同样地为3430A的条件之下在将前额区作为刺激位置来进行了同样的模拟时，脑的感应电流成为图23C所示的分布。此外，刺激位置处的半径10mm内的平均涡流密度为17.6A/m2。
已知：像这样，在对同一被实验者以同一线圈电流进行刺激的情况下，当脑的刺激部位不同时，所产生的感应电流分布或刺激部位处的涡流值不同。
即，能够推测在将利用初级运动皮质刺激决定的RMT作为基准而例如将刺激强度设为110%或120%的现在通常地进行的方法中对前额区施加与意图的刺激强度不同的刺激的可能性。
据此，关于初级运动皮质以外的对象部位预先使用本申请发明的脑内感应电流模拟手法，由此，能够进行能够对治疗有效性做出贡献的新的刺激强度的讨论。
<导入>
经颅磁刺激法（TMS）为作为神经学和精神医学的疾病的治疗方法而近年来广泛地使用的手法之一。特别地，已知间歇地进行更强度的刺激的反复经颅磁刺激法（rTMS）有更明确的治疗效果。另一方面，关于用于经颅磁刺激的线圈的刺激强度，防止未意图的副作用或线圈的不需要的加热，因此，存在得到同样的治疗效果并想要尽可能地抑制得小这样的课题。
本发明者们着眼于：作为解决该课题的一个方法，以往，在实际上进行了经颅磁刺激的若干个研究中示出“对于被实验者各个人适当的线圈刺激角度”的存在。
即，本发明者设定了这样的假说：是不是能够通过在经颅磁刺激的施术前利用电磁的计算来使该最适合线圈刺激角度变得明显来以更少的电流来进行刺激并且能够将其作为施术的支持呢。
然后，根据在以下示出的本申请发明者的研究结果，首先，在脑沟和在脑沟内伴随着脑脊髓液的简易的经颅磁刺激模型中，由脑脊髓液造成的影响在电磁学上怎样地进行作用这样的情况变得明显。进而，基于这些结果，新确立了通过简易的计算来计算脑的各刺激部位处的适当的刺激角度的方法，因此，在以下进行说明。
<方法>
本申请发明者在最初制作图24A所示的包含脑沟的简易的脑模型，对由经颅磁刺激线圈的相对于脑沟的旋转角造成的影响进行了模拟。再有，脑模型由电导率0.11S/m的灰质和电导率1.79S/m的2mm厚的脑脊髓液构成，脑沟制作为2cm的深度、2mm的宽度。此外，刺激线圈为外径5.1cm内径1.1cm的8字形状，对其施加5.3kA的电流。线圈固定在离脑模型表面1cm上，对脑沟以0度、30度、45度、60度、90度的角度进行刺激，关于其结果，以对离线圈的中心点的球内所包含的元素的感应电流进行平均这样的形式来进行了比较。
接着，本申请发明者将作为来自被实验者的MRI图像得到的脑形状数据形成为灰质、白质、脑脊髓液这3元素，对其进行了经颅磁刺激的模拟。此外，使用基于该MRI图像的脑形状数据，制作脑沟等脑的形状虽然与现实的脑相同但是假想地仅由脑脊髓液构成的中空模型，进行了同样的模拟。计算使磁刺激线圈从初期刺激方向10度10度地旋转到180度而在3元素模型中的“灰质+白质”和“脑脊髓液”每一个中离线圈中心的球内所包含的元素的感应电流的平均以及中空模型中的“脑脊髓液”的相同平均，进行了比较。
<结果>
在图24A所示的简易的脑模型中，出现与灰质和脑脊髓液中的感应电流逆相关（r=-0.99）的关系。关于出现这样的关系的理由，也可以考虑脑脊髓液在头部中为电导率最高的物质并且源自产生不能忽视的线圈损失。特别地，如图24B所示，在线圈相对于脑沟平行地接触时，引起由于线圈造成的刺激强度的减少。因此，关于最适合的线圈的刺激方向，能够推测为如图24C那样相对于脑沟垂直的方向。
再有，在上面记述的线圈与脑沟的几何学的配置的说明中，“线圈相对于脑沟平行”意味着使线圈生成的感应电流的主要的流动方向为脑沟的沟方向而是平行的，同样地，“线圈相对于脑沟垂直”意味着使线圈生成的感应电流的主要流动方向为脑沟的沟方向而是垂直的。
