JP2003180649A - 磁気刺激量の計算方法及び装置 - Google Patents
磁気刺激量の計算方法及び装置Info
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N2/00—Magnetotherapy
- A61N2/02—Magnetotherapy using magnetic fields produced by coils, including single turn loops or electromagnets
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 あらゆる皮質領域に対する刺激の総合的な効
果を推定するのに適した全く新しい種類の方法を提供す
る。 【解決手段】 本発明は、人間の脳に対する磁気刺激の
効果を測定する方法に関するものである。この方法によ
れば、個々の刺激パルスが発生する電界強度を総計する
ことによって、脳の異なる部分における刺激量を測定す
る。本発明によれば、磁気刺激コイル(1)の頭部(5)に対
する位置及び整列を３次元的に、加えた刺激パルス毎に
別個に測定して、磁気刺激コイル(1)が発生するパルス
の数、反復度、及び強度をパルス毎に別個に測定して、
断層撮影のような他の種類の測定から、あるいは例えば
多数の患者から収集した静止データベースから得られた
情報にもとづいて、磁気刺激コイル(1)と同じ座標系に
おける脳の座標データをほぼ正確に測定して、脳から入
手可能な位置データ、及び前記磁気刺激コイル(1)が発
生する電磁界の累積効果について計算した測定データに
もとづいて、脳内の前記所望の点に加えた電磁放射の累
積刺激量を測定する。
果を推定するのに適した全く新しい種類の方法を提供す
る。 【解決手段】 本発明は、人間の脳に対する磁気刺激の
効果を測定する方法に関するものである。この方法によ
れば、個々の刺激パルスが発生する電界強度を総計する
ことによって、脳の異なる部分における刺激量を測定す
る。本発明によれば、磁気刺激コイル(1)の頭部(5)に対
する位置及び整列を３次元的に、加えた刺激パルス毎に
別個に測定して、磁気刺激コイル(1)が発生するパルス
の数、反復度、及び強度をパルス毎に別個に測定して、
断層撮影のような他の種類の測定から、あるいは例えば
多数の患者から収集した静止データベースから得られた
情報にもとづいて、磁気刺激コイル(1)と同じ座標系に
おける脳の座標データをほぼ正確に測定して、脳から入
手可能な位置データ、及び前記磁気刺激コイル(1)が発
生する電磁界の累積効果について計算した測定データに
もとづいて、脳内の前記所望の点に加えた電磁放射の累
積刺激量を測定する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、請求項１の前文に
よる磁気刺激量の計算方法、及び請求項１２の前文によ
る磁気刺激の計算装置に関するものである。
よる磁気刺激量の計算方法、及び請求項１２の前文によ
る磁気刺激の計算装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】本明細書に記載の方法及び装置は、電磁
的手段による生物組織の刺激を通して生物組織に適用す
る測定、研究、及び療法に使用する。
的手段による生物組織の刺激を通して生物組織に適用す
る測定、研究、及び療法に使用する。
【０００３】慣例の技法を用いれば、電界を生物組織に
誘導することによって、脳、末梢神経系、筋肉、及び心
臓のような生物組織を刺激することが可能である。磁気
刺激においては、電界の誘導は磁界を変化させることに
よって達成される。知られているように、電界が導体組
織内に、組織を刺激する電流を発生させる。米国特許出
願番号4,940,453、5,047,005、5,061,234、5,066,272、
及び5,267,938には、磁気刺激にもとづく異なる種類の
装置構成が記載されている。
誘導することによって、脳、末梢神経系、筋肉、及び心
臓のような生物組織を刺激することが可能である。磁気
刺激においては、電界の誘導は磁界を変化させることに
よって達成される。知られているように、電界が導体組
織内に、組織を刺激する電流を発生させる。米国特許出
願番号4,940,453、5,047,005、5,061,234、5,066,272、
及び5,267,938には、磁気刺激にもとづく異なる種類の
装置構成が記載されている。
【０００４】磁気刺激は、危険及び苦痛なしに、人間の
脳、末梢神経系、あるいは筋肉を刺激する方法を提供す
る。磁気刺激によって誘導される電流による神経系細胞
の活性化は、複数通りに利用することができる。例え
ば、特定の皮質領域の刺激は、手の機能を制御する筋肉
の収縮を生起させて、これにより、脳から筋肉への神経
伝導の速度の測定を可能にする。他の特定領域の刺激
は、例えば所定作業の実行中に、脳の通常機能に影響を
与えて、これにより、異なる作業の制御に関係する皮質
領域を位置決定するために用いることができる。さら
に、高周波パルス列による脳の特定領域の刺激も治療効
果を有し、例えば、うつ病を患っている患者が、前頭葉
の皮質領域の刺激により症状が緩和されたことが報告さ
れている。さらに、皮質の反応を調整するために磁気パ
ルス列を用いることができ、例えば、刺激パルスの集束
列の適用が、刺激パルス列の後に測定した反応遅延を短
縮し得ることを示す研究報告書が公表されている。
脳、末梢神経系、あるいは筋肉を刺激する方法を提供す
る。磁気刺激によって誘導される電流による神経系細胞
の活性化は、複数通りに利用することができる。例え
ば、特定の皮質領域の刺激は、手の機能を制御する筋肉
の収縮を生起させて、これにより、脳から筋肉への神経
