JPWO2016159371A1 - 経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置 - Google Patents

Abstract

経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置は、コイルが人間の頭部表面に対向するように設けられ、電磁誘導によって脳内の磁気刺激対象領域に誘導電場による電流を発生させてニューロンを刺激する経頭蓋磁気刺激装置のためのコイル装置であって、所定の基準面に沿って導線を巻回して構成されたコイルと、上記頭部とは上記コイルを挟み反対側である位置において、前記コイルに対向するように設けられ、前記コイルが駆動されたときに誘導電場による電流が流れ、かつ当該誘導電場による電流により上記脳内の磁気刺激対象領域に流れる誘導電場による電流を、磁性体がないときに比較して増大させる磁性体を備える。

Description

本発明は，経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置、及び上記コイル装置を備えた経頭蓋磁気刺激装置に関する。

１．１ 従来技術
近年，脳卒中などの生活習慣病の患者数が増加している。生活習慣病の後遺症の１つが，神経障害性疼痛である。神経障害性疼痛とは，何らかの理由によって神経が障害され，それによって生じる手足の痛みである。

通常，神経障害性疼痛の治療法として最初に行われるのは，薬物治療である。しかし，薬物治療は，治療対象範囲が狭く，すべての患者に対して有効というわけではない。このような事情から，頭部に埋め込まれた電極を使って大脳一次運動野を直接電気刺激する方法が提案された。しかし，埋め込み電極を用いた電気刺激治療は，開頭手術が必要であるため，患者の負担が非常に大きい，という問題がある。

そこで，大阪大学の齋藤氏らは，鋭意研究を重ね，埋め込み電極を使わず非侵襲的に大脳一次運動野を刺激する経頭蓋磁気刺激法（具体的には，コイルに交流を流すことによって形成されるパルス磁場で脳を刺激する方法）を提案するとともに，この経頭蓋磁気刺激法によれば脳卒中後の神経障害性疼痛が改善できることを明らかにした。しかし，経頭蓋磁気刺激法は，開頭手術を必要としない点で優れているものの，その治療効果が１日程度しか持続しないため，毎日磁気刺激治療を受ける必要がある。

１．２ 経頭蓋磁気刺激法
経頭蓋磁気刺激は，頭部表面に置いたコイル装置に内蔵されたコイルからパルス磁場を発生させ，このパルス磁場によって脳内に誘導された電場で脳を磁気刺激する手法である。そのために、コイルには駆動回路に接続される。この駆動回路によれば、瞬間的な電流をコイルに発生させるために、電源装置（交流電源，電源回路，昇圧回路を含む。）からコンデンサへ電荷を蓄積する。その後，サイリスタをターンオンすることにより刺激コイルに電流を流す。刺激コイルとコンデンサの共振回路にダイオードを通して電流が流れたのち，サイリスタがオフになる。これにより，正弦波１周期分の電流が刺激コイルに流れる。以上の動作を繰り返すことにより、コイルには一定周期の交流が印加されて変動磁場が形成されるとともに、その変動磁場の影響を受けて脳内にはコイル電流とは逆向きの渦電流が誘導され、その渦電流でニューロンを刺激することによって活動電位を発生される。

このようにして脳の一次運動野を磁気刺激すると、その刺激部位に対応した体の部分に影響が表れる。例えば，手又は足の神経につながっている一次運動野を磁気刺激すれば，手又は足の神経が刺激されて対応部位が動く。これは，コイルに流れる電流がそれとは逆向きの電流を脳内に誘導し，それが介在ニューロン，さらには皮質脊髄ニューロンを刺激し，刺激された脳の部位に対応する体の一部が動くものと考えられる。

磁気刺激の優れている点は，侵襲性が非常に低いことである。具体的には，磁場は生体組織に影響されることなく脳内へ達する。従って，痛覚受容器をもつ頭皮を殆ど刺激せず，その刺激に起因する痛みが殆どない。

歴史的には，ヒトに対する磁気刺激は１９８５年に初めて報告され，その後神経疾患の診断において臨床応用されてきた。また，様々な神経疾患や精神疾患を持つ患者に対して反復的に経頭蓋磁気刺激を与えることによって，その症状が改善することも報告されるようになり，近年は治療への応用が進んでいる。例えば，うつ病の治療に関して，前頭前野への刺激が有効であることが見出され，２００８年米国食品医薬品局（Ｕ．Ｓ． Ｆｏｏｄ ａｎｄ Ｄｒｕｇ Ａｄｍｉｎｉｓｔｒａｔｉｏｎ）は薬物治療抵抗性のうつ病に対する磁気刺激治療を承認した。パーキンソン症候群の治療に関しても多くの臨床研究が行われ，磁気刺激の有効性を示す知見が蓄積されている。既述のように，磁気刺激治療は神経障害性疼痛にも除痛効果を発揮する。従って，現在，日本では，設備の整った病院において様々な神経疾患の患者に対して磁気刺激治療が行われている。

しかし，従来の磁気刺激装置は，約７０Ｋｇの重量があり，また設置のために電気工事が必要であるため，設備の整った医療機関でしか利用できない。また，実際の治療時には患者のＭＲＩデータを参照しながら刺激位置を決定するため，熟練した医療従事者による治療が必要である。そのため，医療機関の専門家による治療のみ行われているのが実情であり，除痛効果を継続して得るためには医療機関に毎日通う必要がある。従って，患者の負担を軽減するため，非医療従事者による操作のみで利用可能な在宅用磁気刺激治療装置の開発が求められている。

１．３ 経頭蓋磁気刺激装置
現在，医療現場では，種々の経頭蓋磁気刺激装置が導入され利用されている。これらの磁気刺激装置は，医師等の医療従事者が操作することを想定して作られており，刺激する部位は医師によって決められている。具体的な治療の一例として神経障害性疼痛の治療では，患者の脳の一次運動野付近を刺激してトイッチ（twitch）と呼ばれる指が動くけいれん現象を確認し，トイッチが確認出来た脳の位置を刺激ポイントに設定し，トイッチが確認できる刺激強度の９０％の電流を治療時にコイルに印加する。脳内部の刺激位置が数ミリでもずれると，目的の刺激部位とは違った部位が刺激されてしまう。そのため，目的の刺激部位に適正強度の刺激が与えられるように，コイルは目的の部位に正確に設置されることが重要である。

しかし，神経障害性疼痛の患者は，手足の痛みによって著しくＱＯＬ（Ｑｕａｌｉｔｙ ｏｆ Ｌｉｆｅ：生活の質）が低下している場合が多い。また，経頭蓋磁気刺激による除痛効果が１日程度しか持続しないことが報告されている。そのため，コイルが刺激部位に対して適正に且つ簡単に位置合わせできる，安全で，安価で，且つ小型の在宅用磁気刺激治療装置が望まれている。

１．４ 経頭蓋磁気刺激に用いられている従来の刺激位置合わせシステム
上述のとおり，経頭蓋磁気刺激では目的の脳部位を正確に刺激することが重要である。それを行うために，様々な位置合わせシステムが開発されてきた。例えば，赤外線カメラを用いた位置合わせシステムが提案されている。このシステムによれば，頭（脳）と刺激コイルにつけた複数の目印が付属の光学式カメラで撮影され，頭（脳）とコイルの位置関係がモニター画面に表示される。また，患者のＭＲＩ画像データとカメラの画像を組み合わせることで，コイルと脳の相対的な位置を正確に把握し，より正確な位置合わせが可能である。実際，位置ずれ誤差は多少異なるが，概ね数ミリ程度である。しかし，システムのサイズが大きい，また医療従事者でないと扱えない，さらに価格が高い，といった問題がある。

１．５ 経頭蓋磁気刺激に用いられる従来の刺激コイル
上述のとおり，在宅用の磁気刺激装置はコンパクトであることが望ましい。一方，電力供給部の大きさはコイルの刺激効率に反比例する。従って，高刺激効率であればあるほど電力供給量が少なくてすみ，回路素子の数が少なくなり，装置は小型で且つ安価になる。そのため，より効率良く刺激を与えることができる，様々な刺激コイルが開発されてきた。また，経頭蓋磁気刺激は，その刺激特性に応じて治療効果が異なるため，多様な刺激特性をもつ様々なコイルが開発されてきた。

例えば，１９８５年，円形コイルの中央直下を強く刺激できる特性の円形コイルが開発された。また，１９８８年には８字型コイルが開発された［参考文献１，２］。

（ａ）円形コイル
米国のマグベンチャー社（Ｍａｇｖｅｎｔｕｒｅ）から商業的に提供されている円形コイルがある。この円形コイルは，例えば，一本の導線（導体）をアルキメデスの螺旋に沿って渦巻き状に曲げた一つの渦巻きコイルをケーシングに内蔵したもので，広範囲に刺激が出来るというメリットがある一方で，刺激効率が悪いというデメリットがある。コイル中央部分の刺激強度はほぼゼロに近い。従って，円形コイルは，狭い部分を局所的に刺激する検査や治療に利用するのは不適切であると考えられる。

（ｂ）８字型コイル
米国のマグスティム社（Ｍａｇｓｔｉｍ）によって開発された８字型コイルがある。この８字型コイルは，一本の導線（導体）を曲げて２つの渦巻きコイル部分を有する８字渦巻きコイルをケーシングに内蔵したものである。

動作時，一方の円形コイルには時計回り方向に電流が流され，他方の円形コイルには反時計回りに電流がなされ，これにより，両円形コイルの中央部分に対応する部位を強く刺激することができる。上述した円形コイルに比べ，局所的な刺激が行えるために，高い刺激効率が得られる。しかし，ロバスト性（より広い範囲で渦電流を発生することができ、若干のずれがあっても有効的に磁気刺激を与えることができる性質をいう）が低いという課題がある。一般的に，８字型コイルは，その空間分解能が５ｍｍ以内であることから，高い分解能で脳を刺激できるという利点がある。

（ｃ）Ｈ−コイル
２００５年，Ｚａｎｇｅｎ氏らによって，Ｈコイルが提案された。Ｈコイルは，脳に垂直な方向成分をもつ部分に流れる電流によって脳の深部を刺激することができるという利点がある。例えば，８字型コイルに比べて約２．５倍の深さまで刺激できる。しかし，Ｈコイルは，刺激効率が悪いという問題がある。そのため，深部の背外側前頭前野を刺激することが求められるうつ病等の治療には，Ｈコイルが有効であると考えられる。また，深部を刺激する際に誘導電場の減衰が少ない，ことが特徴として挙げられる。そのため，磁気刺激の際に患者が瞬間的な痛みを感じにくいという利点がある。

特開２０１２−１２５５４６号公報 国際公開第２０１０／１４７０６４号公報 国際公開第２０１５／１２２５０６号公報

１．６ 経頭蓋磁気刺激に用いられる位置合わせシステムに関する研究動向
上述のように，従来の位置合わせシステムは高価な機器を用いており，かつ医師による操作が必要であったため，在宅用装置としては適していなかった。この問題を解消する目的から，大阪大学の西川氏らはより操作しやすいデータセット型磁場ナビゲーションシステムを開発した［参考文献３］。ここでいうデータセットとは刺激コイルに取り付けた永久磁石が発する磁場の強度と刺激コイルの３次元位置の組み合わせである。磁場の強度は，複数の磁気センサで計測される。本手法では，まず病院において患者に磁気センサの付いためがね型固定具を装着する。めがね型固定具を同じ位置に装着させるために，コイルに取り付けた複数の永久磁石から発する磁力を磁気センサで検出する。また，医師が最適刺激位置を特定し，最適刺激位置とそれに対応するコイルの三次元位置を予め取得する。患者自身がコイルを位置合わせする場合，予め得られたデータセットを利用し，最適刺激位置に移動させるためにはどのように動かせばいいかをモニターを見ながら判断し，操作する。本システムを２０代男性の健常者が利用した際の位置ズレ誤差は５ｍｍ程度であった。

１．７ 経頭蓋磁気刺激に用いられる高刺激効率激コイルに関する研究動向
上述のように，在宅用の磁気刺激装置はコンパクトであることが重要である。そのために，高効率な刺激コイルが求められている。しかし，これまで開発されてきたコイルは多様な刺激特性を有するものの，在宅用として用いるためには，効率性を改善すべきである。また，医師が操作することなどを前提としており，広範囲に刺激できるロバスト性の高いコイルはまだ開発されていなかった。

１．７．１ 変形８字型コイル
現在，種々の変形８字型コイルが利用されている［参考文献４〜１５］。これらの変形８字型コイルは、２つの渦巻きコイル部分を部分的に重ね合わせたもの（重ね合わせ型：図１１参照）と，２つの渦巻きコイル部分を重ね合わせることなく並列に配置した（非重ね合わせ型：図３参照）に分類される。８字渦巻きコイルはまた，２つの渦巻きコイル部分をアルキメデスの螺旋に沿って曲げたアルキメデス型（非偏心型）と，２０００年に関野氏らによって開発された、２つの渦巻きコイル部分のそれぞれの中心を他方の渦巻きコイル部分に向けて偏心させた（偏心型）に分類される。これらのうち，偏心型の８字渦巻きコイルは，円形コイルの中心を他方の円形コイルに近づけた構造で，８字型コイルの中央部分に導線が密に配置されている。そのため，２つの渦巻きコイル部分が接近したコイル部分又は重ね合わされたコイル部分に逆向きに電流を流すことで，渦電流を中心部直下に集中させることができるため，非偏心８字型コイルよりも効率のよい局所的な刺激が得られるという特徴である。ただし、変形８字型コイルについても、ロバスト性については改善の余地があると考えられる。

その他にも，幾つかの変形８字型コイルが提案されているが，基本的な性能について劇的な相違はない。例えば，英国ＳＡ３４ ０ＨＲ，カーママゼンジャー，ウィットランド，スプリング・ガーデン（Ｓｐｒｉｎｇ Ｇａｒｄｅｎｓ， Ｗｈｉｔｌａｎｄ， Ｃａｒｍａｒｔｈｅｎｓｈｉｒｅ ＳＡ３４ ０ＨＲ）にあるＭａｇｓｔｉｍ社が開発したＭａｇｓｔｉｍ ７０ｍｍ（Ｐ／Ｎ ９７９０）は，一般的な８字型コイルである。また，デンマーク国ファールムＤＫ−３５２０，ルーサーネマーケン１５（Ｌｕｃｅｒｎｅｍａｒｋｅｎ １５， ＤＫ−３５２０， Ｆａｒｕｍ， Ｄｅｎｍａｒｋ）にあるマグロプロ（Ｍａｇｐｒｏ）社が開発したザ・メドトロニック・ダンテック ＭＣＢ７０−ダブルコイル（ｔｈｅ Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ−Ｄａｎｔｅｃ ＭＣＢ７０ ｄｏｕｂｌｅ ｃｏｉｌｓ）は，両側の円形コイル部の患者対向面が脳にフィットするように折り曲げられている。これらの８字型コイルについて，アクセル・シレスシャー（Ａｘｅｌ Ｔｈｉｅｌｓｃｈｅｒ）氏らが行った比較解析の結果［参考文献１６］によれば，刺激効率の点ではメドトロニック（Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ）の方が１９％優れていた。刺激範囲の点では，両８字型コイルの間でほとんど違いは無かった。最大刺激強度の５０％の強度で刺激できる面積を比較したところ，メドトロニック（Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ）の方が１６％広範囲に刺激できることが確認できた。以上の結果が示すように，複数の変形８字型コイルが提供されているが，刺激効率や刺激ロバスト性の点では大きな改善がなされていない。また，市販されているコイルでは，コイルが発生する磁場の影響についてほとんど考慮されていない，といった課題もある［参考文献１７〜１８］。