此外，在图25A所示的根据被实验者的MRI图像生成的现实的脑模型中的模拟（在图25B中说hi出用于平均感应电流的计算的球）中，也在灰质和白质中的感应电流与脑脊髓液中的感应电流之间看出逆相关的关系（r=-0.79），看出由于刺激角度造成的感应电流的变化（图25D）。
此外，图25C所示那样的形状为源自患者的脑MRI图像的现实脑的形状，同时，关于假想地仅由脑脊髓液构成的中空模型中的脑脊髓液内的感应电流，得到形状源自脑MRI图像且与在灰质、白质和脑脊髓液这3元素模型（现实的脑模型）中的脑脊髓液内产生的感应电流大致没有差异的结果（平方平均误差=5.64V/m）。因此，关于最适合的线圈的刺激角度，即使通过使用了上述的中空模型的计算也在充分的精度之下能够推测，其结果是，已知：与使用了3元素模型的情况相比能够削减70%计算量。
考虑：利用以上的手法，能够估计运动皮质以外的区域中的神经兴奋阈值。
进而，对由于线圈位置的偏差造成的脑内的涡流密度分布进行了解析，由此，确认了脑内的涡流密度由于线圈的位置的不同而发生变化，与其伴随地，运动阈值也发生变化，与此同时地，已知脑内的涡流密度的分布有各向异性。考虑了促进脑内涡流分布的解析，并且，在运动阈值的测量中也需要更接近最适合刺激位置的位置处的测量。
本发明是基于以上的见解完成的，脑内电流模拟方法包含：第一工序，提供患者的断层图像数据之中至少包含脑的一部分的头部图像数据；第二工序，形成三维脑模型，所述三维脑模型由将在所述第一工序中提供的所述头部图像数据之中构成所述脑的至少一个区域分割为微小元素后的各个微小多面体单位构成；第三工序，提供第一信息，所述第一信息包含通过将线圈配置在所述患者的头部上来对所述线圈施加电流而对所述患者的脑赋予磁刺激来观察患者针对所述磁刺激的反应时的条件之中的至少所述线圈的位置和方向的条件、对所述线圈施加的电流的条件和与所述线圈的生成磁场有关的构造的条件；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个所述微小多面体单位分配的电导率的第二信息来计算在所述三维脑模型的所述各个微小多面体单位内感应的涡流或电场。
根据具备这样的结构的脑内电流模拟方法，形成与各个患者的脑形状对应的模型，基于其，解析脑内电流，因此，能够正确地把握在实际的脑内产生的涡流或电场的分布。此外，能够更正确地把握线圈的位置从最适合刺激位置偏离时的脑内涡流分布。然后，使用这些涡流分布或电场分布的解析结果，能够设计能够更高效率地刺激脑的经颅磁刺激系统。
在本发明的另一方式的脑内电流模拟方法中，包含第五工序，在所述第五工序中，视觉地显示在所述第四工序中计算的涡流或电场的分布。根据该方法，能够视觉地把握脑内的涡流或电场的分布。
优选的是，所述各个微小多面体单位被分配为具有灰质、白质和脑脊髓液的任一个的电导率。此外，优选的是，所述第一信息包含所述电流的电流值或电压值的至少任一个。进而，优选的是，通过标量势有限差分法进行涡流或电场的计算。
本发明的脑内电流模拟装置以及编入有该装置的经颅磁刺激系统包含：第一单元，提供患者的断层图像数据之中至少包含脑的一部分的头部图像数据；第二单元，形成三维脑模型，所述三维脑模型由将由所述第一单元提供的所述头部图像数据之中构成所述脑的至少一个区域分割为微小元素后的各个微小多面体单位构成；第三单元，提供第一信息，所述第一信息包含通过将线圈配置在所述患者的头部上来对所述线圈施加电流而对所述患者的脑赋予磁刺激来观察患者针对所述磁刺激的反应时的条件之中的至少所述线圈的位置和方向的条件、对所述线圈施加的电流的条件和与所述线圈的生成磁场有关的构造的条件；以及第四单元，基于由所述第三单元提供的所述第一信息和包含按照每个所述微小多面体单位分配的电导率的第二信息来计算在所述三维脑模型的所述各个微小多面体单位内感应的涡流或电场。
在该脑内电流模拟装置以及经颅磁刺激系统中，此外，优选的是，包含第五单元，所述第五单元视觉地显示由所述第四单元计算的涡流或电场的分布。