伝導の速度の測定を可能にする。他の特定領域の刺激
は、例えば所定作業の実行中に、脳の通常機能に影響を
与えて、これにより、異なる作業の制御に関係する皮質
領域を位置決定するために用いることができる。さら
に、高周波パルス列による脳の特定領域の刺激も治療効
果を有し、例えば、うつ病を患っている患者が、前頭葉
の皮質領域の刺激により症状が緩和されたことが報告さ
れている。さらに、皮質の反応を調整するために磁気パ
ルス列を用いることができ、例えば、刺激パルスの集束
列の適用が、刺激パルス列の後に測定した反応遅延を短
縮し得ることを示す研究報告書が公表されている。
【０００５】刺激性の磁界は、導電線材料を巻いたコイ
ルによって確立され、このコイルに短い継続時間の強い
電流を通過させる。結果的に、コイルがその周囲に磁界
を発生して、その強度はコイルからの距離が大きくなる
と共に急激に低下する。これに伴い、時共変磁界の生体
組織に対する刺激効果も減衰する。コイルの周囲及びコ
イルの下の磁界パターンは、コイルの形状に依存する。
磁気刺激は、コイルの位置の5〜10mmほどの小さな偏り
でも、あるいはコイルの方向の10°ほどの傾きでも、目
標位置における刺激効果が50％も変化し得ることを特徴
とする。刺激の大きさは、コイルに供給する電流パルス
の振幅または波形のいずれかを変化させることによって
制御することができる。
ルによって確立され、このコイルに短い継続時間の強い
電流を通過させる。結果的に、コイルがその周囲に磁界
を発生して、その強度はコイルからの距離が大きくなる
と共に急激に低下する。これに伴い、時共変磁界の生体
組織に対する刺激効果も減衰する。コイルの周囲及びコ
イルの下の磁界パターンは、コイルの形状に依存する。
磁気刺激は、コイルの位置の5〜10mmほどの小さな偏り
でも、あるいはコイルの方向の10°ほどの傾きでも、目
標位置における刺激効果が50％も変化し得ることを特徴
とする。刺激の大きさは、コイルに供給する電流パルス
の振幅または波形のいずれかを変化させることによって
制御することができる。
【０００６】複数の応用において、脳の所定領域を高周
波の刺激パルス列によって刺激する。この種の応用につ
いての報告が、特定の公表物に見られる。例えばうつ病
の治療においては、刺激は一般に20パルス/sの割合で、
約１分間与える。このパルス列は数回連続して、数日間
与える。これらの応用のほとんどすべてにおいて、脳の
適正な領域に刺激電流を発生させることは生命にかかわ
ることであり、うつ病の治療においては、この領域は脳
の前頭葉である。刺激から得られる治療効果またはその
他の効果は、パルスの総数に依存する。その効果はさら
に、加えるパルス列の周波数及びパルス列の総継続時間
に依存する。
波の刺激パルス列によって刺激する。この種の応用につ
いての報告が、特定の公表物に見られる。例えばうつ病
の治療においては、刺激は一般に20パルス/sの割合で、
約１分間与える。このパルス列は数回連続して、数日間
与える。これらの応用のほとんどすべてにおいて、脳の
適正な領域に刺激電流を発生させることは生命にかかわ
ることであり、うつ病の治療においては、この領域は脳
の前頭葉である。刺激から得られる治療効果またはその
他の効果は、パルスの総数に依存する。その効果はさら
に、加えるパルス列の周波数及びパルス列の総継続時間
に依存する。
【０００７】刺激を高周波パルス列かつ／または高強度
で脳の単一領域に与えれば、例えばてんかん発作の形で
逆効果が生じ得る。慣例的には、刺激強度は、刺激の効
果を、手の動きを制御する領域における運動皮質の活性
化に必要な刺激強度のしきい値と比較することによって
測定する。この領域の反応は、皮質領域によって制御さ
れる筋肉の収縮として検出可能である。こうした刺激強
度は、運動皮質の刺激しきい値と称する。なお、刺激し
きい値未満の刺激強度を用いる際には、刺激に対する即
時検出可能な反応が得られない。同様に、前頭葉全体の
ように多数の異なる皮質領域を刺激する際には、刺激に
対する即時検出可能な反応を生じさせることなく、運動
興奮刺激しきい値よりもさらに高い刺激強度を加えるこ
とができる。しかし、刺激をパルス列で加える場合に
は、刺激される皮質領域の機能に対する一時的あるいは
長時間継続する変調効果が見られる。
で脳の単一領域に与えれば、例えばてんかん発作の形で
逆効果が生じ得る。慣例的には、刺激強度は、刺激の効
果を、手の動きを制御する領域における運動皮質の活性
化に必要な刺激強度のしきい値と比較することによって
測定する。この領域の反応は、皮質領域によって制御さ
れる筋肉の収縮として検出可能である。こうした刺激強
度は、運動皮質の刺激しきい値と称する。なお、刺激し
きい値未満の刺激強度を用いる際には、刺激に対する即
時検出可能な反応が得られない。同様に、前頭葉全体の
ように多数の異なる皮質領域を刺激する際には、刺激に
対する即時検出可能な反応を生じさせることなく、運動
興奮刺激しきい値よりもさらに高い刺激強度を加えるこ
とができる。しかし、刺激をパルス列で加える場合に
は、刺激される皮質領域の機能に対する一時的あるいは
長時間継続する変調効果が見られる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】慣例の方法及び装置の
使用の障害になる一つの問題は、これらの方法及び装置
では、刺激強度あるいは脳の異なる部分における刺激量
の正確な推定ができないことである。ここでは、刺激が
所定しきい値を超え次第、刺激が容易に検出可能な生理
的反応を喚起するので、運動皮質を刺激する以外には、
他の領域では一般に、粗い評価さえも不可能である。
使用の障害になる一つの問題は、これらの方法及び装置
では、刺激強度あるいは脳の異なる部分における刺激量
