JP5053080B2 - 痙攣療法を行うためのシステム - Google Patents

Description

本発明はうつ病および他の疾患の治療のためのシステムに関する。より具体的には、本発明システムはうつ病および他の疾患の治療のための痙攣療法に関する。

重度の精神病は、精神分析療法で、薬理学療法で、若しくは脳を直接刺激することによって治療することが可能である。最も一般的な直接刺激の２つのタイプは電気刺激および磁気刺激である。いずれの場合も、前記刺激は比較的低刺激であるか、若しくは痙攣を起させるのに十分なものである。当業者であれば周知であるが、痙攣は一部の精神病の治療に特に有効である。

例えば、電気痙攣療法（「ｅｌｅｃｔｒｏｃｏｎｖｕｌｓｉｖｅ ｔｈｅｒａｐｙ：ＥＣＴ」）は重度の精神病の治療法であり、この治療法では、電気刺激を短時間印加することを利用して患者に全身性痙攣を起させる。米国国立衛生研究所（Ｔｈｅ Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅｓ ｏｆ Ｈｅａｌｔｈ）は、米国精神保健研究所（Ｔｈｅ Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ ｏｆ Ｍｅｎｔａｌ Ｈｅａｌｔｈ）と共同で、１９８５年６月１０日〜１２日に電気痙攣療法におけるコンセンサス開発会議（Ｃｏｎｓｅｎｓｕｓ Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ｏｎ Ｅｌｅｃｔｒｏｃｏｎｖｕｌｓｉｖｅ Ｔｈｅｒａｐｙ）を開催した。同会議では、ＥＣＴは、うつ病（妄想性および重症内因性）、急性躁病エピソード、および特定タイプの統合失調症に有効であるという統一見解に達した。しかしながら、ＥＣＴは記憶喪失を含む認知障害を伴うことが明らかになっている。さらに、ＥＣＴ対してはある種の社会的烙印（スティグマ）が存在する。