进而，本发明的脑内电流模拟装置以及编入有该装置的经颅磁刺激系统包含：第一单元，提供患者的断层图像数据之中至少包含脑的一部分的头部图像数据；第二单元，形成三维脑模型，所述三维脑模型由将由所述第一单元提供的所述头部图像数据之中构成所述脑的至少一个区域分割为微小元素后的各个微小多面体单位构成；第三单元，提供第一信息，所述第一信息包含通过将线圈配置在所述患者的头部上来对所述线圈施加电流而对所述患者的脑赋予磁刺激的条件之中的至少所述线圈的位置和方向的条件、对所述线圈施加的电流的条件和与所述线圈的生成磁场有关的构造的条件；以及第四单元，基于由所述第三单元提供的所述第一信息和包含按照每个所述微小多面体单位分配的电导率的第二信息来计算在所述三维脑模型的所述各个微小多面体单位内感应的涡流或电场。
再有，在本发明中，对所述线圈施加的电流为交流或脉动电流的哪一个都可以。
可是，如图9所示那样，利用线圈的磁场而在脑内感应的涡流与电场（电场）强度处于比例关系。因此，应该理解：在与本申请发明关联的说明中，能够将“涡流”替换阅读为“电场”或“电场”来阅读，像那样替换阅读的内容也属于本申请发明的技术的范围。
附图说明
图1是示出对患者实施磁刺激治疗的状态的图。
图2是示出利用8字线圈感应的涡流的图。
图3是示出对线圈施加电流的驱动电路的图。
图4是示出从驱动电路输出的电流波形的图。
图5是示出磁刺激装置的使用状态的图。
图6是示出人的脑的MRI数据的图。
图7是示出提取出人的脑的灰质、白质、脑脊髓液的脑组织的模型的图。
图8是示出对提取出人的脑的灰质、白质、脑脊髓液的脑组织的模型赋予电刺激时的灰质表面的涡流密度的解析结果的图。
图9是示出针对6个被实验者将线圈置于最适合位置赋予相当于运动阈值的刺激时的灰质表面的电流密度的图。
图10是将与最适合刺激位置对应的运动阈值设为100来表示将线圈置于从最适合刺激位置进行移动后的场所时的刺激阈值的实测值的图表。
图11是示出使线圈的位置发生变化时的最适合刺激位置处的电流密度的图。
图12是示出对最适合刺激位置和离那里分离20mm的位置进行刺激时的脑内的涡流的分布的图。
图13是针对各被实验者示出在使求取平均涡流密度的关心区域的半径发生变化时、为了使到达运动阈值的涡流在靶部位产生而需要的电流转换速率与实测值的差的图。
图14是示出脑内涡流分布的解析结果的图。
图15是示出在被实验者D的脑模型中对左前额区外侧进行刺激时产生的脑内涡流密度的解析结果的图。
图16是示意性地示出本发明的经颅磁刺激系统的结构的图。
图17是示出编入到图16的系统中的线圈驱动电路的图。
图18是示出编入到图16的系统中的控制电路的图。
图19是示出涡流密度解析模拟的处理的图。
图20是示出三维脑模型和线圈的绕线形状、线圈的位置的图。
图21A是示出针对半径75mm的球模型而利用重叠8字线圈产生的感应电流的图。
图21B是示出针对边长120mm的立方体模型而利用重叠8字线圈产生的感应电流的图。
图22A是示出针对半径75mm的球模型对配置于离模型表面1cm的位置的重叠8字线圈施加5.3kA、3.4kHz的电流时使用有限元法和SPFD法分别计算离模型表面部固定长度以内的球内所包含的元素中的平均感应电流量的结果的图表。
图22B是示出针对边长120mm的立方体模型对配置于离模型表面1cm的位置的重叠8字线圈施加5.3kA、3.4kHz的电流时使用有限元法和SPFD法分别计算离模型表面部固定长度以内的球内所包含的元素中的平均感应电流量的结果的图表。
图23A是示出被实验者的头部MRI图像的图。
图23B是示出将图23A所示的脑的初级运动皮质作为刺激位置而在治疗线圈中流动规定电流时在图23A所示的脑中感应的电流的分布的图。