の正確な推定ができないことである。ここでは、刺激が
所定しきい値を超え次第、刺激が容易に検出可能な生理
的反応を喚起するので、運動皮質を刺激する以外には、
他の領域では一般に、粗い評価さえも不可能である。
【０００９】他の問題は、脳の異なる領域に関して異な
る人どうしを互いに比較する際に、皮質の溝が、から異
なる距離に位置するということによって生じる。結果と
して、慣例の方法及び装置は、所望の目標領域における
刺激電流の大きさを評価するためには不適当である。
る人どうしを互いに比較する際に、皮質の溝が、から異
なる距離に位置するということによって生じる。結果と
して、慣例の方法及び装置は、所望の目標領域における
刺激電流の大きさを評価するためには不適当である。
【００１０】従来の技術及びシステム使用の障害になる
第３の問題は、運動皮質に加える磁気刺激の強度のしき
い値が、薬剤及び注意力のレベルのような複数の制御不
能な要因に大きく影響されるということである。さら
に、目標領域を刺激する前の、目標領域によって制御さ
れる筋肉の緊張が、刺激しきい値の大きさを認められる
くらいに低下させ得る。従って、単に刺激を運動活性化
の刺激しきい値と比較するだけでは、皮質の他の領域に
対する刺激の有効強度のゆがんだ見方を与え得る。同じ
理由で、異なる被験者あるいは患者の脳に加える際に
は、加える電磁界の強度とその生理的効果の対応を確立
することができない。
第３の問題は、運動皮質に加える磁気刺激の強度のしき
い値が、薬剤及び注意力のレベルのような複数の制御不
能な要因に大きく影響されるということである。さら
に、目標領域を刺激する前の、目標領域によって制御さ
れる筋肉の緊張が、刺激しきい値の大きさを認められる
くらいに低下させ得る。従って、単に刺激を運動活性化
の刺激しきい値と比較するだけでは、皮質の他の領域に
対する刺激の有効強度のゆがんだ見方を与え得る。同じ
理由で、異なる被験者あるいは患者の脳に加える際に
は、加える電磁界の強度とその生理的効果の対応を確立
することができない。
【００１１】慣例の方法及び装置の障害になる第４の問
題は、試験中あるいは治療期間中にコイルを移動すれ
ば、刺激の最大効果が皮質の異なる部分に移動して、こ
れにより、反応も元々意図したものから変化するという
ことである。
題は、試験中あるいは治療期間中にコイルを移動すれ
ば、刺激の最大効果が皮質の異なる部分に移動して、こ
れにより、反応も元々意図したものから変化するという
ことである。
【００１２】本発明の目的は、上述した従来技術の短所
をなくして、刺激を受けるべきあらゆる被験者について
個別に、あらゆる皮質領域に対する刺激の総合的な効果
を推定するのに適した全く新しい種類の方法を提供する
ことにある。本発明の目標は、加える刺激量を正確に計
算し、そして進行中の刺激期間中にこの情報を蓄積する
方法によって達成される。
をなくして、刺激を受けるべきあらゆる被験者について
個別に、あらゆる皮質領域に対する刺激の総合的な効果
を推定するのに適した全く新しい種類の方法を提供する
ことにある。本発明の目標は、加える刺激量を正確に計
算し、そして進行中の刺激期間中にこの情報を蓄積する
方法によって達成される。
【００１３】
【課題を解決するための手段】本発明は、コイルが発生
する磁界、及び頭部に対するコイルの位置及び整列（ア
ライメント）を測定するステップと、人の頭部の解剖学
的な画像から特定される皮質領域に対する各刺激パルス
後の電界を計算するステップとを具えている。これにも
とづき、刺激量を、刺激パルス列の期間中に脳の異なる
部分に加わる電界値を総計した累積電界強度として計算
する。これに加えて、有効刺激量は、加えるべき刺激量
を加えた継続時間、及び加えるべき１秒当たりのパルス
数を加えた継続時間を考慮に入れて計算することができ
る。
する磁界、及び頭部に対するコイルの位置及び整列（ア
ライメント）を測定するステップと、人の頭部の解剖学
的な画像から特定される皮質領域に対する各刺激パルス
後の電界を計算するステップとを具えている。これにも
とづき、刺激量を、刺激パルス列の期間中に脳の異なる
部分に加わる電界値を総計した累積電界強度として計算
する。これに加えて、有効刺激量は、加えるべき刺激量
を加えた継続時間、及び加えるべき１秒当たりのパルス
数を加えた継続時間を考慮に入れて計算することができ
る。
【００１４】本発明は、頭部に対するコイルの位置及び
整列を測定するために、電磁的あるいは光学的センサを
有利に用いているが、他の位置決め方法も用いることが
できる。人間の頭部の解剖図は、磁気画像化によって測
定することが有利である。コイルによって誘導される電
界は、まずコイルが発生する磁界を計算することによっ
て、非常に正確に有利に測定することができ、その上
で、刺激を受ける被験者の頭部を表現する組織の導電性
モデルを作成し、次にこのモデルを、組織内の電磁誘導
による時共変の磁界が発生する電界を測定するための慣
例の数学的方法にもとづく計算に利用する。この種の正
確な計算モデルは、技術文献より既知である。
整列を測定するために、電磁的あるいは光学的センサを
有利に用いているが、他の位置決め方法も用いることが
できる。人間の頭部の解剖図は、磁気画像化によって測
定することが有利である。コイルによって誘導される電
界は、まずコイルが発生する磁界を計算することによっ
て、非常に正確に有利に測定することができ、その上
で、刺激を受ける被験者の頭部を表現する組織の導電性
モデルを作成し、次にこのモデルを、組織内の電磁誘導
による時共変の磁界が発生する電界を測定するための慣
例の数学的方法にもとづく計算に利用する。この種の正
確な計算モデルは、技術文献より既知である。
【００１５】本発明は、脳の異なる部分に加えるべき刺