１．７．２ 鉄心を用いたコイル
刺激特性を向上するために，コイルの形状等を変える手法以外にも，多くの手法が提案されている。例えば，２００３年には，円形コイルに強磁性体の鉄心を添えることで刺激効率を改善することがビー・エイチ・ハン（Ｂ．Ｈ．Ｈａｎ）氏らによって提案された［参考文献１９〜２１］。例えば，円形コイルの上にそれと同じほぼ大きさの積層鉄心を配置したモデルでは，鉄心を挿入しないモデルに比べて，その刺激強度が最大で５０〜６０％向上することが確認された。本手法によれば，先ほどの手法に比べて，刺激効率改善が約３倍まで改善された。しかし、８字渦巻きコイルについては，治験器として実用化されることが検討されつつも，その刺激特性を向上させるための鉄心の形状・配置に関する研究はこれまで行われていない。

円形コイルだけではなく，脳に垂直な誘導電流をつくるＨコイルに鉄心を添えたモデルについて刺激効率の解析が行われた事例がある［参考文献２２］。例えば，アール・サルバドール（Ｒ．Ｓａｌｖａｄｏｒ）氏らの報告によれば，Ｈコイルに鉄心を添えたモデルの場合，脳表面での誘導電場強度は無鉄心のモデルに比べて５０％増加することが確認された。刺激コイルの形状によって適正な鉄心形状は異なるが，現時点では円形コイルにのみ有効な鉄心形状しか検討されていない。また，既に経頭蓋磁気刺激法に利用されている偏心８字型コイルに対しても鉄心の効果は検証されていない。

１．７．３ ドーム型コイル
磁気刺激システムの位置合わせを簡易にするために，より刺激ロバスト性の高いコイルが特許文献３で提案されている。この特許文献で提案されたコイルの解析モデルは，導線の巻数を２０回，導線の上側球面半径を５６ｍｍ，導線の下側球面半径が１００ｍｍである。このモデルに５．２８ｋＡ，パルス幅２９８μｓの電流（脈流）を印加し，半球形脳モデル（電気伝導率０．１０６５Ｓ／ｍ）の表面における誘導電流密度を解析した。その結果，従来の８字型コイルに比べて，刺激ロバスト性の改善が確認された。ただし，刺激効率については更なる改善が望まれる。

本発明の目的は、脳の磁気刺激対象領域（磁気刺激を与えるべき領域をいう）に対して従来技術に比較して高い誘導電場強度を発生でき、従来技術に比較してロバスト性を有し、例えば在宅用磁気刺激装置に用いることができるコイル装置及び、コイル装置を備えた経頭蓋磁気刺激装置を提供することにある。

本発明の一態様にかかる経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置は、コイルが人間の頭部表面に対向するように設けられ、電磁誘導によって脳内の磁気刺激対象領域に誘導電場による電流を発生させてニューロンを刺激する経頭蓋磁気刺激装置のためのコイル装置であって、
所定の基準面に沿って導線を巻回して構成されたコイルと，
上記頭部とは上記コイルを挟み反対側である位置において、前記コイルに対向するように設けられ、前記コイルが駆動されたときに誘導電場による電流が流れ、かつ当該誘導電場による電流により上記脳内の磁気刺激対象領域に流れる誘導電場による電流を、磁性体がないときに比較して増大させる磁性体とを備えることを特徴とする。

従って、本発明によれば、脳の磁気刺激対象領域に対して従来技術に比較して高い誘導電場強度を発生でき、従来技術に比較してロバスト性を有し、例えば在宅用磁気刺激装置に用いることができる。

本発明の実施形態に係る経頭蓋磁気刺激装置の概略構成を示す斜視図である。 図１のシステムに組み込まれたコイル駆動回路を示す回路図である。 図１に示すシステムに組み込まれたコイル装置の断面図である。 図１に示すコイル装置における，コイルと磁性体の関係を示す斜視図である。 電磁鋼板をＸ方向に積層した立方体形状の非ロ字型磁性体の斜視図である。 電磁鋼板をＹ方向に積層した立方体形状の非ロ字型磁性体の斜視図である。 電磁鋼板をＸ方向に積層した立方体形状のロ字型磁性体の斜視図である。 電磁鋼板をＹ方向に積層した立方体形状のロ字型磁性体の斜視図である。 電磁鋼板をＸＹ方向に積層した立方体形状の非ロ字型磁性体の斜視図である。 電磁鋼板をＸＹ方向に積層した立方体形状の非ロ字型磁性体の斜視図である。 電磁鋼板をＸＹ方向に積層した立方体形状のロ字型磁性体の斜視図である。 電磁鋼板をＸＹ方向に積層した立方体形状のロ字型磁性体の斜視図である。 底面が曲面のケーシングに曲面型のコイル（非重ね合わせ型）と磁性体を内蔵したコイル装置の断面図である。 底面が曲面のケーシングに曲面型のコイル（重ね合わせ型）と磁性体を内蔵したコイル装置の断面図である。 底面が曲面のケーシングに平坦なコイル（非重ね合わせ型）と磁性体を内蔵したコイル装置の断面図である。 底面が曲面のケーシングに平坦なコイル（重ね合わせ型）と磁性体を内蔵したコイル装置の断面図である。 底面が屈曲面のケーシングに平坦なコイル（重ね合わせ型又は非重ね合わせ型）と磁性体を内蔵したコイル装置の断面図である。 磁性体を含まない比較モデルを示す斜視図である。 磁性体を含む改変モデルを示す斜視図である。 解析に用いたコイルの模式図である。 電磁鋼板をＸ方向に積層した直方体形状の非ロ字型磁性体の斜視図である。 電磁鋼板をＹ方向に積層した直方体形状の非ロ字型磁性体の斜視図である。 電磁鋼板をＸ方向に積層した直方体形状のロ字型磁性体の斜視図である。 電磁鋼板をＹ方向に積層した直方体形状のロ字型磁性体の斜視図である。 漏れ磁場解析の評価地点を示す斜視図である。 比較モデルＭＦにおける脳表面誘導電場強度の分布を示す等高線図である。 改変モデルＭＸａにおける脳表面誘導電場強度の分布を示す等高線図である。 改変モデルＭＸにおける脳表面誘導電場強度の分布を示す等高線図である。 改変モデルＭＹにおける脳表面誘導電場強度の分布を示す等高線図である。 改変モデルＭＹａにおける脳表面誘導電場強度の分布を示す等高線図である。 改変モデルＭＸの磁性体内に生じた誘導電場強度分布を示す図である。 改変モデルＭＹの磁性体内に生じた誘導電場強度分布を示す図である。 モデルＡの磁性体内に流れる誘導電流を示す斜視図である。 モデルＣの磁性体内に流れる誘導電流を示す斜視図である。 基本的解析モデルを示す斜視図である。 脳モデル中央部の平均誘導電場を算出する際に用いるエレメントを示す斜視図である。 直方体型磁性体を有するモデルを示す平面図である。 四角枠型磁性体を有するモデルを示す平面図である。 脳モデル表面の誘導電場強度を示す等高線図である。 脳モデル表面の誘導電場強度を示す等高線図である。 脳モデル表面の誘導電場強度を示す等高線図である。 脳表面中央部分を通るＸ軸方向とＹ軸方向の誘導電場強度分布を示す図である。 直方体型磁性体の表面における誘導電流密度（Ｘ方向成分）を示す等高線図である。 直方体型磁性体の表面における誘導電流密度（Ｙ方向成分）を示す等高線図である。 Ｚ軸方向の磁場強度を示す図である。 Ｘ軸積層とＹ軸積層を組み合わせたモデルを示す平面図である。 脳モデル表面の誘導電場強度を示す等高線図である。 脳モデル表面の誘導電場強度を示す等高線図である。 脳モデル表面の誘導電場強度を示す等高線図である。 脳モデル表面の誘導電場強度を示す等高線図である。 脳表面中央部分を通るＸ軸方向とＹ軸方向の誘導電場強度分布を示す図である。 ＸＹ積層モデルにおける磁性体内の誘導電流分布と脳表面上の誘導電場を示す斜視図である。 ＸＹ積層モデルにおける磁性体内の誘導電流分布の解析結果を示す斜視図の写真画像である。 解析モデルを示す平面図である。 解析モデルを示す平面図である。 脳表面中央部分を通るＸ軸方向とＹ軸方向の誘導電場強度分布を示す図である。 解析モデルの磁気等価回路を示す回路図である。 解析に用いたドーム型コイルを示す斜視図である。 解析に用いたドーム型コイルを示す側面図である。 解析に用いたドーム型コイルを示す斜視図である。 解析に用いたドーム型コイルを示す側面図である。 脳表面誘導電場の解析結果を示す等高線図である。 脳表面誘導電場の解析結果を示す等高線図である。 脳表面誘導電場の解析結果を示す等高線図である。 磁性体の無いコイルモデルのロバスト性を示す図であって、脳モデル表面のＸ座標に対する脳表面の誘導電場強度を示す図である。 磁性体の無いコイルモデルのロバスト性を示す図であって、脳モデル表面のＸ座標に対する脳表面の誘導電場強度を示す図である。 複数のコイルモデルの刺激ロバスト性を示す図であって、Ｘ軸方向の有効刺激距離に対するＹ軸方向の有効刺激距離のグラフ上の各モデルを示す図である。 Ｙ方向積層四角枠型磁性体内の電流とそれが脳表面につくる誘導電場を示す斜視図である。 Ｙ方向積層四角枠型磁性体内の電流とそれが脳表面につくる誘導電場を示す斜視図である。 Ｙ方向積層直方体型磁性体を有するコイルモデルの等価磁気回路を示す回路図である。 解析モデルの概要を示す斜視図である。 磁性体中央央部を通るＸＺ断面における磁力線の分布を示す断面図である。 改良解析モデルを示す斜視図である。 フランジによって磁束の漏れが阻害される状況を表した断面図である。 有限要素法によるＴＭＳのシミュレーションモデルを示す斜視図である。 縦積層及び横積層の組み合わせ積層鉄鋼板を、中央偏心８字型コイルの上に位置させた際の概略図である。 導電体表面に発生される誘導電場を示す等高線図である。 導電体表面に発生される誘導電場を示す等高線図である。 導電体表面に発生される誘導電場を示す等高線図である。 導電体表面に発生される誘導電場を示す等高線図である。 導電体表面に発生される誘導電場を示す等高線図である。 鉄鋼板表面に発生する損失誘導電流を示す写真画像である。 組み合わせ積層鉄鋼板の側部幅と脳モデルの誘導電場強度の関係を示す表を表した図である。

本発明にかかる実施形態
以下、本発明に係る種々の実施形態について図面を参照して説明する。なお、以下の各実施形態において、同様の構成要素については同一の符号を付している。

本実施形態では、人間の脳の磁気刺激対象領域に対して従来技術に比較して高い誘導電場強度を発生でき、従来技術に比較してロバスト性を有し、例えば在宅用磁気刺激装置に用いることができるコイル装置及び、コイル装置を備えた経頭蓋磁気刺激装置を提供するために、本発明者らは、下記のことを行って知見を得た。

（１）偏心８字型コイルとドーム型コイルのそれぞれに種々の磁性体（鉄心）を設け，コイルと磁性体の組み合わせのそれぞれについて脳モデル表面における誘導電場強度を数値解析によって求め，最も高効率に磁気刺激できる磁性体のモデルを決定した。
（２）それぞれの組み合わせについて，数値解析の結果をもとに刺激ロバスト性を評価し，磁性体の形状と刺激ロバスト性の相関関係をまとめた。
（３）漏れ磁場を抑えるために偏心８字型コイルにフェライト部材を設けたモデルであって，国際非電離放射線防護協会（ＩＣＮＩＲＰ）の磁場安全性基準（２１Ａ／ｍ）を満足する距離（コイルからの距離）を最小化するモデルを数値解析によって決定した。

本実施形態は、詳細後述する解析結果に基づく知見に基づき，新たな経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置及び上記コイル装置を備えた経頭蓋磁気刺激装置を提供するものである。

具体的に，本発明の一形態に係る経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置は，基準面に沿って導線を渦巻き状に巻いたコイルと，前記コイルの上方に前記コイルに沿って配置された磁性体を有する。ここで、前記基準面が平面、曲面、又は球面であってもよい。すなわち、実施形態にかかる経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置は、巻線コイルが人間の頭部表面に対向するように設けられ、電磁誘導によって脳内の磁気刺激対象領域に誘導電場による電流を発生させてニューロンを刺激する経頭蓋磁気刺激装置のためのコイル装置であって、所定の基準面に沿って導線を巻回して構成されたコイルと、上記頭部とは上記コイルを挟み反対側である、前記コイルの上方の位置において、前記コイルに対向するように設けられ、前記コイルが駆動されたときに誘導電場による電流が流れ、かつ当該誘導電場による電流により上記脳内の磁気刺激対象領域に流れる誘導電場による電流を、磁性体がないときに比較して増大させる磁性体とを備えることを特徴としている。

また、前記コイルが，非偏心渦巻きコイル、偏心渦巻きコイル、又はドーム型コイルのいずれかであってもよい。もしくは、前記コイルが，２つの渦巻きコイル部分を有する非偏心８字渦巻きコイル又は偏心８字渦巻きコイルのいずれかであってもよい。

さらに、前記基準面に沿って前記２つの渦巻きコイル部分の中心を結ぶ線の方向をＸ方向，前記基準面に沿って前記Ｘ方向と直交する方向をＹ方向とすると，前記磁性体は，複数の電磁鋼板を前記Ｘ方向に積層して構成されていてもよい。

またさらに、前記基準面に沿って前記２つの渦巻きコイル部分の中心を結ぶ線の方向をＸ方向，前記平面に沿って前記Ｘ方向と直交する方向をＹ方向とすると，前記磁性体は，複数の電磁鋼板を前記Ｙ方向に積層して構成されていてもよい。

またさらに、前記基準面に沿って前記２つの渦巻きコイル部分の中心を結ぶ線の方向をＸ方向，前記平面に沿って前記Ｘ方向と直交する方向をＹ方向とすると，前記磁性体は，複数の電磁鋼板を前記Ｘ方向に積層して構成された第１の積層磁性体部分と，複数の電磁鋼板を前記Ｙ方向に積層して構成された第２の積層磁性体部分とを備えていてもよい。

ここで、前記磁性体は、前記コイルの巻回方向に積層して構成されてもよい。すなわち、コイルの各ターン巻線が積み重なる方向へ、磁性体の個々の積層板を積み重ねて構成してもよい。

また、前記Ｘ方向に関して，前記第２の積層磁性体部分が前記コイル装置の中央に配置され，前記第１の積層磁性体部分が前記第２の積層磁性体部分の両側に配置されていてもよい。

本発明の他の形態では、前記磁性体は，前記Ｘ方向と前記Ｙ方向に直交するＺ方向から見たとき、四角形，多角形、円形，卵型，又は楕円型であってもよい。

本発明の他の形態では、前記磁性体は，前記Ｘ方向と前記Ｙ方向に直交するＺ方向から見たときの中央に開口を有していてもよい。

実施形態に係る経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置は，
導線を渦巻き状に巻いた２つの渦巻きコイル部分を有する８字状のコイルと，
前記コイルの上方に前記コイルに沿って配置された磁性体とを有し，
前記磁性体は，前記コイルの中央部における導線の配置方向に複数の電磁鋼板を積層して構成されている。

本発明の別の形態に係る経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置は，
導線を渦巻き状に巻いた２つの渦巻きコイル部分を有する８字状のコイルと，
前記コイルの上方に前記コイルに沿って配置された磁性体とを有し，
前記磁性体は，前記２つの渦巻きコイル部分の中心を結ぶ方向と直交する方向に複数の電磁鋼板を積層して構成されている。

