KR20160122733A

KR20160122733A - 뇌 내 전류 시뮬레이션 방법과 그 장치, 및 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치를 포함하는 경두개 자기 자극 시스템

Info

Publication number: KR20160122733A
Application number: KR1020167022185A
Authority: KR
Inventors: 요우이치 사이토; 마사키 세키노; 요시히로 다키야마; 게이타 야마모토
Original assignee: 고쿠리츠다이가쿠호우진 도쿄다이가쿠; 고꾸리쯔 다이가꾸 호우징 오사까 다이가꾸
Priority date: 2014-02-14
Filing date: 2015-02-06
Publication date: 2016-10-24
Also published as: AU2015216287B2; US10292645B2; DK3106204T3; JPWO2015122369A1; AU2015216287A1; EP3106204A4; WO2015122369A1; CA2939681A1; CN105980009B; CN105980009A; EP3106204B1; JP6384816B2; EP3106204A1; US20170049387A1; ES2747623T3

Abstract

뇌 내 전류 시뮬레이션 방법은, 환자의 단층 화상 데이터 중 적어도 뇌의 일부를 포함하는 두부 화상 데이터를 제공하는 제 1 공정 ; 제 1 공정에서 제공된 두부 화상 데이터 중, 뇌를 구성하고 있는 적어도 1 개의 영역을 미소 요소로 분할한 각각의 미소 다면체 단위로 이루어지는 3 차원 뇌 모델을 형성하는 제 2 공정 ; 환자의 두부 상에 코일을 배치하고, 코일에 전류를 인가함으로써 환자의 뇌에 자기 자극을 부여하고, 자기 자극에 대한 환자의 반응이 관찰되었을 때의 조건 중, 적어도 코일의 위치 및 방향의 조건과, 코일에 인가된 전류의 조건과, 코일의 생성 자계에 관련된 구조의 조건을 포함하는 제 1 정보를 제공하는 제 3 공정 ; 3 차원 뇌 모델의 각각의 미소 다면체 단위 내에 유도되는 와전류 또는 전계를, 제 3 공정에서 제공된 제 1 정보, 및 미소 다면체 단위마다 할당된 도전율을 포함하는 제 2 정보에 기초하여 계산하는 제 4 공정을 포함한다.

Description

뇌 내 전류 시뮬레이션 방법과 그 장치, 및 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치를 포함하는 경두개 자기 자극 시스템{INTRACEREBRAL CURRENT SIMULATION METHOD AND DEVICE THEREOF, AND TRANSCRANIAL MAGNETIC STIMULATION SYSTEM INCLUDING INTRACEREBRAL CURRENT SIMULATION DEVICE}

본 발명은, 뇌 내에 유도되는 전류 또는 전계를 시뮬레이션하는 방법과 장치에 관한 것이다. 본 발명은 또, 그 장치를 장착한 경두개 자기 자극 시스템에 관한 것이다.

경두개 자기 자극은, 전자 유도에 의해 뇌 내에 전류 또는 전계를 발생시켜 뉴런을 자극하는 수법이다. 이 수법에 의하면, 도 1, 2 에 나타내는 바와 같이, 두부 (頭部) 의 피부 상에 둔 자극 코일에 전류 (예를 들어, 교류) 를 인가함으로써 변동 자기장을 형성함과 함께 그 변동 자기장의 영향을 받아 뇌 내에 코일 전류와는 역방향의 와전류 또는 전계를 유도하고, 그 와전류 또는 전계로 뉴런을 자극함으로써 활동 전위를 발생시킨다.

도 3 에 자극 코일 구동 회로의 일례를 나타낸다. 순간적인 전류를 코일에 발생시키는 원리로는, 먼저 전원 (교류 전원, 전원 회로, 승압 회로를 포함한다) 으로부터 콘덴서에 전하를 축적한다. 그 후, 사이리스터를 턴온함으로써 자극 코일에 전류를 흘린다. 자극 코일과 콘덴서의 공진 회로에 다이오드를 통하여 전류가 흐른 후, 사이리스터가 오프가 된다. 이로써, 도 4 에 나타내는 정현파 1 주기분의 전류가 자극 코일에 흐른다.