磁気痙攣療法（「Ｍａｇｎｅｔｉｃ ｓｅｉｚｕｒｅ ｔｈｅｒａｐｙ：ＭＳＴ」）は重度の精神病のためのより最近の治療法であるが、理論上はＥＣＴと同様の成果がある。ＥＣＴと同様に、ＭＳＴによって全身性痙攣が起り、続いて、恐らく同一の生物医学的経路付近で弛緩が起こる。但し、ＥＣＴとの決定的な違いとして、ＭＳＴでは、交換磁場が短時間印加され、電磁誘導によって前記全身性痙攣を起させる刺激が提供される。これには、以下を含む様々な利点がある：１）伝導力によってエネルギーが散逸することなく磁場が組織を透過する、２）脳刺激をより正確および確実に与えることが可能である、３）刺激を治療反応に不可欠な脳構造に制限することが可能なため、記憶障害などのＥＣＴに関連した副作用を低減する（Ｌｉｓａｎｂｙ ＳＨ，Ｌｕｂｅｒ Ｂ，Ｓｃｈｌａｅｐｈｅｒ ＴＥ，Ｓａｃｋｅｉｍ ＨＡ，Ｓａｆｅｔｙ ａｎｄ ｆｅａｓｉｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｓｅｉｚｕｒｅ ｔｈｅｒａｐｙ（ＭＳＴ）ｉｎ ｍａｊｏｒ ｄｅｐｒｅｓｓｉｏｎ：ｒａｎｄｏｍｉｚｅｄ ｗｉｔｈｉｎ−ｓｕｂｊｅｃｔ ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ ｗｉｔｈ ｅｌｅｃｔｒｏｃｏｎｖｕｌｓｉｖｅ ｔｈｅｒａｐｙ． Ｎｅｕｒｏｐｓｙｃｈｏｐｈａｒｍａｃｏｌｏｇｙ．２００３ Ｏｃｔ，２８（１０）：１８５２−６５を参照。抄録には、「ＥＣＴと比較すると、ＭＳＴによる痙攣はより短時間であり、痙攣性ＥＥＧ（脳波）振幅がより小さく、痙攣後の抑圧がより少ない。患者が自覚する副作用はより少なく、且つＥＣＴと比べて、患者はＭＳＴにおいて位置感覚をより早く回復した。また、ＭＳＴは、注意力、逆向性健忘、および分類の認識度（ｃａｔｅｇｏｒｙ ｆｌｕｅｎｃｙ）の測定値においても優位であった」と記載されている。）
この出願の発明に関連する先行技術文献情報としては、以下のものがある（国際出願日以降国際段階で引用された文献及び他国に国内移行した際に引用された文献を含む）。
米国特許第６，２６６，５５６号明細書 米国特許第５，８１３，９７０号明細書 米国特許第６，１１７，０６６号明細書 米国特許第４，７１２，５５８号明細書 米国特許第５，１１６，３０４号明細書 米国特許第５，７０７，３３４号明細書 米国特許第６，０６６，０８４号明細書 米国特許第６，１１７，０６６号明細書 米国特許第６，２５３，１０９号明細書 米国特許第６，３６６，８１４号明細書 米国特許第６，４０２，６７８号明細書 米国特許第６，４６３，３２８号明細書 米国特許第６，４８８，６１７号明細書 米国特許出願公開第２００２／００１３６１２号明細書 米国特許出願公開第２００２／００８７２０１号明細書 米国特許出願公開第２００２／００９１４１９号明細書 米国特許出願公開第２００２／０１０３５１５号明細書 米国特許出願公開第２００３／０１６９３５５号明細書 米国特許出願公開第２００３／００２８０７２号明細書 米国特許出願公開第２００３／００５０５２７号明細書 米国特許出願公開第２００３／００８８２７４号明細書 米国特許出願公開第２００３／０１０３７０６号明細書 米国特許第６，５６７，７０２号明細書 米国特許出願公開第２００３／００７３８９９号明細書 米国特許出願公開第２００３／００９７１６１号明細書 米国特許第６，５７２，５２８号明細書 米国特許第６，１９８，９５８号明細書 米国特許出願公開第２００３／００７４０３２号明細書 米国特許出願公開第２００３／０１２５７８６号明細書 米国特許第５，８１３，９７０号明細書 米国特許第５，７６９，７７８号明細書 米国特許出願公開第２００４／００１０１７７号明細書 米国特許第６，１６９，９６３号明細書 米国特許出願公開第２００２／０１２３７８０号明細書 米国特許出願公開第２００２／０１６０４３６号明細書 米国特許第４，９９５，３９５号明細書 米国特許第６，０５７，３７３号明細書 米国特許第６，１５５，９６６号明細書 米国特許第６，２５６，５３１号明細書 米国特許第６，４８４，０５９号明細書 米国特許第６，５０３，１８７号明細書 米国特許第６，５３７，１９７号明細書 米国特許第６，５６０，４９０号明細書 米国特許出願公開第２００１／００３１９０６号明細書 米国特許出願公開第２００３／００８２５０７号明細書 米国特許出願公開第２００３／００８７２６４号明細書 米国特許出願公開第２００３／０１９５５８８号明細書 米国特許出願公開第２００４／０１３８５５０号明細書 米国特許出願公開第２００４／０１４３３００号明細書 米国特許第６，１７９，７６９号明細書 米国特許第６，６２９，９３５号明細書 国際公開第０２／０３２５０４号パンフレット 国際公開第０２／０９４９９７号パンフレット 国際公開第０２／８５４４４９号パンフレット 国際公開第０２／０７２１９４号パンフレット 国際公開第０１／１１２２３６号パンフレット 国際公開第０２／３１６０４号パンフレット 国際公開第０２／０９８１１号パンフレット 国際公開第０１／９７９０６号パンフレット 国際公開第０１／２８６２２号パンフレット 国際公開第００／７４７７７号パンフレット 国際公開第０３／０３５１６３号パンフレット 国際公開第０２／０８９９０２号パンフレット 国際公開第０３／０９０６０４号パンフレット 国際公開第０３／０９８２６８号パンフレット 国際公開第０２／０８５４５４号パンフレット 国際公開第０３／０８４６０５号パンフレット 国際公開第０３／０８５５４６号パンフレット 国際公開第０３／０３９４６８号パンフレット 国際公開第０３／０８２４０５号パンフレット 国際公開第０４／００６７５０号パンフレット 欧州特許出願第１２７３２３０号明細書 ＧＡＲＣＩＡ−ＴＯＲＯ，Ｍ．ＥＴ ＡＬ．，‘ＭＯＤＥＳＴ ＡＤＪＵＮＣＴＩＶＥ ＢＥＮＥＦＩＴ ＷＩＴＨ ＴＲＡＮＳＣＲＡＮＩＡＬ ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＳＴＩＭＵＬＡＴＩＯＮ ＩＮ ＭＥＤＩＣＡＴＩＯＮ−ＲＥＳＩＳＴＡＮＴ ＤＥＰＲＥＳＳＩＯＮ’，ＪＯＵＲＮＡＬ ＯＦ ＡＦＦＥＣＴＩＶＥ ＤＩＳＯＲＤＥＲＳ，２００１，６４，２７１−２７５ ＧＥＯＲＧＥ，Ｍ．Ｓ．‘ＮＥＷ ＭＥＴＨＯＤＳ ＯＦ ＭＩＮＩＭＡＬＬＹ ＩＮＶＡＳＩＶＥ ＢＲＡＩＮ ＭＯＤＵＬＡＴＩＯＮ ＡＳ ＴＨＥＲＡＰＩＥＳ ＩＮ ＰＳＹＣＨＩＡＴＲＹ：ＴＭＳ，ＭＳＴ，ＶＮＳ ＡＮＤ ＤＢＳ’，ＣＨＩＮＥＳＥ ＭＥＤＩＣＡＬ ＪＯＵＲＮＡＬ（ＴＡＩＰＥＩ），２００２，６５，３４９−３６０ ＬＩＳＡＮＢＹ，Ｓ．Ｈ．ＥＬ ＡＬ．，‘ＳＨＡＭ ＴＭＳ：ＩＮＴＲＡＣＥＲＥＢＲＡＬ ＭＥＡＳＵＲＥＭＥＮＴ ＯＦ ＴＨＥ ＩＮＤＵＣＥＤ ＥＬＥＣＴＲＩＣＡＬ ＦＩＥＬＤ ＡＮＤ ＴＨＥ ＩＮＤＵＣＴＩＯＮ ＯＦ ＭＯＴＯＲ−ＥＶＯＫＥＤ ＰＯＴＥＮＴＩＡＬＳ’，ＳＯＣＩＥＴＹ ＯＦ ＢＩＯＬＯＧＩＣＡＬ ＰＳＹＣＨＩＡＴＲＹ，２００１，５８，３０３−３０７ ＬＩＳＡＮＢＹ，Ｓ．Ｈ．ＭＤ．ＥＴ ＡＬ．，‘ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＳＥＩＺＵＲＥ ＴＨＥＲＡＰＹ ＯＦ ＭＡＪＯＲ ＤＥＰＲＥＳＳＩＯＮ’，ＡＲＣＨ ＧＥＮ ＰＳＹＣＨＩＡＴＲＹ，２００１，５８，３０３−３０７ ＬＩＳＡＮＢＹ，Ｓ．Ｈ．，‘ＵＰＤＡＴＥ ＯＮ ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＳＥＩＺＵＲＥ ＴＨＥＲＡＰＹ：Ａ ＮＯＶＥＬ ＦＯＲＭ ＯＦ ＣＯＮＶＵＬＳＩＶＥ ＴＨＥＲＡＰＹ’，ＴＨＥ ＪＯＵＲＮＡＬ ＯＦ ＥＣＴ，２００２，１８，１８２−１８８ ＴＥＲＲＡＣＥ，Ｈ．Ｓ．ＥＴ ＡＬ．，‘ＴＨＥ ＣＯＧＮＩＴＩＶＥ ＥＦＦＥＣＴＳ ＯＦ ＥＬＥＣＴＲＯＣＯＮＶＵＬＳＩＶＥ ＳＨＯＣＫ ＡＮＤ ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＳＥＩＺＵＲＥ ＴＨＥＲＡＰＹ ＩＮ ＲＨＥＳＵＳ ＭＯＮＫＥＹＳ’，ＳＯＣＩＥＴＹ ＦＯＲ ＮＥＵＲＯＳＣＩＥＮＣＥ ＡＢＳＴＲＡＣＴ ＶＩＥＷＥＲ ＡＮＤ ＩＴＩＮＥＲＡＲＹ ＰＬＡＮＮＥＲ，２００２，ＡＢＳＴＲＡＣＴ ＯＮＬＹ ＃１８４．１４ ＴＥＲＲＡＣＥ，Ｈ．Ｓ．ＥＴ ＡＬ．，‘ＴＨＥ ＣＯＧＮＩＴＩＶＥ ＥＦＦＥＣＴＳ ＯＦ ＥＬＥＣＴＲＯＣＯＮＶＵＬＳＩＶＥ ＳＨＯＣＫ ＳＴＩＭＵＬＡＴＩＯＮ ＡＮＤ ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＳＥＩＺＵＲＥ ＴＨＥＲＡＰＹ ＩＮ ＲＨＥＳＵＳ ＭＯＮＫＥＹＳ’，ＳＯＣＩＥＴＹ ＦＯＲ ＮＥＵＲＯＳＣＩＥＮＣＥ ＡＢＳＴＲＡＣＴＳ，２００１，２７（１），５３６．７，ＰＧＬ４１８ ＰＲＩＤＭＯＲＥ，Ｓ．，‘ＳＵＢＳＴＩＴＵＴＩＯＮ ＯＦ ＲＡＰＩＤ ＴＲＡＮＳＣＲＡＮＩＡＬ ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＳＴＩＭＵＬＡＴＩＯＮ ＴＲＥＡＴＭＥＮＴＳ ＦＯＲ ＥＬＥＣＴＲＯＣＯＮＶＵＬＳＩＶＥ ＴＨＥＲＡＰＹ ＴＲＥＡＴＭＥＮＴＳ ＩＮ Ａ ＣＯＵＲＳＥ ＯＦ ＥＬＥＣＴＲＯＣＯＮＶＵＬＳＩＶＥ ＴＨＥＲＡＰＹ ’，ＤＥＰＲＥＳＳＩＯＮ ＡＮＤ ＡＮＸＩＥＴＹ，２０００，１２，１１８−１２３ ＲＯＴＨ，Ｙ．ＥＴ ＡＬ．，‘Ａ ＣＯＩＬ ＤＥＳＩＧＮ ＦＯＲ ＴＲＡＮＳＣＲＡＮＩＡＬ ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＳＴＩＭＵＬＡＴＩＯＮ ＯＦ ＤＥＥＰ ＢＲＡＩＮ ＲＥＧＩＯＮＳ’，ＪＯＵＲＮＡＬ ＯＦ ＣＬＩＮＩＣＡＬ ＮＥＵＲＯＰＨＹＳＩＯＬＯＧＹ，２００２，１９（４），３６１−３７０ ＴＲＩＶＥＤＩ，Ｍ．Ｈ．，ＭＤ．，‘ＴＲＥＡＴＭＥＮＴ−ＲＥＳＩＳＴＡＮＴ ＤＥＰＲＥＳＳＩＯＮ：ＮＥＷ ＴＨＥＲＡＰＩＥＳ ＯＮ ＴＨＥ ＨＯＲＩＺＯＮ’，ＡＮＮＡＬＳ ＯＦ ＣＬＩＮＩＣＡＬ ＰＳＹＣＨＩＡＴＲＹ，２００３，１５（１），５９−７０