実施形態に係る経頭蓋磁気刺激装置は、上述のいずれかのコイル装置を備えている。

実施形態１．
図１を参照すると，経頭蓋磁気刺激装置１は，図示しない支持機構（例えば，椅子２又はベッド）に支持された、例えば患者３の脳の磁気刺激対象領域に磁気刺激を与える磁気刺激装置４を有する。磁気刺激装置４は，患者３の脳に磁気刺激を加える動磁場を形成するために，コイル装置５と制御ユニット６を有する。

図１に示すように，コイル装置５は，患者３の頭部表面に沿って自由に移動できるとともに任意の位置に位置決めできるように，適当な位置決めユニット７で支持することが好ましい。コイル装置５は，コイル８とこのコイル８を囲む電気絶縁材料からなるケーシング９を備えている。ケーシング９は，ケーシング９に一体的に形成されたホルダ１０を備えており，ホルダ１０を介して位置決めユニット７に保持されている。実施形態では，コイル８は８字型コイルである。８字型コイルは，２つの渦巻きコイル部分を部分的に重ね合わせた重ね合わせ型と，２つの渦巻きコイル部分を重ね合わせることなく並列に配置した非重ね合わせ型のいずれであってもよい。また，８字型コイルは，２つの渦巻きコイル部分をアルキメデスの螺旋に沿って曲げた非偏心型と，２つの渦巻きコイル部分のそれぞれの中心を他方の渦巻きコイル部分に向けて移動させた偏心型のいずれであってもよい。

ケーシング９は，３つ又はそれ以上の観察対象（例えば，マーク１１又は突起などのターゲット）を一体的に備えている。これらの観察対象は，患者頭部に対するコイル８の相対的な位置と方向を求めるために利用される。

また、経頭蓋磁気刺激装置１は、例えば次のように構成されてもよい。

制御ユニット６は，箱型のハウジング１２を備えている。ハウジング１２は入力部１３と出力部１４を備えている。入力部１３は，経頭蓋磁気刺激装置１の駆動条件（例えば，コイル８に印加する電圧，電流，周波数）を設定する駆動条件設定部１５；断層画像撮影装置（例えば，ＭＲＩ，ＣＴ，ＰＥＴ）〕１６で生成された人体（特に頭部）断層画像データを受信するデータ受信部１７；コイル装置５のケーシング９に設けたマーク１１と患者３が装着した眼鏡等の装着品（例えば，眼鏡）又は患者３の皮膚に設けた３つ又はそれ以上の観察対象（例えば，マーク１８又は突起）を同時に撮影するステレオ撮像式光学的３次元位置センシングカメラ（以下，単に「カメラ」という。）１９からの画像データを受信するデータ受信部２０を備えている。図示しないが，カメラ１９は，位置決めユニット７又は経頭蓋磁気刺激装置１が収容される居室の固定部に取り付けられる。

上記の断層画像撮影装置１６、データ受信部１７、ステレオ撮像式光学的３次元位置センシングカメラ１９、データ受信部２０等は、コイル装置５の頭部照射部位に対する位置決めを行うために用いる一実施態様であり、その他の態様としてもよい。

本実施形態において，コイルに印加する電流は，時間とともに周期的に流れの方向が変化する電流（交流）だけでなく，流れる方向が一定で，大きさが周期的に変動する電流（いわゆる「脈流」）も含むものと理解すべきである。

出力部１４は，液晶表示装置等のディスプレイ２１，又はディスプレイを備えたコンピュータ（図示せず）に接続され，制御ユニット６から出力されるデータ（例えば，画像データ）をディスプレイ２１に出力してそこに対応する画像を表示することができるように構成されている。

ハウジング１２の内部には図２に示すコイル駆動回路２５が収容されており，このコイル駆動回路２５がケーブル２６を介してコイル８と電気的に接続されている。

以上の構成を備えた経頭蓋磁気刺激装置１を用いて患者を治療する場合，カメラ１９で撮影された画像をもとに，患者頭部に対するコイル８の位置が求められる。患者頭部に対するコイル８の相対位置はディスプレイ２１に表示される。これにより，患者頭部の目的の場所（例えば，最適刺激位置）にコイル８を設置できる。その後，入力部１５を通じて入力されたコイル駆動条件をもとにコイル駆動回路２５が駆動し，患者３の脳に磁気刺激を与える。コイル駆動回路２５は，図２に示すように，電源６１の出力電圧を所望電圧に変換する電源回路６２，電源回路６２の出力を昇圧する昇圧回路６３，昇圧回路６３から出力を利用して電荷を蓄積するコンデンサ６４，コンデンサ６４に流れる電流を調整する抵抗６５，コンデンサ６４からの出力を所定のタイミングで動作して交流を形成する半導体スイッチ６６を有し，半導体スイッチ６６は制御回路６７によりオン／オフ制御されるサイリスタ３１と、それに対して逆方向で並列で接続されたダイオード３１Ｄとを備えて構成され、半導体スイッチ６６を駆動して得られた電流がコイル８に印加される。

図３はコイル装置５の概略構成を示す。図３に示すように，コイル装置５は，非磁性で非導電性の材料からなるケーシング９を有する。図３の実施形態では，ケーシング９の患者頭部に対向する底面２１は，図３の左右方向（Ｘ方向）とこれに直交する図の表裏方向（Ｙ方向）を含む平面（ＸＹ平面）に平行又はほぼ平行な平坦な面である。本実施形態では，この平面が基準面となる。

ケーシング９の内部にはコイル８が収容されている。実施形態では，コイル８は，一つの導線８０を渦巻き状に曲げてなる２つの渦巻きコイル部分８１，８２を基準面に沿って重ね合わせることなく配置するとともに，２つの渦巻きコイル部分８１，８２のそれぞれの中心を他方の渦巻きコイル部分に向けて偏心させた偏心型で且つ非重ね合わせ型での８字渦巻きコイルである。実施形態では，図４に示すように，８字渦巻きコイル８を構成している２つの渦巻きコイル部分８１，８２の中心８３，８４を結ぶ方向（偏心方向に一致する。）をＸ方向，基準面に平行で且つＸ方向に直交する方向をＹ方向，基準面に垂直な方向をＺ方向とする。この場合，コイル部分８１，８２の中心８３，８４の中間に位置する中央部８５及びその周辺では，巻線８０はＹ方向に延在している。

図３に戻り，ケーシング９の内部には，コイル８の上に，コイル８との間に所定の間隔をあけて，所定の体積を有する立方体形状の磁性体２２が収容されている。磁性体２２は，電磁鋼板からなる一枚の板（上述した比較モデルの磁性体）であってもよいし，表面が絶縁皮膜で覆われた薄い電磁鋼板を積層した積層体である。ここで、コイル８の下面は脳表面に対向し、コイル８の上面は磁性体２２に対向するように構成される。磁性体２２を脳とは反対側のコイル８の上側に設けることで、磁性体２２を設けないときに比較して、脳の磁気刺激対象領域における誘導電場強度を大幅に増大させかつ当該誘導電場をより広い領域にわたって発生させることができることを特徴としている。

磁性体２２は，電磁鋼板をＸ方向に積層した積層体２２Ａ，２２Ｃ（図５、図７参照），電磁鋼板をＹ方向に積層した積層体２２Ｂ，２２Ｄ（図６、図８参照）、電磁鋼板をＸＹ方向に積層した積層体２２Ｅ〜２２Ｈ（図９〜図１２）のいずれであってもよい。磁性体２２は，その中央部に，上面と下面を貫通する開口２３を設けてもよい（図７，図８、図１１、図１２参照）。なお、図９と図１１に示す形態は、両側の領域の電磁鋼板をＸ方向に積層しそれらの間の領域の電磁鋼板をＹ方向に積層したものである。図１０と図１２に示す形態は、両側の領域の電磁鋼板をＹ方向に積層しそれらの間の領域の電磁鋼板をＸ方向に積層したものである。

ここで、図５〜図１２の各モデルを以下のようにモデル名を付する。
図５のモデル：モデルＭＸ；
図６のモデル：モデルＭＹ；
図７のモデル：モデルＭＸａ；
図８のモデル：モデルＭＹａ；
図９のモデル：モデルＭＺＹ；
図１０のモデル：モデルＭＺＸ；
図１１のモデル：モデルＭＺＹａ；
図１２のモデル：モデルＭＺＸａ。

磁性体２２の平面形状（Ｚ方向から見た形状）は，四角形，非四角形（例えば，円形，卵型，楕円型（ellipse, oblong））のいずれであってもよい。

上述のように，図３，図４のコイル８は偏心型で且つ非重ね合わせ型の８字渦巻きコイルである。しかし，コイル８の種類は限定的ではなく，偏心型で且つ重ね合わせ型の８字渦巻きコイル，非偏心型で且つ重ね合わせ型の８字渦巻きコイル，非偏心型で且つ非重ね合わせ型の８字渦巻きコイルのいずれも利用可能である。

上記実施形態では，ケーシング９の底面２１は平坦な面としたが，図１３〜図１６に示すように，曲面であってもよい。この場合，コイル８は，曲面に平行である必要はなく，曲面である。基準面に「沿って」配置されていればよく，例えば，Ｘ方向とＹ方向を含む平坦な面に平行に配置してもよいし，曲面に平行に配置してもよい。同様に，磁性体２２も，曲面に平行である必要はなく，曲面である。基準面に「沿って」配置されていればよく，例えば，Ｘ方向とＹ方向を含む平坦な面に平行に配置してもよいし，曲面に平行に配置してもよい。なお，球面型のコイルは，導線を球面に沿って配置することにより形成できる。また，球面型の積層型磁性体は，例えば，平坦な積層型磁性体を球面状にプレス加工して形成することが可能である。

図１７に示すように，ケーシング９の底面は２つの平坦な面を所定角度をもって交差させた屈曲面であってもよい。この場合，コイル８は偏心型又は非偏心型，重ね合わせ型又は非重ね合わせ型のいずれであってもよい。また，コイル８と磁性体２２は，屈曲面である。基準面に「沿って」配置されていればよく，例えば，Ｘ方向とＹ方向を含む平坦な面に平行に配置してもよいし，屈曲面に平行に配置してもよい。

図示しないが，ケーシング９の底面２１は球面であってもよい。この場合，コイル８は，球面であって、球面に平行である必要はない。基準面に「沿って」配置されていればよく，例えば，Ｘ方向とＹ方向を含む平坦な面に平行に配置してもよいし，球面に平行に配置してもよい。同様に，磁性体２２も，球面であって、球面に平行である必要はない。基準面に「沿って」配置されていればよく，例えば，Ｘ方向とＹ方向を含む平坦な面に平行に配置してもよいし，球面に平行に配置してもよい。

磁性体２２の大きさは，コイル８を全体に覆うことができる大きさとすることが好ましい。ただし，コイル８が８字型コイルの場合，２つの渦巻きコイル部分の少なくとも最小内径領域を覆う大きさであることが好ましい。

なお，以上の説明では，コイルは２つの渦巻きコイル部分を含む８字渦巻きコイルとしたが，本発明は３つ又は４つの渦巻きコイル部分を含む渦巻きコイルも同様に適用可能である。

このように構成されたコイル装置５によれば，上述の解析で説明したように，コイルに沿って磁性体を配置したことにより，磁性体の無いコイル装置に比べて，より大きな誘導電場強度を脳表面に形成することができる。特に，８字渦巻きコイルを含むコイル装置の場合，２つの渦巻きコイル部分の中心を結ぶ方向と直交する方向に電磁鋼板を積層して磁性体を構成すると，漏れ磁束を最小限に抑えつつ、また、所定の方向に高いロバスト性をもって、より大きな誘導電場強度を磁気刺激対象領域である目標治療部位に形成することができる。

２．１ 数値解析１
本願発明の発明者らは，磁気刺激コイル装置について，磁気刺激効率の向上，漏れ磁場の削減，刺激ロバスト性の向上，及び小型化を図るために，２つの解析モデルを作成し，有限要素法を用いて誘導磁場の強度，漏れ磁場，局所性を評価した。図１８に示すように，１つの解析モデルは，直方体の空間（空気領域）の内側に直方体の脳モデルと重ね合わせ型の偏心８字渦巻きコイルを配置したモデル（以下，「比較モデル」という。）である。別の解析モデルは，図１９に示すように，直方体の空間（空気領域）の内側に，上述の直方体の脳モデルと偏心８字渦巻きコイルに加えて，立方体の磁性体を配置したモデル（以下，「改変モデル」という。）である。

２．１．１ 比較モデルと改変モデル
比較モデルと改変モデルにおいて，直方体空間の大きさは１０００×１０００×１６００ｍｍ（「Ｘ方向のサイズ×Ｙ方向のサイズ×Ｚ方向のサイズ」を示す。以下，同様に表示する。），脳モデルの大きさは１４０×１４０×４０ｍｍとした。図２０に示すように，偏心８字渦巻きコイルは，幅２ｍｍ，高さ６ｍｍの導線（導体）を一つの平面に沿って渦巻き状に巻回して２つの渦巻きコイル部分８１，８２を形成するとともにそれら２つの渦巻きコイル部分８１，８２のそれぞれの中心８３，８４を互いに他方の中心に向けて偏心した，２つの偏心渦巻きコイル部分８１，８２を有するものである。各偏心渦巻きコイル部分８１，８２は，最小内径を１８ｍｍ，最大外径を１２２ｍｍ，偏心量（偏心渦巻きコイル部分の外径中心と内径中心との間の距離）を２７．５ｍｍ，左右の偏心渦巻きコイル部分８１，８２の内径中心間距離を４２．５ｍｍ，偏心側の最小コイルギャップ（図１８において，右側に示す偏心渦巻きコイル部分８１では左側領域，左側に示す偏心渦巻きコイル部分８２では右側領域）を０．５ｍｍとした。以上の構成を有する偏心８字渦巻きコイル８は，２つの偏心渦巻きコイル部分の中心を結ぶ線８Ｌ（以下，この線を「偏心８字渦巻きコイルの中心軸」という。）をＸ方向に向けて配置した。

図１８及び図１９に示すように，脳モデルと偏心８字渦巻きコイルは，脳モデル９０の中心上に偏心８字渦巻きコイルの中心を位置させた。脳モデル９０と偏心８字渦巻きコイル８の間に３０ｍｍの隙間をあけた。偏心８字渦巻きコイル８は，２つの偏心渦巻きコイル部分８１，８２の中心８３，８４を結ぶ線（以下，この線を「偏心８字渦巻きコイルの中心軸」という。）をＸ方向に向け，コイルの平面上にあって偏心８字渦巻きコイル８の中心軸８Ｌに直交する方向をＹ方向に向けて配置した。

図１９に示す改変モデルでは，偏心８字渦巻きコイルの上に０．５ｍｍの隙間をあけて、例えば直方体の磁性体２２を配置した。直方体の磁性体３３は，図２１〜図２４に示す４種類の磁性体１００Ａ〜１００Ｄを用意した。図２１の磁性体１００Ａは，電磁鋼板を図２１のＹ方向に積層して構成した直方磁性体（非ロ字型）である。図２２の磁性体１００Ｂは，磁性体１００Ａの中央に四角形の開口（４５ｍｍ×８０ｍｍ）を形成した直方磁性体（ロ字型）である。図２３の磁性体１００Ｃは，電磁鋼板を図２３のＸ方向に積層して構成した直方磁性体（非ロ字型）である。図２４の磁性体１００Ｄは，磁性体Ｃの中央に四角形の開口（４５ｍｍ×８０ｍｍ）を形成した直方磁性体（ロ字型）である。各磁性体１００Ａ〜１００Ｄの大きさは，偏心コイル８の上面全体を覆う程の十分な面積を有するものとした。計算上，電磁鋼板の厚みは無視した。