경두개 자기 자극은 신경 전도 속도의 계측을 비롯한 임상 검사나 뇌 기능 연구에 사용되고 있다.

최근에는, 신경장애성 동통이나 파킨슨병, 우울증 등의 치료적 응용으로서 자기 자극이 주목되고 있다. 이와 같은 병에 있어서는 약제에 의한 치료로는 효과를 볼 수 없는 케이스가 있고, 그러한 경우 전극을 뇌에 매립함으로써 뇌에 전기 자극을 부여한다는 치료법이 있다. 그러나 그 경우, 개두 수술을 필요로 하는 점에서 희망하지 않는 환자가 많다. 그래서, 수술을 필요로 하지 않는 비침습적인 자기 자극을 반복하여 실시하는 반복 경두개 자기 자극이 치료법으로서 연구되고 있다. 예를 들어 난치성 신경장애성 동통에 있어서, 대뇌의 1 차 운동야(野)에 자기 자극을 실시한 후 1 일간 정도 제통 효과를 얻을 수 있었던 것이 보고되어 있다.

그러나, 종래의 자기 자극 장치는 약 70 ㎏ 의 중량이 있고, 또 설치를 위하여 전기 공사가 필요해지기 때문에, 설비가 갖추어진 의료 기관에서만 이용 가능하게 되어 있다. 또, 실제의 치료시에는 환자의 MRI 데이터를 참조하면서 자극 위치를 결정하기 때문에, 숙련된 의료 종사자에 의한 치료가 필요하다. 난치성 신경장애성 동통의 치료에서는, 표적이 되는 1 차 운동야 상에, 1 ㎜ 의 단위로 코일의 위치 결정을 실시한다. 그러나, 제통 효과를 계속하여 얻기 위해서는 의료 기관에 매일 다닐 필요가 있다. 그래서, 도 5 에 나타내는, 비의료 종사자에 의한 조작만으로 이용 가능한, 재택 치료에 사용하는 새로운 자기 자극 장치의 개발이 실시되고 있다.

본 발명자들은, 도 5 에 나타내는 자기 자극 장치를 개발하여, 8 자형을 개량한 자기장 발생 코일이나 위치 결정에 관해서는 이미 특허 출원을 실시하였다 (WO2010/147064, 일본 특허공개공보 2012-125546).

경두개 자기 자극 요법에서는, 뇌 내의 타깃 부위에 야기되는 와전류에 의해 뉴런을 자극한다.

이 와전류의 강도나 분포는, 코일의 구조나 특성, 인가 전류 등의 자기장 생성능과 환자에 대한 코일의 위치에 의해 결정되는 것으로 생각된다.

그러나, 자기 치료 중인 대상 환자의 뇌 내에 실제로 생성된 와전류를 전극 등을 사용하여 실측하는 것은 현실적이지 않다.

그래서, 코일에 의해 생성되는 자기장 분포로부터, 뇌 내에 야기되는 와전류를 시뮬레이션에 의해 해석하는 시도가 이루어지고 있다.

지금까지의 뇌 내 와전류 분포 시뮬레이션은, 표준 모델을 사용한 계산으로, 뇌를 일정한 도전체로 간주하여 전류 분포를 구하는 것이었다.

그러나, 실제의 뇌는 환자 개인마다 크기나 형상이 상이함과 함께, 조직에 따라 도전율이 상이하기 때문에, 환자 개별의 전류 강도 분포의 계산은 곤란함과 함께, 시뮬레이션 계산 자체도 복잡하여 시간을 필요로 하는 점이 문제였다.

그래서, 본 발명은, 개개의 환자의 단층 이미지로부터 뇌 형상을 추출한 뇌 모델, 및 코일을 모델화하여, 임의의 뇌 모델과 코일의 위치 관계를 결정한 후, 와전류 해석을 실시하는 수법을 사용함으로써, 경두개 자기 자극 치료를 실시하고자 하고 있는 환자의 뇌 내에서 생성되는 와전류의 크기나 분포를 실측치에 매우 가까운 정확도로 시뮬레이트하는 방법, 장치를 확립하는 것을 목적으로 한다.