激量の正確な評価、そして事前計算評価さえも促進す
る。この特徴は、刺激を治療的に加える際に、即ちあら
ゆる薬剤と同様に加える際に、特に人命上重要である。
さらに、計算した累積刺激量及び有効刺激量の値を利用
して、刺激から期待される治療的効果あるいは他の効果
を評価することができる。
激量の正確な評価、そして事前計算評価さえも促進す
る。この特徴は、刺激を治療的に加える際に、即ちあら
ゆる薬剤と同様に加える際に、特に人命上重要である。
さらに、計算した累積刺激量及び有効刺激量の値を利用
して、刺激から期待される治療的効果あるいは他の効果
を評価することができる。
【００１６】より詳細には、本発明による方法は、請求
項１の特徴部分に記載したことを特徴とする。
項１の特徴部分に記載したことを特徴とする。
【００１７】さらに、本発明による装置は、請求項１２
の特徴部分に記載したことを特徴とする。
の特徴部分に記載したことを特徴とする。
【００１８】本発明は、大きな利点をもたらす。利点の
うちの１つは、例えば治療期間中に必要な、所望の累積
または有効刺激量を正確に、所定の外被領域に加えるこ
とを特徴とする。
うちの１つは、例えば治療期間中に必要な、所望の累積
または有効刺激量を正確に、所定の外被領域に加えるこ
とを特徴とする。
【００１９】第２の利点は、検査期間中に、検査の安全
マージン（余裕）を監視して、外被に加えた累積刺激量
を測定する利便性であり、この累積刺激量は所定限度を
超えるべきでなく、この所定限度では、安全上の点から
磁気刺激を停止しなければならない。
マージン（余裕）を監視して、外被に加えた累積刺激量
を測定する利便性であり、この累積刺激量は所定限度を
超えるべきでなく、この所定限度では、安全上の点から
磁気刺激を停止しなければならない。
【００２０】第３の利点は、異なる被験者が受ける累積
刺激量及び有効刺激量の評価を用いて、磁気刺激の患者
に対する安全性を進展させ、かつ監視して、さらに、磁
気刺激の効果を異なる人どうしの間で正確に比較するこ
とができる。
刺激量及び有効刺激量の評価を用いて、磁気刺激の患者
に対する安全性を進展させ、かつ監視して、さらに、磁
気刺激の効果を異なる人どうしの間で正確に比較するこ
とができる。
【００２１】このようにして、累積刺激量または有効刺
激量を加えることの計画及び実時間の監視は、磁気刺激
にあり得る逆効果を最小化する手助けとなり得る。
激量を加えることの計画及び実時間の監視は、磁気刺激
にあり得る逆効果を最小化する手助けとなり得る。
【００２２】以下では、図面を参照した好適な実施例の
説明によって、本発明をより詳細に検討する。
説明によって、本発明をより詳細に検討する。
【００２３】
【発明の実施の形態】図１の装置では、頭部５に対する
コイル１の位置及び整列（アライメント）が、位置決め
装置２の手助けによって決まる。このようにして、コイ
ル１並びに頭部の位置及び整列を正確に知った後には、
コイルに供給する刺激電流の瞬時値を知った後に、コイ
ル１が頭部の内部に発生する電磁界の有効範囲も特定す
ることができる。この方法の使用は、コイルが発生する
電磁界の三次元モデルからコイルの駆動電流の関数とし
て得られる追加的な情報を必要とすることは明らかであ
る。頭部５及びコイル１の測定位置座標をコンピュータ
３に入力して、コンピュータ３は頭部５内に発生する電
磁界を計算する。刺激期間中に加える電磁界強度及び刺
激量をスクリーン４上に、システムの操作者に対して表
示する。この刺激量は、いずれかの所望の点における、
加えた電界／電流の総和として計算する。有効刺激量の
計算において考慮に入れるべき要素は、刺激パルス列の
反復度（周波数）、及び誘導電界の大きさにおいては、
独立したパルス間にあり得る差である。
コイル１の位置及び整列（アライメント）が、位置決め
装置２の手助けによって決まる。このようにして、コイ
ル１並びに頭部の位置及び整列を正確に知った後には、
コイルに供給する刺激電流の瞬時値を知った後に、コイ
ル１が頭部の内部に発生する電磁界の有効範囲も特定す
ることができる。この方法の使用は、コイルが発生する
電磁界の三次元モデルからコイルの駆動電流の関数とし
て得られる追加的な情報を必要とすることは明らかであ
る。頭部５及びコイル１の測定位置座標をコンピュータ
３に入力して、コンピュータ３は頭部５内に発生する電
磁界を計算する。刺激期間中に加える電磁界強度及び刺
激量をスクリーン４上に、システムの操作者に対して表
示する。この刺激量は、いずれかの所望の点における、
加えた電界／電流の総和として計算する。有効刺激量の
計算において考慮に入れるべき要素は、刺激パルス列の
反復度（周波数）、及び誘導電界の大きさにおいては、
独立したパルス間にあり得る差である。
【００２４】コイル１を駆動する磁気刺激装置８は、加
えた刺激の強度についての情報をコンピュータ３に入力
する。ここでは、１回の刺激強度において決まる電界を
知れば十分である。これに加えてコンピュータ３は、刺
激パルスの数及び印加周波数を監視するために使用す
る。このコンピュータは、刺激装置８によって加える刺
激の強度及び刺激パルス列の開始瞬時を制御して、これ
により、刺激量を加えること、及び脳におけるこの刺激
量の効果の計算の自動化を可能にすることもできる。
えた刺激の強度についての情報をコンピュータ３に入力
する。ここでは、１回の刺激強度において決まる電界を
知れば十分である。これに加えてコンピュータ３は、刺
激パルスの数及び印加周波数を監視するために使用す
る。このコンピュータは、刺激装置８によって加える刺
激の強度及び刺激パルス列の開始瞬時を制御して、これ
により、刺激量を加えること、及び脳におけるこの刺激
量の効果の計算の自動化を可能にすることもできる。
【００２５】本発明の実施例は、脳内の電界強度を測定