脳モデル９０の電気伝導率は０．１１（Ｓ／ｍ）（これは，脳の灰白質のそれに等しい。），比透磁率は１とした。空気領域の電気伝導率は０（Ｓ／ｍ），比透磁率は０とした。磁性体の電気伝導率は１０^７（Ｓ／ｍ），比透磁率は５０００とした。両解析モデルの要素数は，約１，０００，０００とした。以下，磁性体１００Ａ，１００Ｂ，１００Ｃ，１００Ｄを含む改変モデルをそれぞれ，「改変モデルＭＹ」，「改変モデルＭＹａ」，「改変モデルＭＸ」，「改変モデルＭＸａ」という。

２．１．２ 解析方法
（ａ）誘導電場の計算式
電流密度の解析は有限要素法に基づき，ＥＤＤＹ−ｊω法で行った。電磁場の満たす方程式は磁場をＢ，コイル電流のベクトルポテンシャルをＡｃ，渦電流のベクトルポテンシャルをＡｅ，電場をＥ，電流をＪ，スカラーポテンシャルをφ，時間をｔとすると、磁場Ｂは式（１）、電場Ｅは式（２）で与えられる。

φ＝０，μ_０を真空の透磁率として（１）式の渦電流のベクトルポテンシャルに関する項を式（３）に代入すると、次式の式（４）が得られる。

ここで、Ｊｅは渦電流である。コイル電流のベクトルポテンシャルは、公知のビオ・サバールの法則より次式の式（５）で与えられる。

従って、式（２）〜（４）及び式（６）より、式（７）が得られる。

電磁場が正弦波状に時間変化する場合，複素場Ａｃ（ＸＹＺ）は次式の式（８）で与えられる。

従って、式（８）を式（７）に代入すると，複素場が満たすべき方程式は次式の式（９）で与えられる。

本解析では，この複素場を解析結果として得た。

（ｂ）誘導電場強度の解析
磁気刺激効率を評価するため，比較モデルと４つの改変モデルのそれぞれについて，脳モデル９０の上面における誘導電場強度（以下，「脳表面誘導電場強度」という。）の分布と，脳モデル９０の上面の中央点（以下，「ターゲット点」という。）における誘導電場を解析した。ターゲット点における誘導電場を評価するために，図３６に示すように、ターゲット点９０Ｃから半径１０ｍｍの半球９０Ｓの内側にある脳エレメント（解析にあたって定義された脳モデル９０の要素）における誘導電場の平均値を有効刺激脳表面誘導電場強度とした。

（ｃ）コイルの上方向漏れ磁場の解析
図１８の比較モデルと，図２１〜図２４に示す４つの磁性体１００Ａ〜１００Ｄを含む図１９の改変モデルについて，図２５に示すように，ターゲット点から上方（Ｚ軸方向）に６０ｃｍ離れた評価地点の磁場強度を計算した。

（ｄ）刺激ロバスト性の解析
刺激コイル８が所定の位置からずれた場合でも目的の刺激位置に所望の刺激強度を与えることができる領域の大きさ（ロバスト性）を評価するため，脳表面における最大誘導電場の７０％を有効刺激強度とし，有効刺激強度と同じ又はそれ以上の電場を有する領域を有効刺激領域とした。有効刺激領域のＸ方向幅とＹ方向をそれぞれ求め，それらの半分の値を最大許容ずれ誤差とした。

２．１．３ 解析結果
（ａ）脳表面の誘導電場強度
比較モデルＭＦ（図１８）における脳表面誘導電場強度の分布を図２６，改変モデルＭＹ，ＭＹａ，ＭＸ，ＭＸａ（図１９，図２１〜図２４を参照）における脳表面誘導電場強度の分布を図２７〜図３０に示す。

（ｂ）ターゲット点の有効刺激脳表面誘導電場強度
ターゲット点における有効刺激脳表面誘導電場強度を表１に示す。

表１に示すとおり，磁性体がない比較モデルの有効脳表面誘導電場強度は１１８（Ｖ／ｍ）であった。これに対し，４種の改変モデルＭＸ，ＭＸａ，ＭＹ，ＭＹａの有効脳表面誘導電場強度はそれぞれ１２０（Ｖ／ｍ），１２９（Ｖ／ｍ），２９７（Ｖ／ｍ），２０７（Ｖ／ｍ）で，いずれの改変モデルも比較モデルよりも大きな有効脳表面誘導電場強度が得られた。特に，改変モデルＭＹ（Ｙ方向に電磁鋼板を積層した直方磁性体を有するモデル）では，比較モデルの約２．５倍の有効脳表面誘導電場強度が得られた。この結果より，偏心８字渦巻きコイル８の上に磁性体２２を配置したいずれの改変モデルＭＸ，ＭＸａ，ＭＹ，ＭＹａも，比較モデルＭＦに比べてより多くの誘導電場を脳モデル９０の表面及びその内部に形成し得ることが分かる。また，偏心８字渦巻きコイル８の中心軸８Ｌ（Ｘ方向）に直交する方向（Ｙ方向）に電磁鋼板を積層した改変モデルＭＹ，ＭＹａの場合，偏心８字渦巻きコイルの中心軸を平行な方向（Ｘ方向）に電磁鋼板を積層したモデルＭＸ，ＭＸａよりも遙かに大きな誘導電場を脳モデル９０の表面及びその内部に形成し得ることが分かる。

（ｃ）磁性体内誘導電場
Ｘ方向、Ｙ方向にそれぞれ電磁鋼板を積層した直方磁性体２２を備えた改変モデルＭＸ，ＭＹについて，磁性体中央部のＹ方向断面とＸ方向断面に生じた誘導電場の強度分布を解析した。解析結果を図３１及び図３２に示す。図３１及び図３２に示すように，改変モデルＭＸの場合，高強度の誘導電場が磁性体２２の下面側に表れ，低強度の誘導電場が磁性体２２の上面側に表れるという結果が得られた。改変モデルＭＹの場合，左側領域では高強度の誘導電場が磁性体２２の上面側に表れるとともに低強度の誘導電場が磁性体２２の下面側に表れるが，右側領域では高強度の誘導電場が磁性体２２の下面側に表れるとともに低強度の誘導電場が磁性体２２の上面側に表れる，という結果が得られた。

この結果から，図３１〜図３４に矢印で示すように，改変モデルＭＸではＹ方向断面に沿った一つの環状に誘導電流が流れ，改変モデルＭＹでは左右のそれぞれの領域でＸ方向断面に沿った環状に誘導電流が逆方向に流れるものと考えられる。従って，いずれの改変モデルにあっても，磁性体の持つ高い透磁率により，コイル周囲の磁気抵抗が減り，脳表面での磁場が増強されて脳内の電場が強まると考えられる。Ｘ方向に電磁鋼板を積層した改変モデルＭＸの直方磁性体２２には，図３３のような誘導電流が流れ，その誘導電流が脳表面に作る誘導電流を弱める向きに，脳表面のターゲット地点に電流を流すものと考えられる。またＸ方向に電磁鋼板を積層した改変モデルＭＸａのロ字型磁性体の場合，中央部分に誘導電流が流れないため，脳の誘導電流を減少させることがないと考えられる。

Ｙ方向に電磁鋼板を積層した改変モデルＭＹの直方磁性体２２には，図３４のような誘導電流が流れるため，コイル部分８１，８２に流れる電流が脳表面に作る誘導電流に直交する向きの電流をターゲット地点に作り，Ｙ方向に電磁鋼板を積層した改変モデルＭＹａのロ字型直方磁性体の場合，透磁率は減少するが，コイル部分８１，８２に流れる電流が脳表面に作る誘導電場を弱めることがないと考えられる。従って，表１に示すように、Ｙ方向に電磁鋼板を積層した直方磁性体２２の改変モデルＭＹが，最も高効率な刺激を得ることができるものと考えられる。

（ｄ）漏れ磁場
比較モデルと４種の改変モデルについて，偏心８字渦巻きコイル８の上表面の中心点から上方（Ｚ軸方向）に６０ｃｍ離れた位置（「評価地点」という。）の漏れ磁場強度を計算した結果を得たが，評価地点における漏れ磁場の強度は，比較モデルでは８（Ａ／ｍ），４種の改変モデルではそれぞれ９（Ａ／ｍ），２４（Ａ／ｍ），９（Ａ／ｍ），２０（Ａ／ｍ）であった。また，改変モデルＭＸａ（Ｘ方向積層のロ字型磁性体を有するモデル）を除く改変モデルＭＹ，ＭＹａ，ＭＸはいずれも，国際非電離放射線防護委員会（ＩＣＮＩＲＰ）が定める安全基準を満たす結果が得られた。

磁性体２２の有無及び形状についてみると，磁性体２２の無い比較モデルの漏れ磁場が最も少なく，非ロ字型直方磁性体，ロ字型直方磁性体の順に漏れ磁場が大きくなることが分かった。これはロ字型磁性体ではその中央開口部分を通じてＺ軸上方に向かって磁場が抜ける一方，非ロ字型直方磁性体ではそのような抜け磁場が磁性体内の誘導電流によって遮断されることから漏れ磁場が減少するものと考えられる。

（ｅ）刺激ロバスト性
誘導電場のピーク（最大）値の７０％以上の誘導電場強度を有する範囲のＸ方向とＹ方向の幅を計算し，その幅の半分の値を最大許容ずれ範囲（コイル中心の位置ずれが許容される範囲）を比較モデルと４種の改変モデルについて求めた，最大許容ずれ範囲を表２に示す。

表２から明らかなように，Ｘ方向に電磁鋼板を積層した改変モデルＭＸ，ＭＸａの場合，Ｙ方向の最大許容ずれ範囲とＸ方向の最大許容ずれ範囲との差（改変モデルＭＸは２３ｍｍ，改変モデルＭＸａは１８ｍｍ）が大きかった。これに対し，Ｙ方向に電磁鋼板を積層した改変モデルＭＹ，ＭＹａの場合，改変モデルＭＸ，ＭＸａに比べて，Ｘ方向の最大許容ずれ範囲はＹ方向の最大許容ずれ範囲との差（改変モデルＭＸは７ｍｍ，改変モデルＭＸａは１４ｍｍ）が小さかった。従って，Ｙ方向に電磁鋼板を積層した改変モデルＭＹ，ＭＹａは，Ｘ方向に電磁鋼板を積層した改変モデルＭＸ，ＭＸａよりも高いロバスト性を有することが確認された。改変モデルＭＸ，ＭＸａでは，磁性体２２が持つ高い透磁率によって，コイル８の上方や側方の磁束線が磁性体２２に引き寄せられ，上方や側方の漏れ磁束が減少する効果が発揮されることが確認された。従って、特に在宅治療用の磁気刺激装置では、周辺機器との干渉を避けるために漏れ磁束の減少が求められるため，磁性体２２の使用が有効であると考えられる。また，磁性体２２における電磁鋼板の積層方法を変えることによって，脳の誘導電流の分布を調整できることが確認された。さらに、誘導電流の分布範囲を拡大することによって，コイルの位置ずれが生じてもターゲット地点での刺激効果には影響が生じない，すなわち位置ずれに対するロバスト性を高めることができることが確認された。この点も，位置決め機構を簡便化できるという点で，在宅治療用磁気刺激装置に有用である。

２．２ 数値解析２
２．２．１ 解析モデル
シミュレーションによって最適な刺激効率の磁性体の形状モデルを求めるために，実際の治療環境に近い有限要素解析モデルを作成した。磁性体の形状や空気領域の設定等の点で解析条件ごとに多少の差異はあるが，概略図３５に示す構成の基本解析モデルについて解析を行った。各解析モデルにおいて，実際の人の頭の皮膚から脳の灰白質までの平均距離が約１３ｍｍ［参考文献２３］であることから，コイル８と脳モデル９０の表面との距離は１３ｍｍに設定した。また，脳や磁性体２２よりも大きな空気領域を設定した。脳や磁性体２２に比べて空気領域が小さ過ぎると，空気領域の端領域における解析磁場が変形し，実際に形成される磁場と相違する可能性があると考えられるからである。さらに，磁性体２２はコイル８の上方に配置した。脳内に磁性体２２を埋め込む侵襲性モデルを除外するためである。

解析モデルは，ＳＩＭＥＮＳ株式会社から商業的販売されている「Ｆｅｍａｐ ｗｉｔｈ ＮＸ Ｎａｓｔｒａｎ ｖ１０．３．１」を用いて作成した。解析モデルの各要素を作成するにあたって，分解能は１〜５ｍｍに設定した。

２．２．２ 刺激コイル
解析には，図３７に示す偏心８字型コイルを用いた。このコイルは，２０１２年関野氏によって開発されたコイルで，非偏心８字型コイルに比べてより高い刺激効率が得られるという利点がある。図３６の左側のコイルには，反時計回り方向に，３．１５ｋＨｚ，３ｋＡのパルス電流を印加した。図３６の右側のコイルには，時計回り方向に，３．１５ｋＨｚ，３ｋＡのパルス電流を印加した。

２．２．３ 磁性体の特性
解析に用いた磁性体（鉄心）は，入手が容易な強磁性体の鉄とした。鉄の比透磁率を５，０００，鉄の電気伝導率を１０，０００，０００（Ｓ／ｍ）に設定した。鉄の形状は，加工の容易性を考慮して直方体とした。薄い鉄板の積層体からなる磁性体を想定したモデルについては，磁性体の電気伝導性に方向性を持たせるために，電磁場を解析する際に積層方向と直交する方向の電気伝導率を０（Ｓ／ｍ）に設定した。

２．２．４ 有限要素法
有限要素法の解析は，株式会社フォトンから商業的に入手可能な電気伝導率ソフトウェアＰｈｏｔｏＳｅｒｉｅｓ［参考文献２８］を用いて行った。その際，過電流解析は，動磁場の周波数応答解析ソフトＰＨＯＴＯ−ＥＤＤＹｊｗ［参考文献２７］を用いて行った。このプログラムは，形状データ，物性値，境界条件，コイル電流の入力条件に基づいて磁場分布を有限要素法により計算するものである［参考文献２４〜２６］。

２．２．５ 誘導磁場の計算
誘導電場の計算式は「２．１．２ 解析方法（ａ）誘導電場の計算式」で説明した通りである。有限要素法を用いた解析の計算は，分解能を約１ｍｍに設定した場合，約２０時間要した。解析結果の表示には，Ｆｅｍａｐを用いた。

２．２．６ 高刺激効率な磁性体の設計及び誘導電場解析
２．２．６．１ 磁性体の形状による刺激効率とロバスト性の変化
偏心８字型コイルに強磁性体である鉄の部材を設けることで，コイルから上方向に広がる磁場を磁性体に集めることにより脳モデル表面に向けて強い磁場を形成すること，また，磁性体内の誘導電流が新たに脳表面に誘導電場をつくることで刺激効率を向上すること，を確認すべく解析を行った。また，種々の形態の磁性体を付設したコイルのロバスト性を評価した。

（ａ） 解析方法と評価基準
解析方法は上述のとおりである。刺激効率は，脳モデル表面の中央部分における誘導電場強度の平均値で評価する。具体的には，図３７Ａ及び図３７Ｂに示す脳モデルの表面中央部分から半径１０ｍｍの球内にある要素が有する誘導電場強度の平均値を平均誘導電場強度とした。

ロバスト性に関して，脳モデル表面の中央部分における誘導電場の最大値の７０％の強度を持つ領域を有効刺激強度とし，その領域のＸ軸方向とＹ軸方向のそれぞれの最大長の半値をロバスト性評価指標の有効刺激距離とした。この有効刺激距離は，脳モデルの上表面中央部を通るＸ軸方向の直線とＹ軸方向の直線の上にあって，脳モデルの上表面中央部における誘導電場強度の７０％の強度になる座標と脳モデルの上表面中央部との距離を「有効刺激距離」と設定した。