이 수법에서는, 전자계 해석에 스칼라 포텐셜 유한 차분법 (Scalar Potential Finite Difference) (이하, 「SPFD 법」이라고 한다) 을 이용하는 것이 바람직하다.

이 수법에 의하면, 자극 코일의 장착 위치에 수반하는 전류 강도 분포를 시뮬레이션에 의해 관찰하는 것이 가능해져, 자극 강도와 자극 부위에 있어서의 와전류 강도나, 자극을 가하고자 하는 부위에 대한 코일의 최적 위치를, 실제로 자극을 가하는 일 없이 검증이 가능해진다.

또, SPFD 법을 사용함으로써 종래의 유한 요소법에 비하여 대폭으로 시간 단축이 가능해지기 때문에 의사의 연구, 치료에 있어서 효율적인 대응이 가능해진다.

또한, 질환에 따라 최적의 유도 전류 분포의 코일을 선정하는 것도 용이해져, 치료 상의 의의는 크다.

뇌 내의 와전류 분포의 해석에는, 시판되는 와전류 해석 소프트웨어에 있어서 사용되고 있는 유한 요소법이 아니라 SPFD 법을 사용하여, 뇌를 포함하는 해석 대상의 입체를 미소 요소의 미소 다면체 단위 (예를 들어, 입방체) 로 분할하고, 각각의 미소 다면체 단위에 발생하는 와전류를 구하였다. SPFD 법을 사용한 해석용 소프트웨어 (프로그램) 는 독자적으로 개발하였다.

본 발명의 실시에 있어서는 유한 요소법 등, 다른 시뮬레이션 산법을 사용해도 되는 것은 말할 필요도 없지만, SPFD 법을 사용하는 오리지널 소프트웨어의 이점은, 이하의 3 가지이다.

제 1 이점은, 유한 요소법를 사용한 시판되는 소프트웨어에서는 분할 모델의 요소수가 100만 정도로 제한되어 있지만, 오리지널 소프트웨어에 요소수의 제한이 없다는 것이다. 분할수, 복셀 사이즈를 임의로 지정할 수 있기 때문에, 모델을 보다 세세한 요소로 분할할 수 있고, 세세한 해석을 실시하는 것이 가능하다. 제 2 이점은, 공기층을 작성할 필요가 없는 것이다. 시판되는 소프트웨어는, 뇌 모델의 메시에 맞춘 공기층을 뇌 모델의 주위에 작성할 필요가 있었지만, 본 발명은 뇌 모델만을 만들기 때문에, 해석용 모델의 작성에 필요로 하는 시간이 대폭 짧아진다. 제 3 이점은, 계산 수법을 바꿈으로써, 계산 시간이 시판되는 소프트웨어의 약 1/20 로 단축된 것을 들 수 있다.

이하, 해석에 사용한 SPFD 법의 상세를 설명한다.

패러데이의 법칙에 의해, 뇌 내에 유도되는 전기장 E 와 외부 자속밀도 B 는, 수학식 (1) 을 만족한다.

[수학식 1]

자기 벡터 포텐셜 A 및 전기 스칼라 포텐셜 φ 을, 수학식 (2) 및 (3) 을 만족하도록 선택하면, 이들 포텐셜로부터 얻어지는 전기장 및 자기장은, 식 (1) 을 만족한다.

[수학식 2]

[수학식 3]

여기서, 수학식 (3) 의 총 전기장 E 는, 식 (4) 내지 (6) 에 나타내는 바와 같이, 벡터 포텐셜에서 유래하는 전기장 E₁ 과, 스칼라 포텐셜에서 유래하는 전기장 E₂ 로 분해할 수 있다.