し、そして磁気共鳴画像化を用いて撮影した画像におけ
る色または色調によって、この電界強度を視覚化すべく
適応させたものである。電界強度を刺激パルス毎に別個
に測定した後に、これらの刺激パルスの累積効果を、こ
れらのパルスの効果を総計するか、あるいは経験によっ
て得られた先験的な情報を用いるかのいずれかによって
評価することができる。これらの技法によって、刺激期
間の継続時間全体にわたって、刺激量を実時間で監視す
ることができる。
し、そして磁気共鳴画像化を用いて撮影した画像におけ
る色または色調によって、この電界強度を視覚化すべく
適応させたものである。電界強度を刺激パルス毎に別個
に測定した後に、これらの刺激パルスの累積効果を、こ
れらのパルスの効果を総計するか、あるいは経験によっ
て得られた先験的な情報を用いるかのいずれかによって
評価することができる。これらの技法によって、刺激期
間の継続時間全体にわたって、刺激量を実時間で監視す
ることができる。
【００２６】本発明の範囲から逸脱することなく、上述
した実施例とは異なる実施例を考案することができる。
した実施例とは異なる実施例を考案することができる。
【００２７】代案の構成では、刺激装置８の操作者はま
ず、スクリーン４上の、患者の頭部から撮影したＭＲＩ
画像において、刺激すべき外被領域を規定する。その上
で、操作者は所望の累積刺激量または有効刺激量、及び
この刺激量の脳内の分布を事前設定する。コイルの実時
間の位置決め、及び対話型のコンピュータソフトウエア
の助けを借りて、操作者はコイル１を制御して最適位置
にもっていき、その上で刺激を開始する。コンピュータ
ソフトウエアはコイル１の位置及び整列の変化、並びに
刺激パルスの振幅の変化を監視して、刺激量の分布を個
々の刺激パルス毎に実時間で計算する。このソフトウエ
アは視覚化を含んで、コイル１を移動させること、ある
いは刺激パルスの強度を変化させることを操作者に対話
的に要求して、所望の刺激量を達成することができる。
所望の刺激量を加えた後に、コンピュータ３は刺激を停
止することを操作者に要求するか、あるいはこれらのス
テップを自動的に実行する。
ず、スクリーン４上の、患者の頭部から撮影したＭＲＩ
画像において、刺激すべき外被領域を規定する。その上
で、操作者は所望の累積刺激量または有効刺激量、及び
この刺激量の脳内の分布を事前設定する。コイルの実時
間の位置決め、及び対話型のコンピュータソフトウエア
の助けを借りて、操作者はコイル１を制御して最適位置
にもっていき、その上で刺激を開始する。コンピュータ
ソフトウエアはコイル１の位置及び整列の変化、並びに
刺激パルスの振幅の変化を監視して、刺激量の分布を個
々の刺激パルス毎に実時間で計算する。このソフトウエ
アは視覚化を含んで、コイル１を移動させること、ある
いは刺激パルスの強度を変化させることを操作者に対話
的に要求して、所望の刺激量を達成することができる。
所望の刺激量を加えた後に、コンピュータ３は刺激を停
止することを操作者に要求するか、あるいはこれらのス
テップを自動的に実行する。
【００２８】さらに他の実施例では、磁気刺激装置８の
コイル１を、コンピュータ３によって制御されるロボッ
ト（図示せず）に接続することができる。この構成は、
所望の刺激量を自動的に加えることを可能にする。
コイル１を、コンピュータ３によって制御されるロボッ
ト（図示せず）に接続することができる。この構成は、
所望の刺激量を自動的に加えることを可能にする。
【００２９】さらに他の実施例では、検査または治療す
べき人の頭部５に位置センサを付けて、このセンサの位
置及び整列は、位置決めシステム２によって検知するこ
とができる。このセンサは、例えば眼鏡の柄に装着する
ことができる。次に、同じ位置決めシステムを用いて、
前記位置センサに対する頭部の解剖学的な標識点（ラン
ドマーク）を位置決めする。これらの標識点は、ＭＲＩ
画像上で識別される。コイル１上には、コイルの位置及
び整列を検知すべく適応させた第２位置センサを装着す
る。位置及び整列のセンサを、頭部５及びコイル１に共
に装着して同時に測定する、この構成の助けを借りて、
頭部５に対するコイル１の位置及び整列、及び予め選択
した頭部の位置座標点を測定し、その上で、慣例の座標
変換技法を用いて、頭部のＭＲＩ画像上のそれぞれの点
を識別することが可能である。前記位置決めシステム
は、可視光、赤外光、あるいは電磁界の使用にもとづく
ものとすることができる。頭部の基準点の数は、頭部の
異なる側に少なくとも３つでなければならない。慣例的
には、これらの基準点は、左右の耳の鼻側前方のいわゆ
る耳介前方点、及び鼻の切れ目または鼻根点であるよう
に選択する。図では、位置センサを基準点６で表わして
いる。各センサは、３次元空間内での正確な識別を行う
ための少なくとも３つの基準点６を具えていなければな
らない。これらの基準点は、アンテナ７が放出する信号
を戻す単純な反射器のように完全な受動型とするか、あ
るいはまた、基準点６に、適切な電磁放射の波長帯域で
動作する能動型の送信機を設けることができる。これら
の基準点の位置は、例えば、送信の位相、あるいは基準
点と位置決めシステムのアンテナ７との間の遅延にもと
づくものとすることができる。
べき人の頭部５に位置センサを付けて、このセンサの位
置及び整列は、位置決めシステム２によって検知するこ
とができる。このセンサは、例えば眼鏡の柄に装着する
ことができる。次に、同じ位置決めシステムを用いて、
前記位置センサに対する頭部の解剖学的な標識点（ラン
ドマーク）を位置決めする。これらの標識点は、ＭＲＩ
画像上で識別される。コイル１上には、コイルの位置及
び整列を検知すべく適応させた第２位置センサを装着す
る。位置及び整列のセンサを、頭部５及びコイル１に共