（ｂ） 解析モデル
磁性体２２の無いモデル（モデル１）と，直方体型磁性体を有するモデル（モデル２），直方体型磁性体の中央部分に四角形の開口を形成した四角枠型磁性体を有するモデル（モデル３）を作成した。コイルと磁性体の配置２２は前述のとおりである。なお、各解析において、モデル番号を１から付すものとする。モデル２とモデル３の寸法は図３７Ａ及び図３７Ｂに示すとおりである。図３７Ｂの四角枠型磁性体の場合，開口の範囲は最も誘導電流が流れる部分が好ましいと考えられる。従って，開口２２ａの大きさは，左右円形コイル部分８１，８２の最外周導線部分の中心が開口縁に一致するように決めた。磁性体２２の比透磁率は５，０００とした。磁性体の電気伝導率は，等方的であり，１０，０００，０００Ｓ／ｍとした。コイル８の下面と脳モデル９０の上面との距離は３０ｍｍにした。

図３７Ａの直方体型磁性体の場合，磁性体２２内を流れる誘導電流は磁性体２２の中央部分で最も大きくなると考えられる。これは，ファラデーの電磁誘導の法則から明らかなように，磁性体２２の中央部分は磁束密度の変化率が最も大きく，そのため該中央部分における誘導電場が大きくなるためである。また，電気伝導率が等方的であることから，誘導電流も大きくなる。磁性体２２の中央部分を切除したモデル３（図３７Ｂ）の場合，磁束は磁気抵抗の低い四角枠型磁性体の上部と下部をＹ軸方向に伸びると考えられる。従って，四角枠型磁性体では，磁場の漏れは少ないと考えられる一方で，直方体型磁性体では磁性体２２の中央部分の誘導電流が脳モデル９０の表面中央部に電場を誘導するのに対して四角枠型磁性体ではそのような電場を誘導することないため，四角枠型磁性体を有するモデル３では最も高い刺激効率が得られたものと考えられる。

（ｃ） 解析結果
上記モデル１〜３の脳モデル９０の表面における誘導電場強度の解析結果を図３８Ａ〜図３８Ｃに示す。解析結果から、磁性体２２の無いモデル１（図３８Ａ）の脳表面平均誘導電場強度は６９．３Ｖ／ｍ，直方体型磁性体２２を有するモデル２（図３８Ｂ）の表面平均誘導電場強度は４９．５Ｖ／ｍ，枠型磁性体２２を有するモデル３（図３８Ｃ）の表面平均誘導電場強度は１２０Ｖ／ｍであった。

モデル１〜３のそれぞれの刺激ロバスト性の評価結果を図３９に示す。図３９（ａ），（ｄ）に示すように、磁性体２２の無いモデル１の場合，Ｘ軸方向有効刺激距離は０．０４１ｍ，Ｙ軸方向有効刺激距離は ０．０６７８ｍであった。図３９（ｂ），（ｅ）に示すように、直方体型磁性体２２を有するモデル２の場合，Ｘ軸方向有効刺激距離は ０．０３０４ｍ，Ｙ軸方向有効刺激距離は０．０７３５ｍである。図３９（ｃ），（ｆ）に示すように、四角枠型磁性体２２を有するモデル３の場合，Ｘ軸方向有効刺激距離は０．３０３ｍ，Ｙ軸方向有効刺激距離は０．０６８９ｍであった。

刺激効率に関して，モデル３の刺激効率は大幅に改善された。具体的に，モデル３の刺激効率はモデル１の刺激効率の１７３％であった。しかし，モデル２の刺激効率はモデル１の刺激効率の約７１％であった。刺激のロバスト性に関しては，モデル間で顕著な相違は無かった。

四角枠型磁性体２２を有するモデル３が磁性体２２の無いモデル１よりも高い刺激効率が得られたのは，コイル８の磁場が強磁性体（鉄）の存在によって磁性体２２に集められたことによると考えられる。また，直方体型磁性体２２を有するモデル２に比べて四角枠型磁性体２２を有するモデル３ではより高い刺激効率が得られたのは，直方体型磁性体２２では磁性体２２の中央部分を流れる誘導電流が脳モデル９０の表面にコイル８の電場とは逆向きの電場を形成するのに対し，四角枠型磁性体２２ではそのような逆向きの電場を形成することがないためであると考えられる。

モデル３が高刺激効率であったことに関して，より電磁気的な説明を加えるならば，磁性体が存在する部分は磁気抵抗が著しく低下するため，磁束がほぼ磁性体を通り，より効率的に脳表面へ磁場を送り込むことができるためである。

図４０Ａは直方体型磁性体の表面における誘導電流密度（Ｘ方向成分）を示す等高線図であり、図４０Ｂは直方体型磁性体の表面における誘導電流密度（Ｙ方向成分）を示す等高線図である。図４０Ａから分かるように，磁性体２２の中央部分では電流密度のＹ軸方向成分はＹ＋方向により強い強度を持ち，これが脳モデル９０の表面においてコイル８が作る誘導電場とは逆向き（すなわち，Ｙ方向）の誘導電場を誘導する。これに対し，図４０Ｂに示すように、四角枠型磁性体では，切除された中央部分にＹ＋方向の誘導電流が誘導されることがないので，コイル８が脳モデル９０の中央部に誘導する誘導電場を減衰させることがない。

図４１は，四角枠型磁性体を有するコイルのコイル中央部分を磁性体から脳モデルに向かってＺ−方向に伸びる線上の磁場強度部分の近似グラフを示す。図４１において、Ｚ座標の０は脳表面であり、図４１はコイル中央を貫くＺ方向ライン上の磁場密度を表す。図４１から，磁性体２２の無いモデルに比べて，四角枠型磁性体２２を有するモデルでは，Ｚ−方向に強い磁場が形成されることが分かる。

２．２．６．２ 磁性体の電気特性による刺激効率とロバスト性の変化
磁性体の電気特性，すなわち，誘導電流の方向，が刺激効率に及ぼす影響を検討した。

磁性体２２を複数の磁性板を積層することによって構成するとともにその積層方向を変えることによって，誘導電流の流れる方向を制限した。上述の解析結果から明らかなように，磁性板をＹ軸方向に積層すると同方向には誘導電流が流れなくなるので，四角枠型磁性体２２を有するモデルでは，コイルによって脳表面中央部に形成される誘導電場が影響を受けることがないと考えられる。また，Ｘ軸方向の磁性体両端部分をＸ軸方向に積層すると，コイルが脳モデル表面上で誘導渦電流の向きに形成する誘導電流を磁性体内に流すことができると考えられる。

検討は直方体型磁性体のみについて行った。理由は，磁性体中央部に流れる誘導電流は磁性板の積層方向を調整することによって概ね制御できる，また，モデル全体を磁気回路として見た場合，直方体型磁性体の磁気抵抗は四角枠型磁性体のそれよりも小さいからである。

（ａ）解析モデル
直方体型磁性体を有する４つの解析モデル，すなわち，磁性板をＸ軸方向に積層したＸ積層モデル１（誘導電流がＹＺ面に沿って流れるモデル），磁性板をＹ軸方向に積層したＹ積層モデル２（誘導電流がＸＺ平面に沿って流れるモデル），磁性板をＸ軸方向とＹ軸方向に積層したＸＹ積層モデル３，磁性体の無い無磁性体モデル４を用意した。

ＸＹ積層モデル３は，図４２に示すように，Ｘ軸方向両端側の領域では磁性板をＸ軸方向に積層し，該両端側の領域の間にある中間領域では磁性板をＹ軸方向に積層したものである。このＸＹ積層モデル３では，偏心８字型コイル８単体が脳内に作る誘導電流とは逆向きの誘導電流が磁性体内に流れ，その結果，該誘導電流によって，脳表面中央部には偏心８字型コイル８が作る誘導電場と同じ向きに電場が作られて，刺激効率が向上すると考えられる。各モデルにおいて，脳モデル９０の表面とコイル８の下側表面との距離は，実際の刺激環境とほぼ同一の１３ｍｍに設定した。

（ｂ）解析結果
４つの解析モデル１〜４についてそれぞれ，脳モデル９０の表面のターゲット部位における平均誘導電場強度の解析結果を図４３Ａ〜図４３Ｄに示す。解析結果から、Ｘ積層モデル１の平均誘導電場強度は１２０Ｖ／ｍ，Ｙ積層モデル２の平均誘導電場強度は４１５Ｖ／ｍ，ＸＹ積層モデル３の平均誘導電場強度は５０２Ｖ／ｍ，無磁性体モデル４の平均誘導電場強度は１３９Ｖ／ｍであった。

ロバスト性の評価結果を図４４に示す。図４４（ａ），（ｂ）に示すように，Ｘ軸積層モデル１のＸ軸方向有効刺激距離とＹ軸方向有効刺激距離はそれぞれ０．０２４２ｍ，０．０６４４ｍであり、図４４（ｃ），（ｄ）に示すように、Ｙ軸積層モデル２のＸ軸方向有効刺激距離とＹ軸方向有効刺激距離はそれぞれ０．０３４６ｍ，０．０６４９ｍであり、図４４（ｅ），（ｆ）に示すように，ＸＹ軸積層モデル３のＸ軸方向有効刺激距離とＹ軸方向有効刺激距離はそれぞれ０．０６０７ｍ，０．０６９７ｍであり、図４４（ｇ）、（ｈ）に示すように、無磁性体モデル４のＸ軸方向有効刺激距離とＹ軸方向有効刺激距離はそれぞれ０．０３２７ｍ，０．０５９８ｍであった。

脳の一次運動野付近に約１８Ａ／ｍ^２の誘導電流密度を印加すると指にトイッチが見られることが過去の臨床実験結果で確認されたことを考慮すると，刺激部位を灰白質（灰白質の電気伝導率を０．１１Ｓ／ｍとする）とした場合，ｊ＝σＥの関係によれば，刺激効果が得られる誘導電場強度は約１６４Ｖ／ｍと考えられる。従って，積層モデル３は治療に必要な刺激強度を有していることが確認できた。

図４４に示す脳表面誘導電場の解析結果より，ＸＹ積層モデル３が最も高い刺激効率を示すことが分かる。Ｙ積層モデル２は，無磁性体モデル４の刺激効率の２〜３倍の高い刺激効率を示すが，脳モデルの両端領域で下向きの誘導電場が作用する。ＸＹ積層モデル３では，磁性体内に図４５に示す誘導電流が流れ，それによって脳表面中央部分に偏心８字型コイルが作る誘導電場の向きと同じ向きに誘導電場が作られる。このような理由から，ターゲット部分である中央部分に高い誘導電場強度が得られたものと考えられる。

Ｘ積層モデル１の磁性体内に流れる電流が最も大きいため，脳モデル上表面の中央部における誘導電場強度が低下した現象が発生したと考えられる。

すべてのモデルについて，ファラデーの法則によれば，磁性体の中央部分を貫通する最も大きな磁場が形成されるため，そこに最も大きな電場が誘導されると考えられる。しかし，誘導電場はＹ軸方向成分がＸ軸方向成分よりも相当大きいため，Ｙ積層モデル２の磁性体内ではＹ軸方向の誘導電流が流れることはない。そのため，二番目に大きな磁場の変化率を生じたＸ積層モデル１の磁性体内に生じる誘導電流が最大となった。

磁性体内の誘導電流密度の解析結果の写真画像を図４６に示す。図４６から明らかなように、図４５に示す誘導電流が磁性体内に流れていることが確認できる。

ロバスト性に関しては，Ｙ積層モデル２とＸＹ積層モデル３のロバスト性が無磁性体モデル４のそれよりも約１０％向上した。また，ＸＹ積層モデル３の場合，有効刺激距離がＸ軸方向に２倍程度広がった。これは，偏心８字型コイルがつくる誘導電場は極めて局所性が高いものであるが，Ｙ軸方向積層磁性体を設けることによって脳表面にＸ軸方向の誘導電場が誘導され，それにより，誘導電場が全体的にＸ軸方向に広がったものと考えられる。ＸＹ積層モデル３の場合，併せて，脳表面の両端部分に形成される強い誘導電場によって，誘導電場が全体的にＸ軸方向に広がったものと考えられる。

２．２．６．３磁性体の形状と電気特性の組み合わせによる刺激効率の変化
上述した，磁性体形状による刺激効率の変化と磁性体の電気的特性による刺激効率の変化の検討をもとに，最適な刺激効率を有する磁性体の構成を検討した。上述のように，磁性体は，その形状により，Ｚ＋方向の磁場を集めて脳表面に向かう大きな磁場を作ることが確認できた。しかし，偏心８字型コイルの最外周導線部分の近くでは，コイルによって誘導される誘導電流が小さく，コイルから発生する磁場も弱いため，磁性体のＹ軸方向長さがコイルの同方向長さより短くても，刺激効率に影響はないと考えられる。

（ａ）解析モデル
解析のために，磁性体の大きさが異なる３つのＸＹ積層モデル−２２０×１２２×１０ｍｍ（モデル１（図４７Ｂ）），２２０×１００×１０ｍｍ（モデル２（図４７Ａ）），２２０×１４０×１０ｍｍ（モデル３）―を作成した。このようなモデルを用意したのは，偏心８字型コイル８の全体を覆う大きさの直方体型磁性体２２はコイル８が形成するほぼ全ての磁場を集めることから最も刺激効率が良いと考えられる。また，上述のとおりＸＹ積層モデルが最も刺激効率が良いと考えられる。さらに，そのような磁性体と比較することによって最適な磁性体形状が得られると考えられるからである。

（ｂ）解析結果
３つの解析モデル１，２，３について，脳モデル表面のターゲット部位における平均誘導電場強度を解析した結果から、モデル１の平均誘導電場強度は５０２Ｖ／ｍ，モデル２の平均誘導電場強度は５０７Ｖ／ｍ，モデル３の平均誘導電場強度は５０６Ｖ／ｍであった。従って，Ｘ方向の長さは最も小さい（１００ｍｍ）モデル２が最適であることが確認された。

モデル１〜３のロバスト性を評価した結果を図４８に示す。図４７Ｂのモデル１のＸ軸方向有効刺激距離とＹ軸方向有効刺激距離はそれぞれ０．０６０７ｍ，０．０６９７ｍであり，図４７Ａのモデル２のＸ軸方向有効刺激距離とＹ軸方向有効刺激距離はそれぞれ０．０５２９ｍ，０．０６６６ｍであり、モデル３のＸ軸方向有効刺激距離とＹ軸方向有効刺激距離はそれぞれ０．０５２６ｍ，０．０６６９ｍであった。

以上説明したように、刺激効率に関して，モデル１，２，３は同程度の値を示した。これは，Ｙ軸方向の長さが１００ｍｍのモデル２でも，Ｙ軸方向の長さがそれよりも大きなモデル１，３と同程度の刺激効率が得られることを示す。Ｙ軸方向の刺激ロバスト性に関して，モデル１，２，３の間で大きな差異は無かった。Ｘ軸方向の刺激ロバスト性に関して，モデル１がもっとも刺激範囲が広く，これに比べて他のモデル１，３の刺激範囲は約１３％小さかった。しかし，Ｘ軸方向の許容誤差（約２５ｍｍ），位置合わせ用ヘルメットモデルの位置ずれ誤差等を考慮すれば，Ｙ軸方向長さが１００ｍｍの最小モデル２の磁性体が最適な刺激効率を有するといえる。

２．２．６．４在宅用コイルに用いる積層磁性体の最適な厚さ
在宅治療用に適した重さの刺激コイル８を得るという観点から，コイルが発生する磁束を十分に集めることができ且つ必要な刺激効率が得られる磁性体の厚さを検討した。