수학식 (5) 에 있어서, 1 행째에서 2 행째로의 변형은, 비오·사바르의 법칙에 따랐다. 식 중의 μ₀ 은 진공의 투자율, r 은 공간의 위치 벡터, r' 는 자기장 발생 코일 상의 위치 벡터, I(r') 는 위치 r' 에 있어서의 코일 전류이다. 벡터 포텐셜에서 유래하는 전기장 E₁ 은, 코일의 권선 형상과 전류만에 의해 결정되고, 수학식 (5) 를 사용하여 비교적 용이하게 계산 가능하다. 스칼라 포텐셜에서 유래하는 자기장 E₂ 는, 피험자의 두부 형상에 의존하고, 이것을 구하기 위해서는, SPFD 법이나 유한 요소법 등의 고도의 수치 해석 수법이 필요하다. 총 전기장 E 도 동일하게, 고도의 수치 해석 수법을 사용하여 구할 필요가 있다.

수학식 (3) 과 옴의 법칙의 수학식 (7) 을 전류 연속의 수학식 (8) 에 대입하면, 수학식 (9) 가 얻어진다.

수학식 (7) 에 있어서, J 는 유도 전류 밀도, σ 는 생체의 도전율을 나타낸다.

수학식 (9) 에 대해 8 개의 미소 다면체 단위가 공유하는 접점에서의 이산화 (離散化) 를 실시하면, 수학식 (9) 식은 수학식 (10) 이 된다.

수학식 (10) 에 있어서, φ_n 은 접점 n 에 있어서의 전기 스칼라 포텐셜, A_n 은 접점 0 과 접점 n 을 연결하는 복셀의 변 n 에 평행한 외부 자기 벡터 포텐셜의 성분으로 변의 중심에 있어서의 값, l_n 은 변 n 의 길이, S_n 은 변 n 의 컨덕턴스이다.

a_n 을 변 n 에 수직인 직방체의 면의 면적, σ_n 을 변 n 에서 접하는 4 개의 직방체의 평균 도전율로 하여 수학식 (10) 에 수학식 (11) 을 적용하여 방정식을 풂으로써 전기 스칼라 포텐셜을 구하였다. 구한 전기 스칼라 포텐셜을 기초로, 수학식 (3), (7) 을 사용하여 와전류 밀도를 구하였다.

상기 서술한 바와 같이, 본 시뮬레이션 방법에서는, SPFD 법을 이용함으로써, 피험자의 두부 형상에 의존하는 총 전기장 E 와 와전류 밀도 J 를 모두 해석할 수 있다. 코일의 권선 형상과 전류에 의해 정해지는 전기장 E₁ 도, 해석의 과정에서 구할 수 있다.

본원 발명자는, SPFD 법에 의한 계산의 정확성을 검증하기 위하여, 도 21a 에 나타내는 반경 75 ㎜ 의 구 (球) 모델과, 도 21b 에 나타내는 변 길이 120 ㎜ 의 입방체 모델 각각에 대해, 중첩 8 자 코일에 의해 발생되는 유도 전류의 시뮬레이션을 실시하였다. 「중첩 8 자 코일」은, 2 개의 와권 코일이 각각의 단부에서 일부 겹치도록 8 자의 형태로 배치된 코일이다.

또한, 구 모델과 입방체 모델을 사용한 이유는, 유한 요소법, SPFD 법의 계산 알고리즘 (모델화의 사고 방식) 의 차이로부터, 시뮬레이션 대상의 기하학적 성질이 미치는 영향 (오차 등) 이 없는지 여부를 조사하기 위해서이다.

코일은 모델 표면으로부터 1 ㎝ 의 위치에, 5.3 ㎄, 3.4 ㎑ 의 전류를 설정하였다. 도 22a 에 나타내는 구 모델에 있어서의 결과, 도 22b 에 나타내는 입방체 모델에 있어서의 결과에 보여지는 바와 같이, 유한 요소법에 의한 계산 결과와 비교하여, 모델 표면부로부터 일정 길이 이내의 구 내에 포함되는 요소의 평균 유도 전류량이, SPFD 법에 의한 계산 결과에 있어서도, 거의 차이없이 산출되고 있는 것이 확인되었다.