图23C是示出将图23A所示的脑的前额区作为刺激位置而在治疗线圈中流动规定电流时在图23A所示的脑中感应的电流的分布的图。
图24A是示出包含脑沟的简易的脑模型的图。
图24B是示出将线圈与图24A所示的脑沟平行地接触时的感应电流的流动方向的图。
图24C是示出将线圈与图24A所示的脑沟垂直地接触时的感应电流的流动方向的图。
图25A是示出根据被实验者的MRI图像生成的现实的脑模型的图。
图25B是示出用于在图25A所示的现实的脑模型中对感应电流进行平均化的计算的球的图。
图25C是示出用于在形状为源自患者的脑MRI图像的现实脑的形状并且假想地仅由脑脊髓液构成的中空模型中对感应电流进行平均化的计算的球的图。
图25D是示出灰质、白质、脑脊髓液中的感应电流与刺激角度的关系的图。
具体实施方式
实施方式1
当参照图16时，经颅磁刺激系统（以下，仅称为“系统”。）1具有：对被支承机构（例如，椅子2或床）支承的患者3的脑赋予磁刺激的磁刺激装置4。
磁刺激装置4具有线圈单元（线圈装置）5和控制单元6，以便形成对患者3的脑施加磁刺激的动态磁场。
优选的是，如图示那样，线圈单元5通过适当的定位单元7支承，以使能够沿着患者3的头部表面自由地移动并且能够定位于任意的位置。线圈单元5具备线圈8以及由包围该线圈8的电绝缘材料构成的外壳（casing）9。外壳9具备与外壳9整体地形成的支架（holder）10，经由支架10被定位单元7保持。关于线圈8，能够利用1个环状线圈、将导线配置为8字状的8字线圈（例如，在日本特开2012-125546号公报中公开的线圈）等任意的公知的线圈。外壳9整体地具备3个或其以上的观察对象（例如，标志11或突起等目标（target））。为了求取线圈8相对于患者头部的相对的位置和方向而利用这些观察对象。
控制单元6具备箱型的壳体（housing）12。壳体12具备输入部13和输出部14。
输入部13具备：设定系统1的驱动条件（例如，对线圈8施加的电压、电流、频率）的驱动条件设定部15；对由断层图像拍摄装置（例如，MRI、CT、PET）〕16生成的人体（特别是头部）断层图像数据进行接收的数据接收部17；以及接收来自立体拍摄式光学的三维位置传感摄像机（sensing camera）（以下，仅称为“摄像机”。）19的图像数据的数据接收部20，所述摄像机对设置于线圈单元5的外壳9的标志11和设置于患者3所装配的眼镜等装配品（例如，眼镜）或患者3的皮肤的3个或其以上的观察对象（例如，标志18或突起）同时进行拍摄。虽然未图示，但是，摄像机19被安装于定位单元7或收容有系统1的起居室的固定部。
再有，在本件发明中，对线圈施加的电流应该理解为不仅包含流动的方向与时间一起周期性地发生变化的电流（交流），也包含流动的方向固定且大小周期性地发生变动的电流（所谓的“脉动电流”）。
输出部14被构成为：连接于液晶显示装置等的显示器21或具备显示器的计算机（未图示），能够将从控制单元6输出的数据（例如，图像数据）输出到显示器21来显示与那对应的图像。
在壳体12的内部收容有图17所示的线圈驱动电路25，该线圈驱动电路25经由电缆26与线圈8电连接。
在壳体12的内部还收容有图18所示的控制电路30。控制电路30具备：中央处理装置（以下，称为“CPU”。）31；以及连接于CPU31的第一存储部32、第二存储部33和运算部34。
第一存储部32储存有各种软件。例如，包含：基于断层图像数据来制作三维脑模型（三维图）的三维绘图软件41（例如，由cybernet system股份有限公司贩卖的医用图像处理软件“Real INTAGE”）、基于经由输入部13输入的驱动条件来决定对线圈施加的电流的线圈驱动条件决定软件42、基于由摄像机19拍摄的图像所包含的标志（设置于线圈单元的标志和设置于患者装配品或患者的标志）的信息来决定线圈相对于患者头部（患者的脑）的相对的方向和位置的线圈位置决定软件43、基于由线圈位置决定软件43决定的线圈的方向和位置以及由线圈驱动条件决定软件42决定的线圈的驱动条件来计算在脑内产生的涡流密度并且将所计算的涡流密度的信息与由三维绘图软件制作的三维脑模型叠加来制作涡流密度图（参照图14）的涡流密度绘图软件43。