本発明は、ＭＳＴに用いられる改良されたシステムを対象としており、従って重度の精神病の治療に用いられる。

本発明は患者に磁気痙攣療法を行うシステムを提供するものであり、患者の皮質における誘導電流密度が患者に痙攣を起させるのに十分なように電流パルスを磁気コイルに印加するための電源スイッチと、患者をモニターするためのモニターシステムと、痙攣の進行中に追加的な刺激を防ぐ制御システムとを有する。

本発明の前述した態様および他の態様は下記の説明および特許請求の範囲によってより明らかになる。

図１を参照して説明すると、本発明のシステムには参照番号１が付与されている。このようなシステムは、磁気痙攣療法を必要とする患者２に当該磁気痙攣療法を行うために使用される。

本発明は、以下に罹患しているヒト等の患者を治療するために使用される：重度のうつ病性障害、癲癇、統合失調症、パーキンソン病、トゥレット症候群、筋萎縮性側索硬化症（ＡＬＳ）、多発性硬化症（ＭＳ）、アルツハイマー病、注意欠陥／多動性障害、肥満症、双極性障害／躁病、不安障害（広場恐怖症を伴うパニック障害および伴わないパニック障害、社会不安障害としても知られる対人恐怖性、急性ストレス障害、全般性不安障害）、心的外傷後ストレス症候群（ＤＳＭにおける不安障害の１つ）、強迫性障害（ＤＳＭにおける不安障害の１つ）、疼痛（片頭痛、三叉神経痛）（さらに、糖尿病性神経障害などの神経因性疼痛、線維筋痛症などの帯状疱疹後神経痛、局所性筋膜性疼痛症候群などの慢性疼痛）、脳卒中後のリハビリテーション（神経可塑性誘導）、耳鳴、統合を容易にするための移植神経細胞の刺激、物質関連障害（アルコール、コカイン、アンフェタミン、カフェイン、ニコチン、大麻に対する依存症、乱用および禁断症状）、脊髄損傷および再生／リハビリテーション、頭部外傷、睡眠遮断の反転、原発性睡眠障害（原発性不眠症、原発性過眠症、概日リズム睡眠障害）、認識促進、認知症、月経前不機嫌性障害（ＰＭＳ）、薬物送達システム（細胞膜の薬物に対する透過性を変化させる）、タンパク質合成の誘導（転写および翻訳の誘導）、吃音、失語症、嚥下障害、本態性振戦、または摂食障害（過食症、食欲不振症、過食症）。

上述したように、前記システム１は、モニターシステム３と、コンピュータ４と、制御システム５と、電源スイッチ６と、電源７とを有する。

磁気痙攣療法
痙攣は、重度のうつ病性障害、妄想性うつ病、重度の内因性うつ病、急性躁病エピソード、および短期的急性発症の情動症状を有する統合失調症の治療に有効であることが知られている。さらに、当業者であれば、ＥＣＴまたは薬物療法と比べるとＭＳＴは副作用が少ないことは周知である。

導体に誘導される電場の大きさは、当該導体を横切る磁束密度の変化率に比例する。当業者であれば周知のファラデーの法則は、Ｅ〜−（ｄＢ／ｄｔ）で表すことができ、ここでＥは誘導電場（ボルト／メートル）、ｄＢ／ｄｔは磁束密度(テスラ／秒)の時間変化率である。すなわち、導体などの物体に誘導された電場量は、前記磁束密度および前記磁束密度の時間変化率の２要因によって決定される。磁束密度および誘導体がより大きいほど誘導電場およびそれによって生じる電流密度はより大きくなる。生体構造における電気刺激との関連において、生体構造の特定部分（例えば、神経、組織、筋肉、脳）は導体として機能し、電場が提供されると電流を搬送する。時間変動の（例えばパルス）磁場を身体の一部に印加ことにより、これらの生体構造の一部に電場を経皮的に提供することが可能である。例えば、時間変動磁場を頭蓋全体に印加して脳細胞に電場を生成し、電流を発生させることができる。誘導電流の密度が十分である場合、神経細胞膜電位は、細胞膜のナトリウムチャネルが開き、活動電位応答が生じる程度に減少する。