이 해석에 있어서는, 각 개인의 두부 MRI 데이터 (화상 데이터) 중, 회백질, 백질, 뇌척수액의 화상 데이터만을 취출하여 해석을 실시하였다. 도 6 에 나타내는 바와 같은 뇌의 MRI 데이터로부터 회백질, 백질, 뇌척수액의 3 개의 뇌 조직을 추출한 모델이 도 7 이다. 청색이 회백질, 녹색이 백질, 적색이 뇌척수액을 나타낸다. 실제로 수치 인체 모델을 사용하여, 피부나 근육 등의 모든 생체 조직을 대상으로 한 모델과 회백질, 백질, 뇌척수액의 3 요소만을 취출한 모델에 동일한 조건으로 전기 자극을 부여했을 때의 회백질 표면의 와전류 밀도의 해석 결과를 도 8 에 나타낸다. 도시하는 바와 같이, 2 개의 모델의 사이에는 전류 밀도에 큰 차이가 없고, 와전류 밀도의 분포도 동일한 것을 알 수 있다. 이상으로부터 회백질, 백질, 뇌척수액만을 추출한 해석이 유효하다는 것을 알 수 있었다.

개개의 환자의 뇌 형상에 대해, 대뇌의 1 차 운동야 상의 최적 자극 위치에 있어서의 운동 임계치와 동일한 정도의 전기 자극을 최적 자극 위치 주변에 부여 하였을 때의, 1 차 운동야에서의 전류 밀도를 해석하였다. 여기서, 운동 임계치는, 피험자의 최적 자극 위치에 코일을 설치하여 뇌에 자기 자극을 부여하였을 때에 근육의 반응이 50 ％ 이상의 확률로 보이는 자기장 강도를 말한다. 구체적으로는, 복수인의 피험자에 대해 두부의 MRI 화상을 취득하고, 그 피험자의 최적 자극 위치에 코일을 설치하여 운동 임계치를 조사하였다. 이 실험에서는, 내경 25 ㎜, 외경 97 ㎜, 높이 6 ㎜, 10 회 권선의 8 자 코일을 사용하고, 펄스 폭은 280 μs 로 하였다. 또, 최적 자극 위치를 중심으로 하여 좌우 (중심 홈을 따른 방향) 에 반경 25 ㎜ 정도, 전후 (중심 홈에 수직인 방향) 에 반경 15 ㎜ 정도의 타원형 영역의 내측의 30 개 지점에 코일을 설치하고, 각각의 장소에서 운동 임계치와, MRI 데이터에 대응한 코일의 3 차원 위치 정보를 기록하였다. 다음으로, 얻어진 운동 임계치와 동일한 크기의 자극을 뇌에 부여하였을 때의, 최적 자극 위치의 주위 5 ㎜ 의 평균 와전류 밀도를 계산하였다. 아울러, 최적 자극 위치와 앞서 서술한 타원형 영역 내의 2, 3 개 지점에서의 운동 임계치를 조사하였다.

도 9 에 6 명의 피험자에 대해 해석을 실시한 결과를 나타낸다. 각 결과는 6 명의 피험자에 대해 코일을 최적 위치에 두고, 운동 임계치에 상당하는 자극을 부여하였을 때의 회백질 표면에 있어서의 와전류 J 와 전기장 E 의 분포를 나타낸다. 수학식 (7) 에 나타낸 바와 같이, 와전류와 전기장은 비례 관계에 있다. 해석 결과의 컬러 스케일은 모든 피험자에 대해 동일하다. 이 결과로부터, 1 차 운동야의 주변에도 높은 전류 밀도가 나타나는 지점이 있고, 또한 1 차 운동야의 자극 임계치에 상당하는 전류 밀도는, 피험자에 따라 편차가 있는 것을 알 수 있다. 실제로 6 명의 피험자에 대한 해석 결과에 대해 표적 부위를 중심으로 한 반경 5 ㎜ 에 있어서의 평균 와전류 밀도를 구한 결과를 표 1 에 나타낸다. 뇌 조직이 흥분에 달하는 와전류 밀도 (피험자의 평균치) 는 17.19 A/㎡ 였다. 또, 자극 임계치에 상당하는 뇌 내의 와전류 밀도는, 피험자에 따라 편차가 있는 것을 알 수 있었다.