线圈相对于患者的脑的相对的位置和方向例如能够通过WO2007/123147A所公开的手法来决定。根据该手法，在固定于患者的头部的标志或固定患者的器具（例如，椅子、床）至少安装3个目标（患者目标）。决定患者目标相对于患者的头部（脑）的相对的位置。因此，患者目标的位置信息与患者的头部断层图像数据（三维坐标数据）合成。摄像机拍摄患者目标和固定于线圈单元5的至少3个目标（线圈目标）。所拍摄的图像被线圈位置决定软件处理，求取线圈目标相对于患者目标的相对的位置和方向，并且，基于该信息来求取线圈相对于患者头部（脑）的相对的位置和方向。再有，实时地计算线圈相对于患者头部（脑）的相对的位置，此外，能够将所计算的结果显示在显示器21中。
运算部34具有基于CPU31的指示来执行上述的软件的功能。
第二存储部33储存有各种数据。例如，存储有：经由输入部13输入的人体（头部）断层图像数据51和线圈驱动条件52、此外执行三维绘图软件41而得到的三维脑模型的数据53、执行线圈驱动条件决定软件42而得到的线圈驱动电流的数据54、执行线圈位置决定软件43而得到的线圈的方向和位置的数据55、以及执行涡流密度绘图软件43而得到的涡流密度的数据56和对其进行绘图后的涡流图用的数据57。第二存储部33还储存有：使用系统1来对患者的脑赋予磁刺激时的条件等〔对线圈施加的电流、电压、频率；线圈相对于头部的相对的位置和方向）和此时观察的运动阈值（在将线圈设置于最适合刺激位置来对脑赋予磁刺激时以肌肉的反应为50%以上的概率观察的电压振幅）〕的磁刺激信息58。
在使用具备以上的结构的系统1来治疗患者的情况下，基于由摄像机19拍摄的图像，通过线圈位置决定软件来求取线圈8相对于患者头部的位置。在显示器21中显示线圈8相对于患者头部的相对位置。由此，能够在患者头部的目的的场所（例如，最适合刺激位置）设置线圈8。之后，线圈驱动电路25基于通过输入部15输入的线圈驱动条件进行驱动，对患者3的脑赋予磁刺激。线圈驱动电路25如图17所示那样具有：将电源61的输出电压变换为期望电压的电源电路62、对电源电路62的输出进行升压的升压电路63、从升压电路63利用输出来蓄积电荷的电容器64、对在电容器64中流动的电流进行调整的电阻65、以规定的定时对来自电容器64的输出进行工作来形成交流的半导体开关66，基于CPU31的输出来驱动半导体开关16而得到的电流被施加到线圈8。
接着，按照图19所示的处理来说明使用系统1对在患者的脑内产生的涡流密度进行模拟的技术。
首先，在模拟时，通过输入部13输入患者3或被实验者的头部断层图像数据51（例如，MRI数据）（步骤#1）。所输入的头部断层图像数据51被存储在第二存储部33中。接着，基于CPU31的指示利用储存在第一存储部32中的三维绘图软件41和储存在第二存储部33中的头部断层图像数据51来制作患者3的脑的三维脑模型53（步骤#2）。关于此时制作的三维脑模型53，不需要将脑的全部的部位作为对象，至少为灰质、白质、以及脑脊髓液的任一个也可。所制作的三维脑模型53被储存在第二存储部33中。关于三维脑模型，能够根据需要通过输出部14输出到显示器21中来进行显示。接着，CPU31读出储存在第二存储部33中的在以前使用系统1对患者3的脑赋予磁刺激时得到的磁刺激信息58〔对线圈施加的电流、电压、频率；线圈相对于头部的相对的位置和方向）和线圈的绕线形状数据59（参照图20）、进而此时观察的运动阈值（在将线圈设置于最适合刺激位置来对脑赋予磁刺激时以肌肉的反应为50%以上的概率观察的电压振幅）〕（步骤#3）。