に装着して同時に測定する、この構成の助けを借りて、
頭部５に対するコイル１の位置及び整列、及び予め選択
した頭部の位置座標点を測定し、その上で、慣例の座標
変換技法を用いて、頭部のＭＲＩ画像上のそれぞれの点
を識別することが可能である。前記位置決めシステム
は、可視光、赤外光、あるいは電磁界の使用にもとづく
ものとすることができる。頭部の基準点の数は、頭部の
異なる側に少なくとも３つでなければならない。慣例的
には、これらの基準点は、左右の耳の鼻側前方のいわゆ
る耳介前方点、及び鼻の切れ目または鼻根点であるよう
に選択する。図では、位置センサを基準点６で表わして
いる。各センサは、３次元空間内での正確な識別を行う
ための少なくとも３つの基準点６を具えていなければな
らない。これらの基準点は、アンテナ７が放出する信号
を戻す単純な反射器のように完全な受動型とするか、あ
るいはまた、基準点６に、適切な電磁放射の波長帯域で
動作する能動型の送信機を設けることができる。これら
の基準点の位置は、例えば、送信の位相、あるいは基準
点と位置決めシステムのアンテナ７との間の遅延にもと
づくものとすることができる。
【００３０】上述したものに対する代案の構成として、
本発明は、コイル１の位置が、このコイルに接続したロ
ボットのような機構系の位置座標から決まるように実現
することができる。同様にして、頭部の位置座標も、頭
部５を支持アーム等により所定点で支持することによっ
て得ることができ、これにより、ロボット型のアクチュ
エータのような機構手段を、頭部５とコイル１の双方の
互いに対する位置及び整列を定めるために用いることが
できる。
本発明は、コイル１の位置が、このコイルに接続したロ
ボットのような機構系の位置座標から決まるように実現
することができる。同様にして、頭部の位置座標も、頭
部５を支持アーム等により所定点で支持することによっ
て得ることができ、これにより、ロボット型のアクチュ
エータのような機構手段を、頭部５とコイル１の双方の
互いに対する位置及び整列を定めるために用いることが
できる。
【００３１】電界によって生じる刺激量の効果の３次元
空間における計算を以下に説明する。
空間における計算を以下に説明する。
【００３２】脳の所定点（Ｘ,Ｙ,Ｚ）に加わる磁気刺激
量は、この点に加わる刺激パルスの電界Ｅの関数であ
る。単一パルスの刺激量への寄与は次式のように計算さ
れる。
量は、この点に加わる刺激パルスの電界Ｅの関数であ
る。単一パルスの刺激量への寄与は次式のように計算さ
れる。
【００３３】
点Ｘ,Ｙ,Ｚにおける刺激量＝∫ｆ(Ｅ(Ｘ,Ｙ,Ｚ,ｔ))dt
ここで、積分は磁気刺激パルスの継続期間にわたって実
行する。関数ｆは次式のように定義することが有利であ
る。|Ｅ|＞ＥTである際には、ｆ＝|Ｅ|、ここにＥTはし
きい値である。それ以外はｆ＝０。多数のパルスの有効
刺激量の組み合わせは、個々のパルスの刺激効果の総和
として計算することが有利である。
行する。関数ｆは次式のように定義することが有利であ
る。|Ｅ|＞ＥTである際には、ｆ＝|Ｅ|、ここにＥTはし
きい値である。それ以外はｆ＝０。多数のパルスの有効
刺激量の組み合わせは、個々のパルスの刺激効果の総和
として計算することが有利である。
【００３４】しきい値ＥTは、例えば、運動皮質に加え
た電界強度の半分に規定することが有利であり、これは
平均的には、生理学的に正常な被験者における検出可能
な運動反応を生じさせる値である。一般に、このしきい
値の電界強度は100V/mのオーダーである。異なる応用の
必要性に応じて、刺激量の計算関数ｆを上記以外に選択
することができる（例えば、|Ｅ|＞ＥTである際にｆ＝|
Ｅ|2、ここにＥTはしきい値である。それ以外はｆ＝
０）、そして特定の応用では、経頭蓋の磁気刺激（ＴＭ
Ｓ）パルスの反復度を刺激関数のパラメータとして含め
ることが可能である。応用に応じて、しきい値も異なる
値に規定することができる。
た電界強度の半分に規定することが有利であり、これは
平均的には、生理学的に正常な被験者における検出可能
な運動反応を生じさせる値である。一般に、このしきい
値の電界強度は100V/mのオーダーである。異なる応用の
必要性に応じて、刺激量の計算関数ｆを上記以外に選択
することができる（例えば、|Ｅ|＞ＥTである際にｆ＝|
Ｅ|2、ここにＥTはしきい値である。それ以外はｆ＝
０）、そして特定の応用では、経頭蓋の磁気刺激（ＴＭ
Ｓ）パルスの反復度を刺激関数のパラメータとして含め
ることが可能である。応用に応じて、しきい値も異なる
値に規定することができる。
【００３５】ベクトル特性を有する電界Ｅは、所定瞬時
において慣例の方法で次式のように計算することができ
る。 Ｅ(Ｘ,Ｙ,Ｚ,t)＝−∂Ａ(Ｘ,Ｙ,Ｚ,ｔ)/∂ｔ−∇Ｖ(Ｘ,
Ｙ,Ｚ,ｔ)
において慣例の方法で次式のように計算することができ
る。 Ｅ(Ｘ,Ｙ,Ｚ,t)＝−∂Ａ(Ｘ,Ｙ,Ｚ,ｔ)/∂ｔ−∇Ｖ(Ｘ,
Ｙ,Ｚ,ｔ)
【００３６】上式では、コイルが発生するベクトルポテ
ンシャルＡは、電磁界の文献に記載された方法を用いて
計算する。この計算のためには、コイルの幾何学的形
状、点Ｘ、Ｙ、Ｚに対する位置、並びにコイルを通過す
る電流パルスのパラメータについての情報が必要であ
る。また電位Ｖも、技術文献より既知の方法を用いて、
ラプラス方程式∇2Ｖ＝０を解くことによって計算され
る。計算のためには、頭部組織の導電性の幾何学的形状
も既知でなければならない。最も正確な結果は、有限要
素法を、被験者の頭部の異なる領域についてのＭＲＩ画
像から推測した導電性のデータと組み合わせて用いるこ
とによって達成される。
ンシャルＡは、電磁界の文献に記載された方法を用いて
計算する。この計算のためには、コイルの幾何学的形
状、点Ｘ、Ｙ、Ｚに対する位置、並びにコイルを通過す