（ａ）コイルで発生した磁束を集めることができる磁性体の厚さ
コイル８の取り扱いの点から，磁性体は軽ければ軽いほど好ましい。しかし，磁性体を薄くしすぎると，コイル８から発生する磁力線を磁性体２２内に集めることができなくなる。そこで，コイル８から発生する磁束線をほぼすべて集めることができる磁性体の厚さを，３つのＹ軸積層モデル（磁性体の厚さが２ｍｍ，５ｍｍ，１０ｍｍのモデル１，２，３）について近似的に計算した。計算上，各モデルを図４９の等価磁気回路に置き換えた。図４９において、Ｓは磁性体２２のＹＺ断面の面積である。

図４９の等価回路で得られる磁束Φは式（１０）で与えられる。式（１０）において，ｒ_１，…，ｒ_１０（１０回巻きコイルの場合）は偏心８字型コイルの各導線ループの平均半径である。ここで、磁場Ｈは次式で表される。

次に，等価回路の方程式は次式の式（１１）のように表すことができる。

ここで、Ｎはコイル８の巻き数，ＮＩは起磁力である。回路に流れる電流は３ｋＡ，Ｎ＝１０である。空気の断面積１００ｃｍ×１００ｃｍ＝１ｍ^２とすると，求める断面積はＳ＝２．９３^７となる。ここで，磁性体２２のＹＺ断面におけるＹ軸方向の長さは１２０ｍｍであるあるため，コイルから発生する磁力線をすべて磁性体２２内に集めることができる磁性体２２の厚さは約１．５ｍｍ（＝２．９３^７／１２０）である。

（ｂ）解析モデルと評価方法
３つのＹ積層モデル（磁性体の厚さがそれぞれ２ｍｍ，５ｍｍ，１０ｍｍのモデル１，２，３）を作成し，それぞれのモデルについて脳表面誘導電場強度を計算し比較した。

（ｃ）解析結果
この解析結果から、モデル１，２，３における脳表面中央部分の平均誘導電場強度はそれぞれ３９０Ｖ／ｍ，３８０Ｖ／ｍ，４１５Ｖ／ｍであった。この解析結果が示すように，磁性体の厚さは脳表面誘導電場の平均値に大きな影響を与えることがなく，磁性体２２の厚さが２ｍｍの場合でも，コイル８から発生する磁束をすべて集めることができることが分かった。厚さが２ｍｍの磁性体２２の重量は４０グラムで，実際の使用において重量が問題となることはないと考えられる。

磁性体２２の厚さが１０ｍｍの場合，少しだけ高い刺激効率が得られる。理由は，磁性体の上表面に流れる誘導電流はコイルが脳表面に形成する誘導電場を弱める作用をするものの，ビオ・サバールの法則により誘導電場の強さは距離の二乗に反比例するからである。磁性体２２の上表面と脳モデル９０の表面との距離が最も大きいモデル３（磁性体の厚さが１０ｍｍのモデル）が最もこの効果が弱いため，最も高刺激効率であったと考えられる。

モデル１のＸ軸方向有効刺激距離とＹ軸方向有効刺激距離はそれぞれ０．０４９０ｍ，０．０６０６ｍ，モデル２のＸ軸方向有効刺激距離とＹ軸方向有効刺激距離はそれぞれ０．０４８５ｍ，０．０５９０ｍ，モデル３のＸ方向のＸ軸方向有効刺激距離とＹ軸方向有効刺激距離はそれぞれ０．０４６１ｍ，０．０６１３ｍであった。

２．２．６．５ドーム型コイルの特性評価
（ａ）在宅用経頭蓋磁気刺激装置に最適な刺激ロバスト性
患者自身によるコイル位置の調整を可能にするヘルメット型の位置合わせシステムが検討されているが，このような自己調整型システムは約２０〜３０ｍｍの位置合わせ誤差を許容できるロバスト性能が望まれる。また，磁性体の特性とロバスト性の関係を予め知見しておくことが大切である。そこで，種々の磁性体モデルを用意し，それぞれについて刺激ロバスト性能を評価した。

（ｂ）磁性体を有するドーム型コイルの刺激ロバスト性
特許文献３で提案されたドーム型コイル（図５０Ａ及び図５０Ｂ参照）に磁性体を設けたモデル（図５１Ａ及び図５１Ｂ）のロバスト性を評価した。

（ｃ）解析モデル
図５０Ａ及び図５０Ｂに示すドーム型コイルの中空部にＸ軸方向積層磁性体を配置したモデル（図５１Ａ及び図５１Ｂ）について，脳表面誘導電場と，Ｘ軸方向とＹ軸方向の刺激ロバスト性を評価した。磁性体の無いドーム型コイルモデル（モデル１），厚さ４ｍｍの磁性体を有するドーム型コイルモデル（モデル２），厚さ１２ｍｍの磁性体を有するドーム型コイルモデル（モデル３）を用意した。図５１Ａ及び図５１Ｂにおいてコイルモデルの下に表れる部分は脳モデル９０である。

Ｘ方向に磁性板を積層した磁性体２２を採用したのは，ドーム型コイルが脳モデル内に作る誘導電場の分布を乱さないようにするためである。このモデルは，刺激ロバスト性を過剰に変化させることなく刺激効率を上げることができると考えられる。

（ｄ）解析結果
コイルモデル１〜３に対する脳表面誘導電場の解析結果をそれぞれ図５２Ａ〜図５２Ｃに示す。解析結果から，コイルモデル１（無磁性体、図５２Ａ）の平均誘導電場強度は７１．８Ｖ／ｍ，コイルモデル２（磁性体の厚さが４ｍｍ、図５２Ｂ）の平均誘導電場強度は４５３Ｖ／ｍ，コイルモデル３（磁性体の厚さが１２ｍｍ、図５２Ｃ）の平均誘導電場強度は５０１Ｖ／ｍであった。この結果が示すように，Ｘ方向積層磁性体を設けることにより，ドーム型コイルの作る磁場を磁性体に集め，脳の刺激効率が飛躍的に向上することが分かる。また，磁性体２２の厚さが大きくなると，磁性体２２の下表面と上表面との距離が大きくなり，それにより上表面の誘導電流によって脳表面誘導電場が弱まる作用が小さくなることから，磁性体２２の厚さが１２ｍｍのコイルモデル３では脳表面誘導電場が更に増加したと考えられる。

磁性体２２の無いコイルモデル１におけるＸ軸方向とＺ軸方向のロバスト性を図５３Ａ及び図５３Ｂに示す。磁性体２２の無いコイルモデル１のＸ軸方向とＹ軸方向の有効刺激距離は０．０８２１ｍ，０．０４５０ｍであり、厚さ４ｍｍの磁性体２２を有するコイルモデル２のＸ軸方向とＹ軸方向の有効刺激距離は０．０７５５ｍ，０．０５５５ｍ，厚さ１２ｍｍの磁性体を有するコイルモデル３のＸ軸方向とＹ軸方向の有効刺激距離は０．０７４５ｍ，０．０５６０ｍであった。

この結果から，Ｘ軸方向の積層磁性体２２を設けることでＸ軸方向の有効刺激距離が減少することが分かる。また，磁性体２２を配置することにより，刺激範囲の形状がより円形に近くなることが確認された。厚さ４ｍｍの磁性体２２を有するコイルモデル２のインダクタンスは８５．９μＨであった。偏心８字型コイルに比べて，コイル８の巻き密度及び断面積が大きく且つコイル８の内部に磁性体が配置されていることから，インダクタンスが大きくなったと考えられる。

（ｄ）刺激ロバスト性の比較
上述した複数の解析モデルについて評価した刺激ロバスト性（有効刺激距離）を図５４にまとめた。図５４の番号のコイルモデル（以下、ＣＭ１〜ＣＭ１４とする。）は以下の通りである。

ＣＭ１：Ｘ積層直方体型磁性体（２２０×１２２×１０ｍｍ）を有するコイルモデル；
ＣＭ２：Ｙ積層直方体型磁性体（２２０×１２２×１０ｍｍ）を有するコイルモデル；
ＣＭ３：ＸＹ積層直方体型磁性体（２２０×１２２×１０ｍｍ）を有するコイルモデル；
ＣＭ４：無磁性体コイルモデル；
ＣＭ５：ＸＹ積層直方体型磁性体（２２０×１００×１０ｍｍ）を有するコイルモデル；
ＣＭ６：ＸＹ積層直方体型磁性体（２２０×１４０×１０ｍｍ）を有するコイルモデル；
ＣＭ７：Ｙ積層直方体型磁性体（２２０×１２２×２ｍｍ）を有するコイルモデル；
ＣＭ８：Ｙ積層直方体型磁性体（２２０×１２２×５ｍｍ）を有するコイルモデル；
ＣＭ９：無磁性体ドーム型コイルモデル；
ＣＭ１０：Ｘ積層直方体型磁性体（厚さ４ｍｍ）を有するドーム型コイルモデル；
ＣＭ１１：Ｘ積層直方体型磁性体（厚さ１２ｍｍ）を有するドーム型コイルモデル；
ＣＭ１２：磁性体から距離１０ｍｍの位置にフェライト（返しが１５ｍｍ）を挿入したコイルモデル；
ＣＭ１３：Ｘ積層四角枠型磁性体を有するコイルモデル；
ＣＭ１４：Ｙ積層四角枠型磁性体を有するコイルモデル。

図５４から以下のことが分かる。無磁性体モデルＣＭ４よりもＸ軸方向の有効刺激距離が小さいモデルは，Ｘ積層直方体型磁性体（２２０×１２２×１０ｍｍ）を有するコイルモデルＣＭ１だけである。理由は，Ｘ方向積層磁性体内の誘導電流が，コイルによって作られる脳表面誘導電場を小さくするように作用するためである。

偏心８字型コイルに磁性体２２を設けても，Ｙ軸方向の有効刺激距離は大きな変化しない。理由は，偏心８字型コイルが脳表面中央部分に作る誘導電場のＹ軸方向成分が十分に強いため，磁性体２２によって作られる誘導電場の影響を受けても依然として大きな値を維持するからであると考えられる。

ＸＹ積層磁性体のコイルモデルＣＭ３，ＣＭ５，ＣＭ６は，高ロバスト性のドーム型コイルと刺激方向は異なるものの，同等の刺激範囲を有する。理由は，ＸＹ積層磁性体の中で，Ｘ方向積層磁性体部分の誘導電流は，偏心８字型コイルが脳モデルの両端領域に作る誘導電場を強める向きに作用するが，Ｙ方向積層磁性体部分の誘導電流は，偏心８字型コイルが脳モデルの中央に作る誘導電場と直交する向きの電場を作るためである。すなわち，８字型コイルが作る脳内誘導電場をＸ軸方向に引き伸ばすように，磁性体内の誘導電流が作用するためである。

四角枠型Ｙ積層磁性体を有するコイルモデルＣＭ１４では，積層方向を調整することで，コイルが脳表面につくる誘導電場を相殺することができる。また，中央部分の磁性体部分が切除されたコイルモデルＣＭ１３，ＣＭ１４では，該中央部分の真下の部分に形成される誘導電場が影響を受けず，そのためにＸ軸方向とＹ軸方向の有効刺激距離が図５５Ａ及び図５５Ｂに示すように伸びたものと考えられる。

２．２．７ 漏れ磁場を抑制する磁性体の設計と漏れ磁場の解析
（ａ）漏れ磁場
放射線を利用した在宅システムは，国際非電離放射線防護協会（ＩＣＮＩＲＰ）が定める，人間が被曝しても安全とされる電磁波レベルの安全基準（表３参照）を満たす必要がある。経頭蓋磁気刺激装置では，そこで想定されている刺激条件が約３ｋＨｚであるため，許容磁場レベルは２１Ａ／ｍである。

患者以外の非医療従事者がシステムを操作する場合では，非医療従事者は刺激コイル８から６０〜１００ｃｍまで接近すると考えられる。従って，非医療従事者への安全性を確保するためには，刺激コイル８から６０〜１００ｃｍ離れた場所での磁場レベルを安全値以下に設定することが望まれる。

一方，Ｙ方向積層直方体型磁性体を有するコイルモデルでは，コイル８から発生する磁場のすべてが積層磁性体２２の内部を通過せず，一部は磁性体２２の外部の空間に漏れると考えられる。そこで，Ｙ方向積層直方体型磁性体２２を有するコイルモデルについて，磁性体２２の外部に漏れる磁束を解析する。解析に用いた等価磁気モデルを図５６に示す。図５６の等価回路の磁気回路方程式を式（１２）に示す。

式（１２）において，（Φ_ｉｒｏｎ＋Φ_{ａｉｒ−ａｂｏｖｅ}）はコイル８から発生する磁束の密度に空気の透磁率を乗じて得られる値と同等である。コイル８から発生される磁場を式（１１）のように近似し，次式を代入する。

Ｎ＝１０．１，
Ｉ＝３．０３，
μ_０＝４π×１０^−７，
ｌ_{ａｉｒ−ｂｅｌｏｗ}＝０．０４π，
ｌ_ｉｒｏｎ＝０．２２，
μ_ｒ＝５０００，
Ｓ_ｉｒｏｎ＝０．１２２×０．０１

このとき，磁性体２２を通る磁束は式（１３）のとおり計算される。

磁気回路を流れる磁束は減少しないと仮定できるので式（１４）が成立する。

磁気回路の表面積も減少しないと仮定できるので式（１５）が成立する。

式（１４）と（１５）の連立方程式を解くと，磁性体に入らず，空気領域に漏れる磁束の大きさは式（１６）で与えられる。

このように，磁性体２２から漏れる磁束は大きく，そのために，コイル８の周囲には強い漏れ磁場が発生すると予想できる。Ｚ軸方向に漏れる磁束が最も強いと考えられるが，Ｘ軸方向やＹ軸方向の漏れ磁束も予想される。従って，磁性体２２とコイル８を覆う形の磁気シールドを想定し，漏れ磁場の削減を考慮する。

磁気シールドの媒質について検討する。磁性体２２の表面に流れる電流Ｉは，コイル電流が３ｋＡとすれば，最大で約１ｋＡと考えられる。従って，磁性体２２内の誘導電流によってコイル中央部からＺ軸方向へ約１ｍ離れた場所に生じる磁場の強度は，ビオ・サバールの方程式に基づいて式（１７）のとおり得られる。

実際に磁気シールドに流れる電流は若干小さいと考えられるが，磁場の安全性基準が２１Ａ／ｍであることを考慮すると，磁性体２２内の誘導電流が作る磁場強度は無視できない大きさとなる。磁気シールドは，漏れ磁場を防ぐだけでなく，その中に誘導電流が極力流れないような，フェライトのような材質を用いることが好ましい。

（ｂ）解析モデルと評価基準
図５７の解析モデルは，図３５に示す解析モデルと似ているが，空気領域の大きさと磁気シールドの存在の点で相違する。空気領域の大きさは，広い範囲に亘って漏れ磁場の影響を検討するために，２ｍ×２ｍ×２ｍに設定した。図５７に示すように，磁性体２２は，Ｙ軸方向に磁性板を積層した，２２０ｍｍ×１２０ｍｍ×１０ｍｍの直方体型磁性体である。磁性体２２の電気伝導率は１０^７Ｓ／ｍ，比透磁率は１，５００とした。磁性体２２の上方と４つの側方を囲む磁気シールド９１は，Ｎｉ−Ｚｎフェライトで作られており，その電気伝導率は１０^−５Ｓ／ｍ，比透磁率は１，５００とした。磁性体２２と磁気シールド９１のＺ方向の間隔は２０ｍｍ，磁性体２２の下面と磁気シールド９１の天井面（内面）との距離は４６ｍｍに設定した。磁性体２２と磁気シールド９１のＸＹ方向の間隔が異なる３つのモデル−間隔５ｍｍ（モデル１），間隔１０ｍｍ（モデル２），間隔２０ｍｍ（モデル３）−と，磁気シールドの無いモデル（モデル４）を作成し，それぞれの漏れ磁場強度を計算した。