此外，CPU31读出存储在第一存储部32中的涡流密度绘图软件43和存储在第二存储部33中的脑的三维脑模型53，将前述磁刺激信息58作为参考，使用涡流密度绘图软件43来计算在三维脑模型的各微小多面体单位感应的涡流密度（步骤#4）。该计算通过上述的标量势有限差分法进行。所计算的涡流密度的数据56被存储在第二存储部33中。在最后，CPU31基于所计算的涡流密度的数据56来制作涡流密度图57（参照图14）。优选的是，如图15所示那样，在所计算的涡流密度的数据56中附加与其级（level）对应的颜色信息，以该颜色信息将涡流密度的级显示在显示器21中。
此外，除了使用在上述进行了说明的储存在第二存储部33中的在以前使用系统1对患者3的脑赋予磁刺激时得到的磁刺激信息58〔对线圈施加的电流、电压、频率；线圈相对于头部的相对的位置和方向）来计算、显示涡流密度的方式之外，也可以为使用本发明所涉及的模拟方法来计算使使用规定的设定单元进行设定输入的治疗线圈的位置发生变化时的俯视脑整体的涡流密度的分布或在脑内特定位置处的涡流密度的方式、与其相加或者独立地使用上述的模拟方法来计算、显示使线圈的方向的信息、线圈施加电流的信息或施加电压的信息之中的至少任一个发生变化时的俯视脑整体的涡流密度的分布或在脑内特定位置处的涡流密度。此外，能够配合线圈的移动来实时地显示在脑内特定位置处的涡流密度。再有，在显示器21中同时显示多个模拟的结果和条件，由此，能够对比这些结果和条件来进行观察。
像这样，根据本发明，基于实际上刺激患者的脑而得到的磁刺激信息，针对再现患者的脑的三维脑模型，计算涡流密度来制作涡流密度图，由此，能够确认在赋予刺激的患者的脑的哪个部分感应了哪个程度的涡流，此外通过感应哪个程度的涡流而在患者出现反应（例如，抽搐（twitch））。
附图标记的说明
1：经颅磁刺激系统
2：椅子
3：患者
4：磁刺激装置
5：线圈单元（线圈装置）
6：控制单元
7：定位单元
8：线圈
9：外壳
10：支架
11：标志
12：壳体
13：输入部
14：输出部
19：摄像机
30：控制电路。

Claims (20)

1.一种脑内电流模拟方法，其中，包含：
第一工序，构成为提供患者的断层图像数据之中至少包含脑的一部分的头部图像数据；
第二工序，构成为形成三维脑模型，所述三维脑模型由将在所述第一工序中提供的所述头部图像数据之中构成所述脑的至少一个区域分割为微小元素后的各个微小多面体单位构成；
第三工序，构成为提供第一信息，该第一信息是储存在存储部中的信息，且所述第一信息包含通过将线圈配置在所述患者的头部上来对所述线圈施加电流而对所述患者的脑赋予磁刺激来观察患者针对所述磁刺激的反应时得到的条件之中的至少所述线圈的位置和方向的条件、对所述线圈施加的电流的条件和与所述线圈的生成磁场有关的构造的条件；以及
第四工序，构成为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个所述微小多面体单位分配的电导率的第二信息来计算在所述三维脑模型的所述各个微小多面体单位内感应的涡流或电场，
所述三维脑模型，除去由皮肤及肌肉构成的模型而具备由脑脊髓液构成的中空模型和由灰质或白质构成的模型。
2.根据权利要求1所述的脑内电流模拟方法，其中，包含第五工序，在所述第五工序中，构成为视觉地显示在所述第四工序中计算的涡流或电场的分布。
3.根据权利要求2所述的脑内电流模拟方法，其中，所述各个微小多面体单位被分配为具有灰质、白质和脑脊髓液的任一个的电导率。
4.根据权利要求1所述的脑内电流模拟方法，其中，所述第一信息包含所述电流的电流值或电压值的至少任一个。
5.根据权利要求1所述的脑内电流模拟方法，其特征在于，在所述第四工序中，通过标量势有限差分法进行所述涡流或电场的计算。