１実施形態において、前記システム１は、急速に変化して電場を発生させる磁束を供給するために使用され、この磁束により前記患者２の体内に電流が誘導される。前記磁束密度は、磁場の発生源からの距離の２乗に比例して強度が減少するため、当該磁束密度は導体が前記電場の発生源により近いほどより大きくなる。

次に図２を参照して説明すると、実施中において電流（「パルス」）のパルスをコイルに印加することにより磁場が発生する。前記パルスを変化させることによって電場が誘導される。約１０〜１５ミリ−アンペア／ｃｍ^２若しくはそれ以上の誘導電流密度は神経細胞を脱分極させるのに十分である。既知の皮質部位における約２０ミリ−アンペア／ｃｍ^２〜約４５ミリ−アンペア／ｃｍ^２の誘導電流密度によってヒトに痙攣を誘発することが可能である。

前記パルスは、連続パルス（当該技術分野では「バースト」とも呼ばれる）として印加することも可能である。前記バーストは、パルス数、パルス幅、および印加時間によって決定される。また、これらのパラメータは周波数（パルス／秒）で表すこともできる。通常、ＭＳＴバーストとしては約２〜約８秒の範囲に渡って、約４０〜約６０ヘルツの範囲の周波数が望ましい。パルス幅は約５００マイクロ秒であってもよい。

代替実施形態において、前記周波数は、約２０〜約１２０ヘルツの範囲である。

前記バーストの印加に続いて前記痙攣が発症するか、若しくは刺激が不十分な場合は待機時間になる。この待機時間はコイルを冷却し、コンデンサを再充電するのに必要な時間、および生理学的な回復時間によって決定される。１実施形態においては、前記パルスバーストによりコイル中に抵抗損失が発生することによって熱が発生するが、前記装置の約４２℃を超える部分は一切患者に接触してはならないため、次のバーストを印加する前にコイルを冷却する必要がある。従って、通常、前記待機時間を１分間の定時隔に設定し、これにより次のパルスバーストをトリガーする前に状態が適切であるよう確実にする。

１実施形態においては、前記待機時間は１分未満である場合もある。より効率的なコイル（即ち、より抵抗損失が少なく、より必要電流が少ないもの）によって、本発明の一部の実施形態において待機時間を１５〜２０秒まで短縮可能にすることが確実になる。より効率的な強磁性コイル、およびコンデンサの充電時間とコイルの加熱特性を考慮する前記制御システム内のシステムインテリジェンスを使用することにより、バースト刺激を１分間に１回より急速に印加する性能を達成することができる。前記システムは、最小限の可変トリガー遅延を提供すると同時に上述の制限パラメータを考慮する。さらに、強磁性コアの設計では、空芯コイル設計よって達成される磁場強度と同等の磁場強度を達成するのに約半分の電流のみを必要とするため、コイルの加熱が著しく減少する。これにより、抵抗加熱が印加電流の２乗分減少する。

モニターシステム
図１で図示するように、モニターシステム３は患者をモニターするよう提供されている。モニター工程では従来の脳波（「ＥＥＧ」）法または当該脳波法のサブセットを使用する場合もある。痙攣の開始時および停止時を決定するためにＥＥＧを使用することが可能である。通常、ＭＳＴによって誘発された痙攣は約２０秒間継続する。これと比較すると、ＥＣＴによって誘発された痙攣は約１２０秒間継続する可能性がある。前記ＥＥＧモニターでは３〜６のリード線のみを必要とする。また、バースト間の皮質興奮性（即ち、α（アルファ）波活動）をモニターするためにＥＥＧを使用することが可能である。

１実施形態においては、少数（例えば３〜６）のリード線および電極を患者に取着するＥＥＧモニターが提供されている。当業者であれば、前記電極またはリード線が、パルス磁場によって誘導される可能性のある大量の渦電流を伝導しないための措置を講じる必要があることを認識している。１実施形態において、このような措置は、高インピーダンス設計を利用し伝導断面を最小限にするか、若しくは磁場が関与しない場所に前記電極を配置することによって達成することができる。前記ＥＥＧモニターは、技師および前記ＭＳＴシステムに患者の痙攣状態に関する情報を提供する。例えば、α波によって患者が正常の安静状態であるか、痙攣前の状態であるか、痙攣が進行中であるか、安静状態に回復（後痙攣）したかを示すことが可能である。

この情報は、痙攣が進行中にパルスを「ロックアウト（ｌｏｃｋ ｏｕｔ）」するために、若しくは印加出力レベルが前記好適な痙攣を誘発するのに十分であるかを示すために非常に有効である。ロックアウトは追加的刺激を中止または防ぐことを指す。このようなロックアウト指示によって手動制御機能が提供される場合がある。また、このようなロックアウト指示は他の実施形態には提供されていない場合もある。ロックアウトには、コイルへの電流の流れを中断する工程と、患者を磁場から遮断若しくは保護する工程と、刺激を防ぐよう患者からコイルを十分な距離を置いて移動させる工程とが含まれる。

さらに、第１のパルスバーストの前、およびパルスバースト間の皮質興奮性を測定するために前記ＥＥＧを使用する場合もある。これにより、痙攣を誘発するのに必要とされるレベルに到達するために、後続パルスの出力レベルを予測しながら高めることが可能になる。皮質興奮性の変化を解明することにより、必要試行回数を最小限にすることが可能になり、その結果手順が短縮され、患者を不必要な刺激に曝す回数が減少する。不必要な刺激は人為的に皮質興奮性レベルを向上させ、最終的には好適な痙攣を達成するのにより高い刺激電力が必要となる。

さらに、モニター工程は、心電図（「ＥＣＧ」）法を利用して、治療に対する非定型的な心臓反応、例えば心不整脈または臨床介入必要とする他の異常などを検出する工程を含む場合がある。

また、モニター工程は、従来の方法を利用して、血圧（ＮＩＢＰ）および／または心拍数（ＨＲ）をモニターする工程を含む場合もある。

コンピュータおよび制御システム
前記システム１はさらにコンピュータ４を具備する。前記コンピュータはディスプレイなどのユーザーインターフェースと中央処理装置などのシステムインテリジェンスとを有する。

制御システム５は前記システム１の一部として提供されている。この制御システム５は、状態のモニター、安全限度の決定、治療パラメータの記録、機械装置の状態変更（スタンドバイ、較正、運動閾値、治療およびサービスモードなど）、治療の開始と終了、およびシステム診断を行うための装置またはロジックを有する。