漏れ磁場の安全性基準２１Ａ／ｍは比較的小さな値であることから，強磁性体内部に発生する比較的小さな誘導電流の影響も考慮することが重要であると考えられる。従って，フェライトのような電気伝導率の小さい物質で積層磁性体２２を囲むことにより，コイル８から発生する磁場だけでなく，磁性体２２から発生する磁場も外部に漏らさないようにすることが好ましい。コイル装置の小型化の点では，フェライトと積層磁性体２２の距離はできるだけ小さい方が好ましいが，両者が接近し過ぎると，積層磁性体２２ではなくフェライトの方が磁気抵抗の小さい磁気通路となり，脳への刺激効率が低下する。

コイル中心から磁場強度２１Ａ／ｍになる位置までの距離をＸ＋方向及びＸ方向，Ｙ＋及びＹ方向，Ｚ＋方向の５方向について計測し比較する。解析モデルにおける空気エレメントの大きさが大きいため，各空気エレメントの磁場強度を縦軸，磁性体２２の上表面中央部からの距離を横軸にとったグラフに対して累乗関数近似を行った上で，磁場強度を計測した。近似手法としてはｙ＝Ｃｘ^−２の形に近づくように，統計分析フリーソフト「Ｒ」を用いて非線形回帰分析を用いて累乗近似を行った。理由としては，電磁波の減衰は距離の２乗に反比例するためである。

（ｃ）解析結果
モデル１〜４について計算した漏れ磁場強度を表４に示す。磁場強度が２１Ａ／ｍに収束しなかった解析（表中，数値を（）で囲った解析）では，空気領域の端に位置する，コイル８の中央部から１ｍの位置での磁場強度を記載した。

表４から明らかなように，磁気シールドを有するモデル（モデル１〜３）のＺ＋方向漏れ磁場は，磁気シールド９１の無いモデル（モデル４）よりも減少した。また，磁気シールド９１と磁性体２２の距離が小さくなるほど，漏れ磁場が減少した。

Ｘ軸方向とＹ軸方向に関して，磁気シールド９１を設けることによって漏れ磁場が減少することが確認できたが，磁性体２２と磁気シールド９１の距離が小さくなるほど漏れ磁場が大きくなることが分かった。これは，磁性体２２と磁気シールド９１の距離が大きくなるに従って，磁力線の曲率半径が広くなることによるものと考えられる。例えば，磁気シールド９１と磁性体２２の距離が５ｍｍの場合，磁気シールド９１に対する磁力線の入射角が小さくなり，その結果，磁力線は磁気シールド９１により吸収され易くなり，Ｚ軸方向の漏れ磁場が小さくなるものと考えられる。

実際，磁性体２２の中央を通るＸＺ断面の磁場分布を表した図５８に示すように，磁気シールド９１と磁性体２２の水平方向の距離が５ｍｍのとき（磁気シールド９１Ａ）の磁気シールド９１に対する磁力線の入射角は，磁気シールド９１と磁性体２２の水平方向距離が２０ｍｍのとき（磁気シールド９１Ｂ）の入射角よりも大きく，そのために，Ｚ＋方向に関してより遠くまで磁力線が届く。なお、磁気シールド９１Ａと９１Ｂは択一的である。図５８において、実線９３は磁性体とフェライトの距離が５ｍｍのときの磁力線であり、点線９４は磁性体とフェライトの距離が２０ｍｍのときの磁力線である。

また，Ｘ軸方向及びＹ軸方向に関しては，Ｘ軸方向の磁気シールド９１の上面に沿った磁場強度を評価しているが，フェライトの磁気シールド９１と磁性体２２の距離が５ｍｍの場合においては磁場強度のピークが部分９３ｍに近い部分にあり，２０ｍｍの場合は磁場強度のピークが部分９４ｍからＺ軸負方向の少し遠い部分にある。磁性体−フェライト間距離が２０ｍｍのモデルでは磁場強度が小さくなった。

磁気シールド９１の無いモデル４のインダクタンスは１６．７μＨ，磁気シールド９１と磁性体２２の距離を５ｍｍに設定したモデル１〜３のインダクタンスはそれぞれ１７．０μＨ，１６．８μＨ，１６．７μＨであった。磁気シールド９１と磁性体２２の距離が小さくなるほど，コイル８からの磁束が磁気シールド９１を通過することから，インダクタンスが大きくなったものと考えられる。

モデル１〜４における脳表面中央部分の誘導電場強度の平均値はそれぞれ，２８７Ｖ／ｍ，３０７Ｖ／ｍ，３０４Ｖ／ｍ，３００Ｖ／ｍであった。この結果から，磁性体２２と磁気シールド９１の距離が１０ｍｍ以下になると，磁気シールド９１の磁気抵抗が磁性体２２の磁気抵抗よりも小さくなり，その結果，脳表面誘導電場が弱くなると考えられる。従って，磁性体２２と磁気シールド９１の距離は，約１０ｍｍに設定するのが適当と考えられる。

２．２．８ 漏れ磁場を最小限に抑える磁気シールドの最適化
表４から分かるように，国際非電離放射線防護協会（ＩＣＮＩＲＰ）が定める安全基準２１Ａ／ｍをすべての方向について満足するモデルは無かった。従って，磁性体２２と磁気シールド９１の距離を１０ｍｍに設定したモデルを改良し，図５９に示すように，箱型磁気シールド９１のコイルに対向する下端開口に該下端から内方に向かって水平方向に突出する環状のフランジ（返し）９１Ｆを設けた解析モデルを作成した。

（ａ）解析モデル
図５９に示すように，フランジ９１Ｆの幅が５ｍｍ，１０ｍｍ，１５ｍｍの３つの解析モデル（モデルＭ１〜Ｍ３）を作成した。フランジ９１Ｆの材料はＮｉ−Ｚｎフェライトである。

（ｂ）解析結果
図５９の各解析モデルについて解析した漏れ磁場を表５に示す。磁場強度が２１Ａ／ｍに収束しなかった解析（表中，数値を（）で囲った解析）では，空気領域の端であるコイル中央から水平方向に１ｍの位置での磁場強度を記載した。

ここで、フェライトの返しは上記フランジ９１Ｆである。モデルＭ１〜Ｍ３のターゲット地点における脳表面誘導電場の平均値はそれぞれ，３０９，３０９，３０９Ｖ／ｍであった。従って，フランジ９１Ｆの長さは１５ｍｍが最適である。最も長いフランジ９１Ｆが有効な理由は，図６０に示すように，磁気シールド９１の底部開口から漏れ出ようとする磁束の一部がフランジ９１Ｆにトラップされるためである。

解析の結果，磁性体２２と磁気シールド９１との距離を１０ｍｍに設定し，長さ１５ｍｍのフランジ９１Ｆを設けたモデルの漏れ磁場は，磁気シールド９１及びフランジ９１Ｆの無いモデルの，Ｘ＋方向に関して５６．８％，Ｘ方向に関して５１．２％，Ｙ＋方向に関して６７．０％，Ｙ方向に関して７０．０％，Ｚ方向に関して５１．２％まで改善された。

医療従事者はコイル８の背後（コイルに対してＹ方向に離れた場所）に居ると仮定すると，Ｘ方向の漏れ磁場は問題にならない。また，医療従事者がその手で刺激コイルを支えた状態を想定した場合，腕の長さの分だけＹ方向とＺ方向に距離をかせぐことができる。

５ｍｍのフランジ９１Ｆを有するモデルのコイルインダクタンスは１６．９μＨ，１０ｍｍのフランジ９１Ｆを有するモデルのコイルインダクタンスは１７．１μＨ，１５ｍｍのフランジ９１Ｆを有するモデルのコイルインダクタンスは１７．４μＨであった。フランジ９１Ｆの長さが大きくなるほど，磁気シールド９１を通過する磁束が多くなり，インダクタンスが大きくなるものと考えられる。

磁気シールド９１の無いモデルのＸ軸方向有効刺激距離及びＹ軸方向有効刺激距離はそれぞれ０．０４５５ｍ，０．０６０４ｍ，フランジ９１Ｆ付き磁気シールド９１（磁性体２２と磁気シールド９１の水平方向の距離は１０ｍｍ，フランジ９１Ｆの長さ５ｍｍ）を有するモデルのＸ軸方向有効刺激距離及びＹ軸方向有効刺激距離はそれぞれ０．０４５９ｍ，０．０６０５ｍであり，フランジ９１Ｆ付き磁気シールド（磁性体２２と磁気シールド９１の距離は１０ｍｍ，フランジ９１Ｆの長さ１０ｍｍ）を有するモデルのＸ軸方向有効刺激距離及びＹ軸方向有効刺激距離はそれぞれ０．０４６１ｍ，０．０６０８ｍであり，フランジ９１Ｆ付き磁気シールド９１（磁性体２２と磁気シールド９１の水平方向の距離は１０ｍｍ，フランジ９１Ｆの長さ１５ｍｍ）を有するモデルのＸ軸方向有効刺激距離及びＹ軸方向有効刺激距離はそれぞれ０．０４６４ｍ，０．０６２９ｍであった。

３ 考察
３．１ 磁性体を８字型コイルの上に配置する理由
磁束を誘導するために，例えば，ソレノイドではコイル８の内側に磁性体を配置することが行われている。しかし，経頭蓋磁気刺激装置で利用される偏心８字型コイルの両円形コイル部分８１，８２は導線を例えば１０回程度らせん状（スパイラル）に巻いたものであるため，該円形コイル部分８１，８２の中央に形成された小さな空間に鉄心等の磁性体２２を効果的に配置するのは難しく且つ費用もかかることから，在宅用コイル８には不向きである。代わりに，患者の頭部に磁性体を埋め込み，そこに磁束を集める方法も提案されている。しかし，この方法は開頭手術を要し，非侵襲性を利点とする経頭蓋磁気刺激治療の特徴を生かすことができないことになる。これに対し，コイル８の上に磁性体２２を配置する構成は，上述したすべての問題を解消するものであり，かつ，コイルから発生する磁束を治療に必要な程度まで集めることができる，という利点がある。

３．２ Ｎｉ−Ｚｎフェライトコアを磁気シールドに用いる理由
コイルの内側に配置した磁性体２２も磁気シールド９１として機能し得る。例えば，３ｋＨｚ程度の周波数であれば，磁性体２２内部の誘導電流は実質的に打ち消され，磁性体２２の表面に僅かに存在するだけである。しかし，経頭蓋磁気刺激装置にあっては，微小な電流であってもそれによって発生する電磁波が治療効果を減じかねないため，磁性体は磁気シールド９１として十分に有効とは言い難い。

これに対し，Ｎｉ−Ｚｎフェライトは，比透磁率が１，５００，電気伝導率が０．００００１Ｓ／ｍ程度で，実質的に絶縁体とみなすことができる。また，Ｎｉ−Ｚｎフェライトは，相対温度係数も約１〜３で，透磁率は温度の影響を受けにくい。さらに，フェライトは，その透磁率がある周波数までは一定の値をとるが，その周波数を超えると磁場の変化に磁束密度が追随できず，磁場に対する磁束密度の位相の遅れが生ずることがある。しかし，Ｎｉ−Ｚｎフェライト（ＨＦ７０）はある透磁率−周波数特性を有し，刺激周波数が約３ｋＨｚの経頭蓋磁気刺激治療に悪い影響を及ぼすことがない。従って，磁気シールド９１に用いる材料には，Ｎｉ−Ｚｎフェライトが適当と考えられる。

３．３ 在宅治療における刺激コイル固定方法
在宅治療用の経頭蓋磁気刺激装置を神経障害性疼痛患者が自ら操作して治療を行う状況を想定した場合，患者自身が刺激コイル８を毎回同じ場所に位置決めできることが好ましい。そのため，患者にヘルメットを装着させるとともに，そのヘルメットに刺激コイル８を固定する技術が提案されている。このような形態にあっては，ヘルメットに対して刺激コイル８を簡単に装着できることが望まれる。

３．４ 刺激コイルの重量
上述の解析から求められた最適な形状の磁性体２２と磁気シールド９１の合計重量は約２．１ｋｇである。偏心８字型コイル自体の重量は約１ｋｇである。従って，磁性体２２と磁気シールド９１を含むコイル装置全体は約３ｋｇで，それは在宅用システムでも安定して支持できる重量である。

３．５ 刺激コイル装置のインダクタンス
最も適当との思われる磁性体フェライトモデルのインダクタンスは約１７．４μＨであった。コイルのインダクタンスは，空気領域のみで解析を行い，空気領域中の磁場エネルギーの総和を用いて式（１８）に基づいて計算した。

磁気刺激治療の効果を得るために有効と考えられるパルス幅（Ｔ）は約２００〜３００μｓである。従って，コイルの容量をＣ＝１８０μＦとすると，式（１９）から，コイル８のインダクタンスは５．６３μＨ〜１２．６μＨである。

３．６ 鉄芯内の誘導電流
磁性体２２を流れる誘導電流は，ファラデーの法則に基づいて，磁束の変化率によって決定される。この場合，誘導電流は，磁性体が磁場によって磁化される速度とコイルから発生する磁場が変化する速度の影響を受けると考えられるが，前者は後者よりも十分に大きいため，実際に磁性体内に流れる誘導電流は解析で得られる誘導電流にほぼ等しいと考えられる。

３．７ 鉄の磁気飽和について
鉄は，ヒステリシスの磁気特性を持つ。一方，磁性体２２を通過する磁束は０．３２８τと算出した（式（１３）参照）が，ヒステリシスを考慮すると，高磁場では比透磁率は低くなる。この点を考慮すると，磁性体内の誘導電場密度は約１０〜５０τと考えられる。鉄の飽和磁束密度は２．１５τであることから，鉄で所望の特性を得るためには，鉄の厚さを厚くすることで磁束を増やすなどの改善が必要になる可能性がある。

３．８ 積層磁性体に使用する絶縁体
積層磁性体２２は，複数の磁性板の間に絶縁体を挟んで形成される。この場合，絶縁体には，Ｍｎ−Ｚｎ系フェライトが好適に利用できると考えられる。Ｍｎ−Ｚｎ系フェライトは，その比透磁率が鉄と同じ５，０００，体積抵抗率が０．３Ω・ｍで，適応周波数が１ＭＨｚまでである。

３．９ 刺激効率の改善による，刺激装置の小型化（低価格化）
無磁性体コイルモデルの３．９３倍の刺激効率が得られる有磁性体コイルモデルが作成できた。有効な治療効果を得るために必要な一次運動野の誘導電流強度は一定であるが，脳内誘導電流の大きさはコイル電流に比例する。上述した解析では，コイル電流を３ｋＡに設定した。このとき，ＸＹ積層磁性体を含むコイルモデルによって脳内に誘導される電場は５０７Ｖ／ｍであった。有効な治療効果を得るために一次運動野に必要な誘導電流密度は１８０Ａ／ｍ^２であることが過去の臨床実験結果で報告されている。刺激部位の電気伝導率を灰白質のそれと同じ０．１１Ｓ／ｍと仮定すると，有効な治療効果を得るために必要な脳内誘導電場強度は２００Ｖ／ｍである。従って，積層磁性体コイルモデルの場合，１．１８ｋＡにピーク値を持つパルス電流をコイルに印加すれば，有効な治療効果を発揮できると考えられる。ピーク電流を下げることができれば，磁場発生装置のコンデンサや昇圧回路を大幅に縮小でき，それに伴って，システムのコストも大幅に下げることができる。