6.根据权利要求1~5的任一项所述的脑内电流模拟方法，其中，对所述线圈施加的电流为交流或脉动电流。
7.一种脑内电流模拟装置，其中，包含：
第一单元，构成为提供患者的断层图像数据之中至少包含脑的一部分的头部图像数据；
第二单元，构成为形成三维脑模型，所述三维脑模型由将由所述第一单元提供的所述头部图像数据之中构成所述脑的至少一个区域分割为微小元素后的各个微小多面体单位构成；
第三单元，构成为提供第一信息，该第一信息是储存在存储部中的信息，且所述第一信息包含通过将线圈配置在所述患者的头部上来对所述线圈施加电流而对所述患者的脑赋予磁刺激来观察患者针对所述磁刺激的反应时得到的条件之中的至少所述线圈的位置和方向的条件、对所述线圈施加的电流的条件和与所述线圈的生成磁场有关的构造的条件；以及
第四单元，构成为基于由所述第三单元提供的所述第一信息和包含按照每个所述微小多面体单位分配的电导率的第二信息来计算在所述三维脑模型的所述各个微小多面体单位内感应的涡流或电场，
所述三维脑模型，除去由皮肤及肌肉构成的模型而具备由脑脊髓液构成的中空模型和由灰质或白质构成的模型。
8.根据权利要求7所述的脑内电流模拟装置，其中，包含第五单元，所述第五单元视觉地显示由所述第四单元计算的涡流的分布。
9.根据权利要求7所述的脑内电流模拟装置，其中，所述各个微小多面体单位被分配为具有灰质、白质和脑脊髓液的任一个的电导率。
10.根据权利要求7所述的脑内电流模拟装置，其中，所述第一信息包含所述电流的电流值或电压值的至少任一个。
11.根据权利要求7所述的脑内电流模拟装置，其特征在于，在所述第四单元中，通过标量势有限差分法进行所述涡流或电场的计算。
12.根据权利要求7所述的脑内电流模拟装置，其中，对所述线圈施加的电流为交流或脉动电流。
13.一种经颅磁刺激系统，其中，包含根据权利要求7~12的任一项所述的脑内电流模拟装置。
14.一种脑内电流模拟装置，其中，包含：
第一单元，提供患者的断层图像数据之中至少包含脑的一部分的头部图像数据；
第二单元，形成三维脑模型，所述三维脑模型由将由所述第一单元提供的所述头部图像数据之中构成所述脑的至少一个区域分割为微小元素后的各个微小多面体单位构成；
第三单元，提供第一信息，该第一信息是储存在存储部中的信息，且所述第一信息包含通过将线圈配置在所述患者的头部上来对所述线圈施加电流而对所述患者的脑赋予磁刺激时得到的条件之中的至少所述线圈的位置和方向的条件、对所述线圈施加的电流的条件和与所述线圈的生成磁场有关的构造的条件；以及
第四单元，基于由所述第三单元提供的所述第一信息和包含按照每个所述微小多面体单位分配的电导率的第二信息来计算在所述三维脑模型的所述各个微小多面体单位内感应的涡流或电场，
所述三维脑模型，除去由皮肤及肌肉构成的模型而具备由脑脊髓液构成的中空模型和由灰质或白质构成的模型。
15.根据权利要求14所述的脑内电流模拟装置，其中，包含第五单元，所述第五单元视觉地显示由所述第四单元计算的涡流或电场的分布。
16.根据权利要求14所述的脑内电流模拟装置，其中，所述各个微小多面体单位被分配为具有灰质、白质和脑脊髓液的任一个的电导率。
17.根据权利要求14所述的脑内电流模拟装置，其中，所述第一信息包含所述电流的电流值或电压值的至少任一个。
18.根据权利要求14所述的脑内电流模拟装置，其特征在于，在所述第四单元中，通过标量势有限差分法进行所述涡流或电场的计算。
19.根据权利要求14所述的脑内电流模拟装置，其中，对所述线圈施加的电流为交流或脉动电流。
20.一种经颅磁刺激系统，其中，包含根据权利要求14~19的任一项所述的脑内电流模拟装置。
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