１実施形態においては、制御は手動で行われる。本実施形態では、患者が既に痙攣を起している間、コイルが動作するのを防ぎ、痙攣を誘発するのに必要とされる用量を推定するために熟練技師が必要とされる。

別の実施形態において、前記システムでは、治療、モニターおよび用量予測を１つのシステムに統合することによりＭＳＴのより最適な管理が可能となっている。１実施形態において、前記モニターシステム３は前記制御システム５に接続されて、痙攣中の刺激をロックアウト、心調律の異常が起こった場合における刺激のロックアウト、試行間の皮質興奮性を決定して次の試行のための出力レベルの設定、後続試行のために出力レベルの増加率の自動制御を行う。

運動閾値
一般的に磁場の強度および切替速度は、運動閾値の２倍を超える程度である必要がある。この運動閾値は、患者の短母指外転筋（ａｂｄｕｃｔｏｒ ｐｏｌｌｉｃｉｓ ｂｒｅｖｉｓ：ＡＰＢ）（即ち、患者の親指の運動）に対応する運動皮質の領域がパルス磁場によって刺激されたときに、当該短母指外転筋に誘発電位を発生させるのに必要な磁場の最低強度および切替速度を表す。本発明によると、右側の運動野の位置および弛緩時の運動閾値は、左半球よりも先に特定化された（Ｅｐｓｔｅｉｎ ＣＭ，Ｌａｈ ＪＫ，Ｍｅａｄｏｒ Ｋ，Ｗｅｉｓｓｍａｎ ＪＤ，Ｇａｉｔａｎ ＬＥ， Ｄｉｈｅｎｉａ Ｂ，Ｏｐｔｉｍｉｚｅｄ ｓｔｉｍｕｌｕｓ ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ ｆｏｒ ｌａｔｅｒａｌｉｚｅｄ ｓｕｐｐｒｅｓｓｉｏｎ ｏｆ ｓｐｅｅｃｈ ｗｉｔｈ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｂｒａｉｎ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ，Ｎｅｕｒｏｌｏｇｙ，１９９６；４７：１５９０−１５９３を参照。この参照により、この内容の全体の開示は本明細書に組み込まれる。）１ヘルツの速度で刺激中、刺激コイルを中央左の領域全体で移動させ、前記装置の出力を徐々に調節して活性化の最低強度の点を位置決定し、当該位置における磁気閾値を決定する。次に前記位置を記録する。運動閾値を決定するために第１の治療セッションでは約５〜１０分必要であるが、前記活性化の最低強度の位置が既に記録されているため、後続のセッションではより短時間で済む。

ＭＳＴ制御
ＭＳＴ療法で刺激を行うために、前記コイルは通常頭頂上に再配置される。１実施形態において、患者に痙攣を誘発する方法は、当該患者に痙攣を起させるのに十分な磁場強度および切替速度を利用して磁場を当該患者に印加する工程を有する。この実施形態においては、周波数約４０〜６０ヘルツの少なくとも１つのバーストを約２〜８秒間印加する。あるいは、前記バースト強度は患者の運動閾値の２倍を超える程度である必要がある。

あるいは、バーストを印加し、痙攣が誘発されない場合は前記パルスバースト長を増加する漸次増加手順（ｒａｍｐ−ｕｐ ｐｒｏｃｅｄｕｒｅ）を使用することも可能である。痙攣が誘発されるまでこのような工程を繰り返す。前記漸次増加手順は適切なソフトウェアなどで自動的に達成するか、若しくは手動で達成することが可能である。

１実施形態において、前記制御システム５はパルス生成工程を正確かつリアルタイムで制御し、（前記モニターシステム３によって決定される）ＥＥＧまたはＥＣＧの状態によりＭＳＴ刺激を与えることが不可能な場合は、前記パルス生成工程をロックアウトするシステムを具備する。

１実施形態において、前記制御システム５は、治療パラメータおよび生理学的パラメータを追跡および表示することが可能である。

安全機能
１実施形態において、前記制御システム５は、（ＥＣＧの測定値によって決定される）心不整脈または臨床介入必要とする他の異常などが起こった場合アラームを提供し、またこのような状態下では刺激をロックアウトする。

１実施形態において、前記制御システム５は、痙攣が進行中である場合（ＥＥＧによって決定される）信号を提供し、また、このような状態下では刺激をロックアウトする。

１実施形態において、前記制御システム５は周波数（パルス繰り返し数）、出力レベル、皮質興奮性、運動閾値、または他のパラメータに関する望ましくない設定を回避するために上限を提供する。

ロギング機能
１実施形態において、前記制御システム５は、さらに、痙攣を誘発する設定、痙攣持続時間、心拍数、前記コイルの位置、皮質興奮性レベル、事前痙攣閾値情報、血圧、またはＥＥＧ（あるいはＥＣＧ）データなどのセッションにおける記録パラメータを含む。

電源
１実施形態において、電源スイッチ６は前記制御システム５によってトリガーされ、電源７から電圧を印加する。１実施形態において、前記電源スイッチは、シリコン制御整流器（ｓｉｌｉｃｏｎ ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ ｒｅｃｔｉｆｉｅｒ：ＳＣＲ）、絶縁ゲート双極トランジスタ（ｉｎｓｕｌａｔｅｄ ｇａｔｅ ｂｉ−ｐｏｌａｒ ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ：ＩＧＢＴ）、絶縁ゲート整流サイリスタ（ｉｎｓｕｌａｔｅｄ ｇａｔｅ ｃｏｍｍｕｔａｔｅｄ ｔｈｙｒｉｓｔｏｒ：ＩＧＣＴ）などの固体切替装置である。本実施形態において、前記電源７は、１〜２ｋＶに充電した大型のコンデンサ（例えば５０〜１００マイクロファラッド）を具備する。これによりインダクタンスおよび抵抗を基にして正弦波の電流パルスがコイル８を貫流し患者に印加される比例磁場が発生する。

コイル
１実施形態において、前記磁場は、（１秒につき２０〜１００パルス）のパルス繰り返し数およびＭＳＴに必要とされる出力レベル（患者の運動閾値レベルの１．５〜３．０倍）で効率的に動作するよう設計されたコイル８によって提供される。前記電源で説明したように、ＩＧＢＴおよびＩＧＣＴ電源切替回路は、当該パラメータでの最適な動作に特に適している。最も簡略的なコイルは、当該コイルの平面に対して垂直に向う磁場を伴う円形ループ状のものである。強磁性コアコイルおよび空芯コイル設計を使用する場合もある。