る電流パルスのパラメータについての情報が必要であ
る。また電位Ｖも、技術文献より既知の方法を用いて、
ラプラス方程式∇2Ｖ＝０を解くことによって計算され
る。計算のためには、頭部組織の導電性の幾何学的形状
も既知でなければならない。最も正確な結果は、有限要
素法を、被験者の頭部の異なる領域についてのＭＲＩ画
像から推測した導電性のデータと組み合わせて用いるこ
とによって達成される。
【００３７】治療または研究期間の有効刺激量は基本的
には、（上述したように）刺激パルス列の個々のパルス
によって刺激量を総計することによって計算できるが、
次式のように、パルス列の個々のパルスを隔てる間隔を
考慮に入れることによって、有効刺激量の計算を改善す
ることも必要である。
には、（上述したように）刺激パルス列の個々のパルス
によって刺激量を総計することによって計算できるが、
次式のように、パルス列の個々のパルスを隔てる間隔を
考慮に入れることによって、有効刺激量の計算を改善す
ることも必要である。
【００３８】点Ｘ,Ｙ,Ｚにおける有効刺激量＝Σ(Ｆ×
∫ｆ(Ｅ(Ｘ,Ｙ,Ｚ,ｔ))dt) ここに、Ｆは刺激パルスの反復度に応じた値を有する係
数であり、刺激は、刺激パルス列中のパルスの継続時間
にわたって総計する。関数ｆは上述したものと同じであ
る。Ｆの値はパルスの反復度と共に増加する。磁気刺激
の文献調査により、１Hz未満のパルス反復度については
Ｆ＝１、10Hzのパルス反復度についてはＦ＝２、20Hzの
パルス反復度についてはＦ＝４、そして30Hzのパルス反
復度についてはＦ＝６という妥当な仮定が可能である。
∫ｆ(Ｅ(Ｘ,Ｙ,Ｚ,ｔ))dt) ここに、Ｆは刺激パルスの反復度に応じた値を有する係
数であり、刺激は、刺激パルス列中のパルスの継続時間
にわたって総計する。関数ｆは上述したものと同じであ
る。Ｆの値はパルスの反復度と共に増加する。磁気刺激
の文献調査により、１Hz未満のパルス反復度については
Ｆ＝１、10Hzのパルス反復度についてはＦ＝２、20Hzの
パルス反復度についてはＦ＝４、そして30Hzのパルス反
復度についてはＦ＝６という妥当な仮定が可能である。
【図１】 刺激量計算に適した装置のレイアウトを示す
図である。
図である。
１ コイル
２ 位置決め装置
３ コンピュータ
４ スクリーン
５ 頭部
６ 基準
７ アンテナ
８ 磁気刺激器
フロントページの続き
Ｆターム(参考） 4C027 AA10 DD00
4C096 AA18 AB50 AC01 BA18 DC14
DC23 DC37 DD07 FC20
4C106 AA06 BB24 BB25 CC03 FF11
FF12 FF16
Claims (19)
- 【請求項１】 個々の刺激パルスが発生する電界強度を
累積的に総計することによって、脳の異なる部分におけ
る刺激量を測定するステップを具えた、人間の脳に対す
る磁気刺激の効果を測定する方法において、 磁気刺激コイル(1)の頭部(5)に対する位置及び整列を３
次元的に、加えた刺激パルス毎に別個に測定するステッ
プと、 前記磁気刺激コイル(1)が発生するパルスの数、反復
度、及び強度を、パルス毎に別個に測定するステップ
と、 断層撮影のような他の種類の測定から得た情報、あるい
は例えば多数の患者から収集した静的データベースにも
とづいて、前記磁気刺激コイル(1)と同じ座標系におけ
る脳の座標データをほぼ正確に測定するステップと、 脳から入手可能な位置データ、及び前記磁気刺激コイル
(1)が発生する電磁界の累積効果について計算した測定
データにもとづいて、脳内の前記所望の点に加わる電磁
放射の累積刺激量を測定するステップとを具えているこ
とを特徴とする磁気刺激効果の測定方法。 - 【請求項２】 前記計算した刺激量をシステムの操作者
に対して図形的に可視化することを特徴とする請求項１
に記載の方法。 - 【請求項３】 前記計算した刺激量の値を、磁気刺激に
よって施す治療の治療効果の評価に用いることを特徴と
する請求項１または２に記載の方法。 - 【請求項４】 既知の生理学的効果を表現する重み係数
を用いて、加えた刺激量の測定値に重み付けすることに
よって、前記計算した刺激量の値から有効刺激量を特定
することを特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の
方法。 - 【請求項５】 前記累積刺激量または前記有効刺激量
を、前記方法における患者の安全性の監視に用いること
を特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の方法。 - 【請求項６】 前記累積刺激量または前記有効刺激量
を、異なる被験者または患者群に磁気刺激によって生じ
る生理学的効果の比較に用いることを特徴とする請求項
１〜５のいずれかに記載の方法。 - 【請求項７】 磁気共鳴画像化によって脳の解剖図を記
録することを特徴とする請求項１〜５のいずれかに記載
の方法。 - 【請求項８】 前記刺激量を解剖画像上に可視化するこ
とを特徴とする請求項１〜６のいずれかに記載の方法。 - 【請求項９】 実時間で測定した前記刺激量を、実時間
の監視に用いることを特徴とする請求項１〜７のいずれ
かに記載の方法。 - 【請求項１０】 前記刺激量を実時間で監視して、脳の
いずれかの領域または所定領域において、事前設定した
刺激量の制限値を超えた場合に、刺激を加えることを終
了することを特徴とする請求項１〜８のいずれかに記載
の方法。 - 【請求項１１】 前記コイル(1)の位置を、加えた刺激
パルス毎に別個に測定して、 前記刺激量の計算結果を、磁気画像化の技法によって得
られた脳の画像上に、色及び色調に符号化して表示する
ことを特徴とする請求項１〜１０のいずれかに記載の方