도 10 은, 최적 자극 위치로부터 어긋난 장소에 코일을 두었을 때의 자극 임계치 (근육의 반응이 50 ％ 이상의 확률로 보인 전압 진폭의 실측치) 를, 최적 자극 위치에서의 운동 임계치를 100 으로 하여 나타낸 그래프를 나타낸다. 이 결과로부터, 코일이 최적 자극 위치로부터 어긋남에 따라 twitch (근의 경련, 단수축) 를 내기 위하여 필요한 자기장 자극 강도가 커졌다.

도 11 에, 코일 위치를 변화시켰을 때의 최적 자극 위치에 있어서의 전류 밀도의 차이를, 본 발명의 시뮬레이션 방법에 따라 산출한 결과를 나타낸다. 원점을 최적 자극 위치로 하고, 최적 자극 위치로부터의 "어긋남 (이동량)" 을, X 축 방향을 중심 홈에 평행 방향, Y 축을 중심 홈에 수직 방향으로 하여 그래프에 나타냈다. 최적 자극 위치와 "어긋남" 은 실측치, 전류 밀도는 해석치이다. 이 도면으로부터, 중심 홈에 대해 평행 방향은 수직 방향에 대해 코일의 위치가 어긋나는 것에 의한 최적 자극 위치의 와전류 밀도의 변화에 대한 영향이 크고, 20 ㎜ 떨어진 장소에 있어서는 와전류 밀도의 크기가 절반 정도가 되는 것을 알 수 있었다.

도 12 에 최적 자극 위치를 자극했을 때와 20 ㎜ 떨어졌을 때의 뇌의 와전류 분포를 나타낸다. 이 도면으로부터도 20 ㎜ 코일 위치가 어긋남으로써, 뇌 내의 전류 분포에 큰 차가 발생하는 것을 알 수 있다.

이상과 같이, 치료 코일의 위치를 변화시켰을 때의, 뇌 전체를 부감한 와전류 밀도의 분포, 혹은 뇌 내 특정 위치에 있어서의 와전류 밀도를 본 발명에 관련된 시뮬레이션 방법을 사용하여 산출하는 양태 외에, 그것에 더하여 혹은 독립적으로, 코일의 방향의 정보, 코일 인가 전류의 정보, 혹은 인가 전압의 정보 중 적어도 어느 것을 변화시켰을 때의, 뇌 전체를 부감한 와전류 밀도의 분포, 혹은 뇌 내 특정 위치에 있어서의 와전류 밀도를, 앞서 설명을 실시한 본 발명에 관련된 시뮬레이션 방법을 사용하여 산출하도록 해도 된다. 그와 같이 시뮬레이션 결과를 산출하고, 또는 표시를 실시하기 위한 구체적인 구성은 따로 설명을 실시한다.

최적 자극 위치의 주위에 코일을 두었을 때에 운동 임계치에 달하는 와전류 밀도를 표적 부위에 발생시키기 위하여 필요한 전원을 해석 결과로부터 구한 값과 실제로 측정한 결과 사이에는 수 ％ 의 차이가 있는 것을 알 수 있었다. 양자의 차의 원인으로는, 와전류 밀도를 구한 영역이 컸던 것을 생각할 수 있다. 그래서, 평균 와전류 밀도를 구하는 관심 영역의 반경을 2 ㎜ 에서 10 ㎜ 로 변화시켰을 때의, 최적 자극 위치의 주위에 코일을 두었을 때에 표적 부위에 운동 임계치에 달하는 와전류를 발생시키기 위하여 필요한 전류 스루레이트 (자기장을 발생시키기 위하여 코일에 정현파의 일 주기분의 전류를 부여했을 때, 이 전류가 상승하는 경사 (또는 시간당 전류의 증가) 를 말한다) 와 실측치의 차를 각 피험자에 있어서 구하였다. 결과를 도 13 에 나타낸다. 각 곡선은 각 피험자를 나타낸다. 이 도면으로부터, 관심 영역 (평가 대상 영역) 의 반경은 결과에 영향을 주지 않는 것을 알 수 있었다.