空芯コイル
１実施形態において、前記コイルは、神経学研究に通常使用されているような（例えばＭａｇｓｔｉｍ、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ）８の字空芯コイルである。頭部形状に容易に適合する類似形状（例えば「Ｍａｇｓｔｉｍ１対円錐形コイル」）が使用される場合もある。当業者であれば周知のように、空芯コイルは形状制限および熱制限の範囲内で使用される。

例えば、ＭＳＴシステムは、意図的に痙攣を誘発するために比較的高いパルス繰り返し数および磁束密度で動作する。この高電流レベルおよび繰り返し数によって、空芯コイルの場合該当するように、巻数の多い（例えば、>２０）コイル中の抵抗加熱が非常に高くなる。前記磁場が対象皮質組織を刺激するのに最適化されるように強磁性コアの形状を設計することが可能である。空芯コイルにおいては、巻線が占める物理的な容積および当該巻線を頭蓋骨に可能な限り近接させて配置する必要性から形状選択に制限があるため、このような最適化を達成することはより困難である。

強磁性コアコイル
強磁性コアにおいては前記巻線をコアの周囲に分布させることが可能なため、巻線が頭蓋骨近接部に密集することがなく、電極をより最適な位置に配置する空間が生まれる。また、強磁性コアにおいては効率性が向上するため、同様の空芯コイルによって発生する磁束密度と同等の磁束密度を発生させるのに約４分の１の電力のみを必要とする。ＭＳＴ動作には高出力レベルが必要とされるため、この効率性における利得は得に重要である。

略半球状強磁性コアは１実施形態であり、また別の実施形態は、少なくとも０．５テスラの磁気飽和を有する磁性材料を含む強磁性コアを有する。このような強磁性コアは、痙攣部位として最も可能性の高い領域の磁場分布を最適化するよう成形されている。ＭＳＴ中に到達する皮質構造はＴＭＳうつ病治療において通常刺激される組織と比べより深部（例えば帯状回）にある。前記強磁性コアにより磁場の効率的な局在化が可能となる。

図３を参照して説明すると、１実施形態において、本発明は強磁性コア材から成る刺激装置１０を有する。以下に説明するように、前記装置は巻線１４で包囲された強磁性コア１２を有する。前記コア１２と巻線１４との間に絶縁材１６が配置されている。前記装置１０は、当該装置１０を上述した制御システム（図示せず）に接続するためのケーブル２０を具備する。前記ケーブル２０は、保護および張力緩和のためにハウジング１８で覆われている場合もある。

高飽和強磁性コア材の使用のために設計されたコイルは、少数の巻線で高磁束密度を達成でき、使用目的および治療の深さに応じて前記鉄芯を成形することにより磁場形状を操作することが可能なため、ＭＳＴに理想的に適している。

強磁性コア１２は、様々な強磁性体、例えば３％の方向性ケイ素鋼またはバナジウムパーメンジュール（ｓｕｐｅｒｍｅｎｄｕｒとしても知られる）などで製造することが可能である。前記材料は、高飽和レベルと、鋭角な屈曲点を有するＢ−Ｈ曲線（すなわち、飽和状態から非飽和状態に急激に切替わる）と、低渦電流損と、実用的なコストとを有するよう選択される。前記コア材料は電気的に絶縁された多数層に製造され、低渦電流損を最小限にする必要がある。前記積層の方向は前記渦電流を防ぐような方向である必要がある（即ち、可能な限り誘導電流の流れる方向と垂直）。また、前記材料に粒子配向がある場合、当該材料を前記誘導磁束と平行に位置付けする必要がある。

前記コアの物理的形状は磁極面の間の磁場の望ましい形状によって決定される。深さ２〜３センチメートルにおける皮質神経細胞を刺激するためのコア形状の１実施形態は、（内径約１．３インチ、外径約３．９５インチ、奥行き約２．２２３インチを有する）円環体であり、この円環体では楔形部分が取り除かれ、磁極面の間の角度が約１４０度になっている。

電流が前記巻線を貫流する際に前記コアに磁束が発生するよう通常、６〜１０巻線（できる限り少なくてもよい）の導線を前記コア材料の周囲に配置する。前記巻線と前記コアとの間の短絡を防ぐために電気絶縁体を当該巻線と当該コアとの間に配置する。１．５ｋボルトのピーク電圧が通常前記コイルに印加されるため、これは特に重要である。巻線は、固体導体、より線導体、または個々の導体が通常、平面束状に各導体から電気的に絶縁されているＬｉｔｚ導線などの低損失導体でできている可能性がある。ピーク電流レベルは１０００アンペアを超えるレベルに達する可能性があるため、線番号は抵抗加熱が最小限になる程度の大きさである必要がある（通常、標準規格の導体でＮｏ．１０ ＡＷＧ以上）。円形断面を有する導体は、皮膚の影響から平断面の導体ほど効果的ではない。円形断面の導体の中央より線が搬送する電流は非常に少ないが、平面導体においては電流は導体全体に略均一に分布する。また、Ｌｉｔｚ導線も平断面を有するため非常に効率的だが、増加費用およびより困難な製造工程を鑑みると増分効率は少ない。さらに、平面導線では非常に効率的な巻付けおよび梱包が可能になる。従って、１実施形態は、Ｎｏ．８ ＡＷＧ相当の通電容量を有する平面固体銅線を含む。前記平面導線は、刺激駆動回路にリモート接続するために、リード線（通常、柔軟性のある銅のより線）にはんだ付けされる。

高電流で前記巻線にパルスを送ると、フープ応力が前記巻線に誘導され、前記導体が物理的に移動する結果となる。このため、高抗張力および良好な熱伝導率を有するエポキシで前記巻線を適所に接着し、抵抗加熱によって発生した熱または渦電流の全てを前記コイルアセンブリの外面に伝導する。

前記強磁性コアは、積層を電気的に絶縁する絶縁体で被覆された選択強磁性基板から成るリボン（通常１２〜１４ミルの厚さ）をスプールして円環体にすることにより製造可能である。巻き付けられたスプールは、エポキシに含浸するか、若しくはタック溶接して、追加加工のために機械的に固定する。前記円環体からくさび形部分を切削して２つの磁極面を生成する。前記切削工程によって積層回路全体が短絡することがあるため、切削したコアをリン酸槽に約１時間浸漬してバリにエッチング処理を行う。積層間の抵抗を測定し、適切なエッチング処理を確実にする。前記切削したコアはマイラー（または他の絶縁体）でテープ付して絶縁隔壁を提供する。通常この時点で機械的ブラケットを追加し、仕上げ加工されたコイルに機械的に取着する手段を提供する。次に、前記巻線が望ましい場所に配置されるよう注意しながら平面導線を螺旋状に前記コアの周囲に巻く。前記平面導線の両端にリード線をはんだ付けする。次に、この導線を巻き付けたコアアセンブリをエポキシに浸漬、エポキシで被覆、またはエポキシに含浸して前記巻線を適所に機械的に接合する。硬化後、前記アセンブリは試験のための、および閉じた最終的なアセンブリができる状態になる。