法。 - 【請求項１２】 コイル(1)を有する磁気刺激装置(8)
と、 表示装置(4)を有するコンピュータ(3)とを具えた、人間
の脳のような生体組織を刺激するのに適した装置におい
て、この装置が、 前記コイル(1)の位置及び整列を位置決めする位置決め
装置(2,7)と、 刺激の強度を個々のパルス間の相対値で測定し、そして
刺激パルスを加えた瞬時についての情報を前記コンピュ
ータ(3)に対して出力することが可能な測定装置(2)とを
具えて、 これにより、前記装置が、前記コイル(1)の位置及び整
列から、このコイルによって脳の異なる部分に発生する
電磁界または電流の大きさを計算し、その後に、脳内の
所望の位置における電界または電流の大きさを別個に総
計することによって、前記刺激パルスを当てた後の刺激
量の計算を実行することが可能であることを特徴とする
生体組織の刺激装置。 - 【請求項１３】 前記位置決め装置(2)が赤外光を用い
て動作することを特徴とする請求項１２に記載の装置。 - 【請求項１４】 前記位置決め装置(2)を、前記コイル
(1)及び頭部(5)の双方の位置及び整列を位置決めすべく
適応させたことを特徴とする請求項１１または１２に記
載の装置。 - 【請求項１５】 加える刺激量の値についての最大限度
を規定して、これにより、前記限度値を超過した際に、
前記装置がシステムの操作者に即座に通知することを特
徴とする請求項１１〜１３のいずれかに記載の装置。 - 【請求項１６】 前記コンピュータ(3)の代わりに、他
のあらゆる種類の計算装置を使用することを特徴とする
請求項１１〜１４のいずれかに記載の装置。 - 【請求項１７】 前記装置が、前記刺激パルス列の反復
度によって前記刺激パルス列の刺激量に重み付けする手
段を具えて、これにより、有効刺激量を計算することを
特徴とする請求項１１〜１５のいずれかに記載の装置。 - 【請求項１８】 前記装置が、システムの操作者が規定
した累積刺激量または有効刺激量が脳の所定領域に正確
に加わるように、前記コイル(1)を制御するロボット的
な手段を具えていることを特徴とする請求項１１〜１７
のいずれかに記載の装置。 - 【請求項１９】 前記装置が、頭部(5)及び前記コイル
(1)の位置を共に定める機構手段を具えていることを特
徴とする請求項１１〜１８のいずれかに記載の装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FI20012017 | 2001-10-17 | ||
| FI20012017A FI114613B (fi) | 2001-10-17 | 2001-10-17 | Menetelmä ja laite magneettistimulaation annoslaskentaa varten |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003180649A true JP2003180649A (ja) | 2003-07-02 |
| JP4313559B2 JP4313559B2 (ja) | 2009-08-12 |
Family
ID=8562073
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2002299114A Expired - Lifetime JP4313559B2 (ja) | 2001-10-17 | 2002-10-11 | 磁気刺激量の計算方法及び装置 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6849040B2 (ja) |
| JP (1) | JP4313559B2 (ja) |
| CA (1) | CA2408775C (ja) |
| DE (1) | DE10248316B4 (ja) |
| FI (1) | FI114613B (ja) |
| GB (1) | GB2382780B (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| JP2007511328A (ja) * | 2003-11-17 | 2007-05-10 | ニューロネティクス、インク． | 経頭蓋磁気刺激に使用される刺激レベルの特定方法 |
| JP2007526027A (ja) * | 2004-01-06 | 2007-09-13 | ニューロネティクス、インク． | Ｔｍｓ研究用コイルの位置決め方法及び装置 |
| JP2008505662A (ja) * | 2004-04-15 | 2008-02-28 | ニューロネティクス、インク． | 被験者の頭部に対するｔｍｓコイルの近接性を決定するための方法および機器 |
| JP2010503439A (ja) * | 2006-09-13 | 2010-02-04 | ネクスティム リミテッド | ナビゲーション脳刺激時に提示された対象を表示するために用いられる座標系の相互表示における誤差を補正するための方法及び機器 |
| JP2010536496A (ja) * | 2007-08-20 | 2010-12-02 | ネオスティム インコーポレイテッド | 深部脳経頭蓋磁気刺激の発射パターン |
| WO2010147064A1 (ja) | 2009-06-15 | 2010-12-23 | 国立大学法人大阪大学 | 磁気刺激装置 |
| US8246529B2 (en) | 2005-07-27 | 2012-08-21 | Neuronetics, Inc. | Magnetic core for medical procedures |
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