４ 結論
本実施形態は，経頭蓋磁気刺激による神経障害性疼痛患者の在宅治療を目的とした刺激コイルの開発に関する。そのために，数値解析により，最も刺激効率の良いコイルモデルを求めた。次に，数値解析により，良好な刺激効率を維持しつつ，軽量なコイルモデルを求めた。また，数値解析により，人体への影響を減らす磁気シールド付きコイルモデルを求めた。以上の数値解析から，以下の結論が得られた。

４．１ 偏心８字型コイルに２２０ｍｍ×１００ｍｍ×２ｍｍのＸＹ積層磁性体（Ｘ方向両端部にＸ積層，中央部にＹ積層）を設けたコイルモデルでは，コイルから１３ｍｍ離れた脳モデル表面の中央部分における誘導電場強度を５０７Ｖ／ｍにでき，磁性体の無いコイルモデルに対して刺激効率を２６５％改善する。

４．２ 刺激ロバスト性については，磁性体の形状や磁気シールドにフェライトを使用することで，Ｘ軸方向の有効刺激距離が拡大する。具体的には，Ｙ軸積層磁性体を挿入した際にはＸ軸方向の有効刺激距離を２倍程度大きくすることができる。また，ＸＹ積層磁性体と磁気シールドを組み合わせたコイルモデルによれば，Ｘ軸方向有効刺激距離が０．０４６４ｍ，Ｙ軸方向の有効刺激距離が０．０６２９ｍの，位置ずれ許容誤差の大きい刺激ロバスト性を有する在宅治療用コイルが得られる。

４．３ Ｎｉ−Ｚｎ フェライトの２５０×１５０×５ｍｍの大きさの直方体（天板）と，２４０×５×４６ｍｍの大きさの２つの直方体（前後板）と，５×１５０×４６ｍｍの大きさの２つの直方体（側板）からなる箱型磁気シールドで磁性体を覆い（磁性体との距離は１０ｍｍ），箱型磁気シールドの下部開口縁に沿って幅１５ｍｍのフランジを取り付けたコイルモデルの場合，Ｘ＋方向に１ｍ離れた場所の磁場強度が５１．４Ａ／ｍ，Ｘ方向に１ｍ離れた場所の磁場強度が４２．１Ａ／ｍ，Ｙ＋方向に１ｍ離れた場所の磁場強度が２１．８４Ａ／ｍ，Ｙ方向に０．９６５ｍ離れた場所の磁場強度が２１Ａ／ｍ，Ｚ＋方向に０．３２９ｍ離れた場所の磁場強度が２１Ａ／ｍである。従って，磁気シールドを設けたコイルモデルは，コイルの中央からＺ＋方向に３３ｃｍ，Ｙ方向に９７ｃｍまで接近しても，人体に影響はない。

４．４ コイルと積層鉄鋼板の寸法
本実施形態において、コイルの寸法は以下のものとしてシミュレーションを行った。最外径は１００ｍｍ、内径は２０ｍｍ、ターン数は１０とした。導線は、縦６ｍｍ×横２ｍｍの断面とした。導線同士で最も接近する部分の間隙は０．５ｍｍとした。コイルに印加される電流は３ｋＡ、周波数は３．１５ｋＨｚとした。また、鉄鋼板の寸法については以下の通り、幅２２０ｍｍ、高さ１２２ｍｍ、厚み１０ｍｍとした。鉄鋼板の重量は鉄の比重を７．８５ｔ／ｍ３として、およそ２．１ｋｇとなる。比透磁率は５０００、導電率については１．０×１０^７Ｓ／ｍ、また積層に垂直な方向には１．０×１０^−７Ｓ／ｍとした。鉄鋼板は中央偏心８字型コイルの上部表面から３．５ｍｍ上部に位置するとした。脳を模擬した導電体は導電率を０．１１Ｓ／ｍとし、縦１４０ｍｍ、横１４０ｍｍ、高さ４０ｍｍとした。この導電体は、コイル下部表面から１０ｍｍ下に位置するように設定した。実験全体のモデルは図６１に示した通りである。刺激強度は、刺激中心より半径１０ｍｍ以内のエレメントにおける電場ベクトルの大きさを平均したものにより評価した。

４．５ 異方向の積層鉄鋼板の組み合わせ
鉄鋼板の最適な積層方向について検討するため、実験全体の外観を変えずに鉄鋼板の種類を変更したモデルを用意した。まず、３種類の鉄鋼板について、積層のない鉄鋼板、縦方向積層の鉄鋼板、横方向積層の鉄鋼板をモデル化した。これらの３モデルは、鉄鋼板を併用しないモデルにおける刺激強度との比較を行った。次に、中央部が横積層となり、側部が縦積層となるような、異方向の積層を組み合わせた鉄鋼板のモデルを用意した。同モデルの外形は図６２に示す通りである。側部の縦積層部分の幅をそれぞれ６ｍｍから３６ｍｍで変化させ、側部の幅と達成される平均電場強度の関係をプロットした。図６２において、２２ＸはＸ方向積層磁性体であり、２２ＹはＹ方向積層磁性体であり、Ｙ方向積層磁性体２２ＹはＸ方向で１対のＸ方向積層磁性体２２Ｘで挟設される。

４．６ 積層鉄鋼板による刺激強度への影響
図６３Ａ〜図６３Ｅに示すように、刺激強度（誘導電場強度）は積層鉄鋼板によって大きく向上した。積層のない鉄鋼板と横方向積層の鉄鋼板については、中央における平均電場強度がそれぞれ２１８Ｖ／ｍ、３３５Ｖ／ｍとなった（図６３Ｂ及び図６３Ｃ）。これは、鉄鋼板のない場合の電場強度（１６０Ｖ／ｍ、図６３Ａ）に対しそれぞれ１．５倍、２．１倍である。一方で、縦方向積層による刺激強度は１１１Ｖ／ｍ（図６３Ｄ）となり、鉄鋼板のない場合に対し減少している。

本結果は基本原理として、鉄鋼板の高い透磁率による、コイル磁界の強度上昇があった事を示唆するものである。またこれらの結果から、高透磁率による刺激強度の上昇効果よりも、鉄鋼板内に発生する損失誘導電流による刺激強度の減少効果が高くなってしまうケースがあるということもわかる。この悪いケースは、すなわち縦方向積層のことである。

図６４（ａ１）及び図６４（ａ２）のように、縦方向積層鉄鋼板内には８字型コイルによる渦電流が発生しており、この誘導電流が刺激強度に対して大きな抑制効果を持つ。このケースにおいては、コイルから発生する磁束について、鎖交磁束群に対する鉄鋼板の断面積が非常に大きくなることが原因となり、大きな損失電流が発生してしまっている。また、図６４（ｂ１）及び図６４（ｂ２）のように横方向積層の場合についても、鉄鋼板内に損失電流が発生している領域が存在することがわかる。従って、横方向積層の鉄鋼板を用いた際の刺激強度は鉄鋼板がない場合よりも上昇しているものの、刺激強度に若干の減弱があることが想定される。

４．７ 中央偏心８字型コイルに対する、鉄鋼板の最適な積層方向の比率について
図６３Ｅに示すように、異方向の積層鉄鋼を組み合わせたモデルは、単方向の積層鉄鋼としたものに比較してより強い刺激強度を達成できることがわかった。図６５には、縦方向積層となっている側部の幅と刺激強度の関係を示している。側部幅を最適化すると、幅３０ｍｍの場合に刺激強度が４５６Ｖ／ｍとなった。また、インダクタンスについては、鉄心のないモデルで１１．７μＨであったのに対し、３０ｍｍ幅の組み合わせ積層鉄鋼板を利用した場合１７．２μＨとなった。

これらの結果は一般に、コイル磁界の方向が空間位置によって変化するので、積層のデザインも別々にすることが効果的である。ということを示唆するものである。前述した通り、鉄鋼板の中央部においては、鉄鋼板上部から見て横向きの磁界が多く存在するため、積層の方向も横方向であることが適切となる。この横向きの磁界が支配的である。領域は、縦方向積層の幅を３０ｍｍとした時に最も大きい刺激強度を達成できたことにより予想できる。一方で、鉄鋼板の端部においては、磁束は鉄鋼板表面に垂直に入るものが多くなる。この垂直な磁場については、横方向の積層、縦方向の積層、いずれでも良いということになる。図６４Ｃに示すように、横方向の積層部と縦方向の積層部の断絶が鉄鋼板内に発生する損失誘導電流を上手く阻害しており、横向きに単方向の積層鉄心を用いた場合に比べ、組み合わせ鉄鋼板では誘導電流がかなり小さく抑えられていることがわかる。最終的に、中央偏心８字型コイルに組み合わせ積層鉄鋼板を併用したモデルは、鉄鋼板なしの場合に比べ２．８倍の刺激強度が、また従って鉄心のない通常の８字型コイルに比べ３．４倍の刺激強度が達成できた。

一方、鉄鋼板を併用することによってインダクタンスの値は鉄鋼板を用いない場合よりも若干大きくなってしまったため、ＴＭＳにおける刺激パルスの周波数に若干の変化があることが予想される。しかしながら、ＴＭＳコイルのインダクタンスは典型的には１０μＨから３５μＨの値であり、このインダクタンスの変化は、適切な値のキャパシタを持った回路を適切に選ぶことにより対処可能であると考えられる。加えて近年では、自由な形状のパルスをインダクタンスの値に依らず生成可能な回路の研究もなされており、こういった回路を用いることにより、インダクタンスの変化を考慮せずとも良くなると考えられる。

最終結論として、横方向の積層と縦方向の積層を組み合わせた鉄鋼板が刺激強度の向上に非常に効果的であり、その強度は鉄鋼板を用いない場合に比べ、２．８倍になることがわかった。この結果より、ＴＭＳコイルから発生する磁界の方向を考慮して鉄鋼板の積層方向を定めることが重要であることが示唆される。積層鉄鋼板を用いることで、コイル８に印加する電流を減らすことができ、従って除熱機構を使うことなくコイル８の加熱を抑えることができる。これにより、高出力かつ高頻度なｒＴＭＳの施術が可能となり、またＴＭＳ機器自体も小さく安価に作成が可能となる。

以上説明したように、偏心８字型コイル８に磁性体２２と磁気シールド９１を組み合わせたコイルは，在宅用磁気刺激装置用のコイルとして十分に利用可能である。

以上詳述したように、本発明によれば、脳の磁気刺激対象領域（磁気刺激を与えるべき領域をいう）に対して従来技術に比較して高い誘導電場強度を発生でき、従来技術に比較してロバスト性を有し、例えば在宅用磁気刺激装置に用いることができるコイル装置及び、コイル装置を備えた経頭蓋磁気刺激装置を提供することができる。

本発明の経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置は、巻線コイルが人間の頭部表面に対向するように設けられ、電磁誘導によって脳内の磁気刺激対象領域に誘導電場による電流を発生させてニューロンを刺激する経頭蓋磁気刺激装置のためのコイル装置であって、所定の基準面に沿って導線を巻回して構成されたコイルと，上記頭部とは上記コイルを挟み反対側である、前記コイルの上方の位置において、前記コイルに対向するように設けられ、前記コイルが駆動されたときに誘導電場による電流が流れ、かつ当該誘導電場による電流により上記脳内の磁気刺激対象領域に流れる誘導電場による電流を、磁性体がないときに比較して増大させる磁性体を備えることを特徴とする。従って、本発明によれば、脳の磁気刺激対象領域に対して従来技術に比較して高い誘導電場強度を発生でき、従来技術に比較してロバスト性を有し、例えば在宅用磁気刺激装置に用いることができる。さらに、前記磁性体は、前記コイルの巻回方向に積層して構成される場合に、上記脳内の磁気刺激対象領域に流れる誘導電場による電流をさらに増大させることができる。

１…経頭蓋磁気刺激装置、
４…磁気刺激装置、
５…コイル装置、
６…制御ユニット、
８…コイル、
８Ｌ…中心軸、
９…ケーシング、
２２，２２Ａ〜２２Ｈ…磁性体、
２５…コイル駆動回路、
２６…ケーブル、
３１…サイリスタ、
３１Ｄ…ダイオード、
６１…交流電源、
６２…電源回路、
６３…昇圧回路、
６４…コンデンサ、
６５…抵抗、
６６…半導体スイッチ、
６７…制御回路、
８０…導線、
８１，８２…コイル部分、
８３，８４…コイル部分の中心、
８５…コイルの中央部、
９０…脳モデル、
９１，９１Ａ，９１Ｂ…磁気シールド、
９１Ｆ…フランジ、
１００Ａ〜１００Ｄ…磁性体。

参考文献：
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[27] 株式会社フォトン, "PHOTO-SERIES EDDY ver7.2 64 bit"
[28] 株式会社フォトンホームページ，「電磁場解析WAVEjw」，インターネット［平成28年3月17日検索］, <URL>http://www.photon-cae.co.jp/product/series/index.html

Claims (12)

1. コイルが人間の頭部表面に対向するように設けられ、電磁誘導によって脳内の磁気刺激対象領域に誘導電場による電流を発生させてニューロンを刺激する経頭蓋磁気刺激装置のためのコイル装置であって、
   所定の基準面に沿って導線を巻回して構成されたコイルと、
   上記頭部とは上記コイルを挟み反対側である位置において、前記コイルに対向するように設けられ、前記コイルが駆動されたときに誘導電場による電流が流れ、かつ当該誘導電場による電流により上記脳内の磁気刺激対象領域に流れる誘導電場による電流を、磁性体がないときに比較して増大させる磁性体とを備えることを特徴とする経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置。
2. 前記基準面は平面、曲面又は球面であることを特徴とする請求項１の経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置。
3. 前記コイルは、非偏心渦巻きコイル、又は偏心渦巻きコイルであることを特徴とする請求項１又は２記載の経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置。
4. 前記コイルは、２つのコイル部分を有する非偏心８字渦巻きコイル、又は２つのコイル部分を有する偏心８字渦巻きコイルであることを特徴とする請求項１又は２記載の経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置。
5. 前記コイルは、ドーム型コイルであることを特徴とする請求項１又は２記載の経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置。
6. 前記磁性体は、前記コイルの各ターン巻線が積み重なる方向へ、当該磁性体を構成する個々の積層板を積み重ねて構成されたことを特徴とする請求項１〜４のうちのいずれか１つに記載の経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置。
7. 前記基準面に沿って前記２つのコイル部分の中心を結ぶ線の方向を第１の方向とし、前記基準面に沿って前記第１の方向と直交する方向を第２の方向とするとき、前記磁性体は、複数の電磁鋼板を前記第１の方向又は前記第２の方向に積層して構成されたことを特徴とする請求項４記載の経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置。
8. 前記基準面に沿って前記２つのコイル部分の中心を結ぶ線の方向を第１の方向とし、前記基準面に沿って前記第１の方向と直交する方向を第２の方向とするとき、前記磁性体は、複数の電磁鋼板を前記第１の方向に積層して構成された第１の積層磁性体部分と、複数の電磁鋼板を前記第２の方向に積層して構成された第２の積層磁性体部分とを備えたことを特徴とする請求項４記載の経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置。
9. １個の前記第２の積層磁性体部分と１対の前記第１の積層磁性体部分とを備え、
   前記第１の方向で、前記第２の積層磁性体部分を上記１対の第１の積層磁性体部分で挟設するように設けられたことを特徴とする請求項８記載の経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置。
10. 前記磁性体は、前記第１の方向と前記第２の方向に直交する第３の方向から見たとき、四角形、多角形、円形、卵型、又は楕円型の形状を有することを特徴とする請求項１〜９のうちのいずれか１つに記載の経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置。
11. 前記磁性体は、前記第１の方向と前記第２の方向に直交する第３の方向から見たときの中央に開口を有することを特徴とする請求項１〜１０のうちのいずれか１つに記載の経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置。
12. 請求項１〜１１のいずれかの経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置を備えたことを特徴とする経頭蓋磁気刺激装置。

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