別の実施形態において、前記強磁性コアは米国特許第６、１３２、３６１号明細書および米国特許第５、７２５、４７１号明細書に従っており、当該開示の全体はこの参照により本明細書に組み込まれる。前記コイルは、ＭＡＧＳＴＩＭ８の字コイルからの電場と分布が類似する電場を誘導するが、より小さく、より効率的で、特に冷却する必要がない。

本発明は患者を治療するためのシステムを含み、このシステムは、少なくとも０．５テスラの磁気飽和を有する略半球状の磁気コアを使用して磁場を患者に印加し、前記磁場の強度および切替速度は患者に痙攣を起させるのに十分なものである。

本発明は、さらに、患者に痙攣を起させるためのシステムを含み、このシステムは少なくとも０．５テスラの磁気飽和を有する略半球状の磁気コアを使用して前記切替速度での痙攣を起させるのに十分な強度の磁場を患者に印加する。

コイル保定装置
図１を再度参照して説明すると、１実施形態において、前記コイル８はコイル保定装置９で位置決めされている場合がある。前記コイル保定装置は、技師が患者の適切な部位に前記コイルを配置するのを補助するサブシステムであり、当該コイルの重さを支持し、ＭＳＴ手順の間前記コイルの位置を保持する。前記コイル保定装置は機械的、電気機械的、ロボティックであってもよく、かつ光学的配列法、磁気配列法、またはビデオ配列法を利用する場合もある。１実施形態において、「Ｍｅｔｈｏｄ Ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ Ｆｏｒ Ｃｏｉｌ Ｐｏｓｉｔｉｏｎｉｎｇ Ｆｏｒ ＴＭＳ Ｓｔｕｄｉｅｓ」と題する、２００４年１月６日に提出された米国特許出願第１０／７５２，１６４号（代理人整理番号ＮＮＩ−００１１）の方法に従って、前記装置を適所に位置決めおよび保持してもよい（当該特許出願はこの参照によりその全体を複製したものとして本明細書に組み込まれる。）
１実施形態において、前記システム１は、さらに、支持機構を有する（図示せず）。

１実施形態において、前記システム１は、さらに、ノイズ低減のためのシステムを有する。ＭＳＴ刺激レベルによって望ましいレベルを超過する音響ノイズが発生する。１実施形態において前記システム１は、前記コイルを真空空洞または部分的真空空洞に入れ、ヒートシンクおよび（強磁性流体を含む）流体循環によって熱を周囲環境に放射できる領域に移動させることにより前記ノイズを低減するコイル設計を組み込んでいる。また、患者が過度の音響ノイズに露出されるのを軽減するためにヘッドフォンおよび耳栓を提供する場合もある。

１実施形態において、前記システム１は、さらに、椅子および位置決め用パッドを含む患者の位置決め用補助装置を有する。

当業者であれば容易に理解できるように、有用な印加用量は年齢、体重、髪の毛の太さ、特定の治療領域、さらに治療上および診断上の使用目的などの要因に応じて変化する。通常、下位レベルの用量を印加し望ましい効果を達成するまで用量を増加する。

図４は装置４０（図６および６Ａ）を「動作」するために使用する電気回路５０を示す。標準の１２０ボルト、６０Ｈｚ信号によって回路５２を起動する。変圧器５４は電圧を約１〜３ｋＶまで増幅させる。次に、この高電圧ＡＣは全波整流ブリッジ５６に給電される。前記全波整流ブリッジ５６からの信号は次にダイオード５８を通過しコンデンサ６０を充電する。前記コンデンサ６０の左または上流の全電気構成部品の目的は当該コンデンサ６０を充電することである。前記回路５０に滞留し、前記装置４０に供給されるエネルギーは電圧の２乗の２分の１Ｃ（コンデンサ値）倍である。

サイリスタ６２が低制御電圧パルスでトリガーされると、電流が当該サイリスタを通過して前記磁気コア１０に流入する。１実施形態において、前記サイリスタ６２は場制御サイリスタ（ｆｉｅｌｄ ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ ｔｈｙｒｉｓｔｏｒ：ＦＣＴ）である。１実施形態において、前記サイリスタ６２は、周波数を１００Ｈｚと同等または１００Ｈｚを超えるレベルに改善する絶縁ゲート双極トランジスタ（「ＩＧＢＴ」または絶縁ゲート整流サイリスタ（「ＩＧＣＴ」）である。

上述のエネルギーの殆どは前記コンデンサ６０に戻り、初期充電とは異極性の状態で再充電される。前記逆充電されたコンデンサ６０は、並列接続されたダイオード６４を通過して前記磁気コア１０に直ちに再放電する。論理的には、上述のエネルギーの全ては初期極性に従ってコンデンサ６０に流入し当該コンデンサを再充電する。当然のことながら、実際にはこのＬＣ回路には多少の損失があり、前記サイリスタ６２は直ちには遮断しない。実際には、磁気コア１０の電流が完全に遮断される前にこのＬ回路の指数関数的に減衰する２〜３のリングサイクルが観察された。遮断後、前記コンデンサ６０は、初期充電の場合と同様にダイオード５８を通過して充電される。当該コンデンサは前記サイリスタ６２が再びトリガーされるまで継続的に充電される。

当業者であれば自明であるが、図示した回路は本発明を実施するための１実施形態にすぎず、（コンデンサの二重配列などの）他の回路設計を利用して前記磁気コアを動作することが可能である。

本発明を以下の実施例においてさらに説明する。

ＭＳＴを必要とする患者を以下のように治療する。患者は、病歴、理学的検査、神経学的検査、ＥＣＧおよび臨床検査を含む治療前の検診を受ける。痙攣閾値に影響を与える薬物を記録し、臨床的に可能である場合は当該薬物を減少または中断する。モノアミンオキシダーゼ（ＭＡＯ）阻害薬を治療２週間前に中断し、患者が実質的にリチウムを含まない状態にする。治療開始前に重度の高血圧症を調節する。機能低下した循環器系の状態は詳細に評価およびモニターされる。

８〜１２時間の絶食後前記ＭＳＴ治療を早朝に行う。口部および聴覚保護を提供する。前記治療前にアトロピンまたは他の抗コリン剤を投与する。静脈ラインを末梢静脈に配置し、患者が完全に回復するまで当該静脈が維持される。最初に麻酔性メトヘキシタールを投与し、次に筋弛緩のためにスクシニルコリンを投与する。１００パーセントの酸素を使用した陽圧バッグで換気支援を提供する。前記手順全体を通してＥＥＧ、ＥＣＧ、血圧および脈拍数をモニターする必要がある。刺激装置を両側前頭側頭骨（両側）あるいは片側前頭側頭骨（片側）のいずれかに配置する。特に非優位側における片側ＭＳＴが好ましいが、両側におけるＭＳＴはある特定の患者または状態に有効である。

痙攣閾値は患者の間で大きく変化し、決定するのが困難であるが、十分な痙攣を誘発する最低量のエネルギーを使用するべきである。この最低量のエネルギーの使用は、運動閾値を決定し、当該運動閾値の２倍を越える強度を印加または漸次増加法を適用することによって達成可能である。

前記コイルによって発生する磁束密度は約０．１〜２テスラである。周波数は５Ｈｚ〜１２０Ｈｚ、通常４０Ｈｚ〜６０Ｈｚ、または１００ヘルツを超える。バースト持続時間は０．１〜６０秒、または２〜８秒の範囲である。

痙攣モニターは、ＥＥＧによって、若しくは血圧計カフを腕または足に配置して筋弛緩剤を注射する前に収縮期圧以上に膨張させる「カフ」技術によって達成可能である。片側ＭＳＴにおいては、前記カフを前記コイルと同側に配置して、確実に両側における痙攣を起させるようにする。

治療過程における治療回数は変化する。６〜１２の治療回数が通常有効である。１実施形態においては、週に３回治療を行う。

本明細書に記載した特許、特許出願および引用公報のそれぞれは、この参照によりその全体が本明細書に組み込まれるものである。

当業者であれば上述の記載から本明細書に記載の変更に加えて本発明に様々な変更を行うことが可能であることは明らかである。また、そのような変更は添付の特許請求の範囲内に該当する。

図１は、本発明に従った、磁気痙攣療法を行うためのシステムの概略図である。 図２は、本発明システムを用いた磁気痙攣療法の概略図である。 図３は、磁場を生成するための磁気コイルを含む装置の斜視図である。 図４は、前記装置を刺激するために使用される電気回路の概略図である。

Claims (22)

1. 磁気痙攣療法を必要とする患者に該磁気痙攣療法を行うためのシステムであって、
   磁気コイルと、
   前記磁気コイルの誘導電流密度が前記患者に痙攣を起させるのに十分であるように電流パルスを該磁気コイルに印加するための電源スイッチと、
   前記患者をモニターするためのモニター装置と、
   前記磁気コイルによって発生された磁界を予測的に調節するため及び痙攣が進行しているときは追加的な刺激を防ぐための制御装置であって、前記患者に痙攣を誘発するのに十分になるまで前記磁界を増大させる制御装置
   を有することを特徴とするシステム。
2. 請求項１記載のシステムにおいて、前記モニター装置は、ＥＥＧモニター、ＥＣＧモニター、血圧モニター、および心拍数モニターのうちの少なくとも１つを含むことを特徴とするシステム。
3. 請求項１記載のシステムにおいて、前記制御装置は、前記磁気コイルへの電流の流れを中断することにより追加的な刺激を防ぐことを特徴とするシステム。
4. 請求項１記載のシステムにおいて、前記制御装置は、前記患者を磁場から遮断することにより追加的な刺激を防ぐことを特徴とするシステム。
5. 請求項１記載のシステムにおいて、前記制御装置は、前記磁気コイルを前記患者から十分な距離を置いて移動させて追加的な刺激を防ぐことにより、刺激を防ぐことを特徴とするシステム。
6. 請求項１記載のシステムにおいて、前記電流パルスは２〜８秒の間印加されるバーストの一部であることを特徴とするシステム。
7. 請求項６記載のシステムにおいて、前記バーストは４０〜６０ヘルツのパルス繰り返し数で印加されることを特徴とするシステム。
8. 請求項６記載のシステムにおいて、前記バーストは１００ヘルツを超えるパルス繰り返し数で印加されることを特徴とするシステム。
9. 請求項６記載のシステムにおいて、さらに、
   前記バーストの後１分未満の待機時間後に、第２のバーストを有することを特徴とするシステム。
10. 請求項１記載のシステムにおいて、さらに、
    前記磁気痙攣療法におけるパラメータを記録するための装置を有することを特徴とするシステム。
11. 請求項１記載のシステムにおいて、前記制御装置は、痙攣の発生を示す信号を提供することを特徴とするシステム。
12. 請求項１記載のシステムにおいて、前記磁気コイルは、半球状磁気コアであって、少なくとも０．５テスラの磁気飽和を有することを特徴とするシステム。
13. 請求項１記載のシステムにおいて、このシステムは、さらに、
    前記磁気コイルによって発生する磁場を調節するフィードバック回路を有することを特徴とするシステム。
14. 請求項１３記載のシステムにおいて、前記フィードバック回路はパルス繰り返し数を調節することを特徴とするシステム。
15. 請求項１３記載のシステムにおいて、前記フィードバック回路はバースト長を調節することを特徴とするシステム。
16. 請求項１３記載のシステムにおいて、前記フィードバック回路は磁束密度を調節することを特徴とするシステム。
17. 請求項１記載のシステムにおいて、さらに、
    前記モニター装置によって提供される信号を解析するためのコンピュータ処理装置を有することを特徴とするシステム。
18. 請求項１７記載のシステムにおいて、前記処理装置は、患者の測定された皮質興奮性と痙攣を反映した皮質興奮性とを比較することを特徴とするシステム。
19. 請求項１８記載のシステムにおいて、前記痙攣を反映した皮質興奮性は所定のＥＥＧ信号であることを特徴とするシステム。
20. 請求項１８記載のシステムにおいて、前記患者の測定された皮質興奮性はＥＥＧ信号の関数であることを特徴とするシステム。
21. 請求項１７記載のシステムにおいて、前記処理装置は、前記磁気コイルによって発生する磁場を調節するフィードバック回路に信号を提供することを特徴とするシステム。
22. 請求項１７記載のシステムにおいて、前記処理装置は表示装置に信号を提供し、前記磁気コイルによって発生する磁場を手動調節することを可能にすることを特徴とするシステム。

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