뇌 내의 와전류 분포 (해석 결과) 를 도 14 에 나타낸다. 도면 내의 점선은 반경 5 ㎜ 의 관심 영역을 나타내고, 붉은 색의 부분에는 보다 큰 와전류가 발생하고 있다. 이 도면으로부터 관심 영역 내에는 와전류 밀도가 크게 발생하고 있는 회백질의 부분만이 아니라, 와전류가 그다지 발생하고 있지 않는 부분도 포함되어 있는 것을 알 수 있다. 따라서, 코일을 최적 위치에 두었을 때에 와전류가 크게 발생한 부분만을 관심 영역으로 한 결과를 비교함으로써, 보다 실측치와 해석 결과의 차를 작게 할 수 있을 가능성이 있는 것으로 생각된다.

그런데, 개개의 환자에 대해 자기 자극 치료의 조건을 결정하기 위해서는, 1 차 운동야를 자극하고, 그것에 반응하여 예를 들어 손가락 등이 움직이는 트위치 twitch (근의 경련, 단수축) 가 나오는 임계치 (운동 임계치) 를 구하는 것이 필요해진다. 그러나, 자극 장치의 출력을 최대까지 올려도 twitch 가 나타나지 않는 환자가 존재하고, 그러한 경우에는 자기 자극 치료를 실시할 수 없었다. 또, 질환에 따라서는 1 차 운동야 이외의 부위가 자극의 대상이 되는 경우가 있고, 그러한 부위에 대한 자극으로는 twitch 를 관찰할 수 없기 때문에, 자극 강도는 간접적인 방법으로 결정할 수 밖에 없었다. 오리지널 소프트웨어의 응용예로서, 이와 같은 환자에 대한 적용을 생각할 수 있다. 예를 들어, 1 차 운동야에 대한 자극으로 twitch 를 관찰할 수 없는 경우, 평균적인 신경 흥분 임계치에 해당하는 17.19 A/㎡ 를 1 차 운동야로 유도할 수 있도록 컴퓨터 시뮬레이션에 의해 자극 강도를 제시할 수 있다. 또, 우울증의 치료에 있어서는, 좌전두전야 배외측부로의 경두개 자기 자극에 있어서 효과를 볼 수 있다는 보고가 있다. 그러나, 전두전야에 대한 자극으로는 twitch 를 관찰할 수 없기 때문에, 미리 운동야에 대한 자극을 실시하여 운동 임계치에 해당되는 자기장 강도를 구하고, 그 자기장 강도를 기준으로 하여 전두전야에 있어서의 치료 조건이 정해지고 있다. 본 발명에 의한 소프트웨어를 사용하면, 전두전야에 발생하는 와전류 밀도를 해석함으로써 추정할 수 있기 때문에, 전두전야로의 와전류가 적정치가 되도록 치료 조건을 결정할 수도 있게 된다.

실제로, 표 1 의 피험자 D 의 뇌 모델에 있어서 좌전두전야 배외측부에 표 1 과 동일한 조건 (전류의 진폭은 3431 A) 으로 자극했을 때의 와전류 분포의 해석 결과를 도 15 에 나타낸다. 도면 내의 붉은 프레임은 실제로 자극을 부여한 영역을 나타낸다. 이 결과에서는, 앞의 해석과 마찬가지로, 자극 위치의 주위 반경 5 ㎜ 에 있어서의 평균 와전류 밀도는 21.49 A/㎡ 였다. 이 결과와 표 1 로부터, 3233 A (수학식 (8) 을 참조) 의 진폭을 부여함으로써 운동야에 있어서 운동 임계치에 상당하는 와전류 밀도와 동일한 와전류를 좌전두전야 배외측부에 발생시킬 수 있는 것으로 이해할 수 있다.

[수학식 4]

동일한 자기장 강도의 자극을 실시했다고 하더라도, 자극 부위가 바뀌면 발생되는 유도 전류는 상이할 가능성이 있다. 시뮬레이션에 의해, 미리 대상 부위에 발생되는 유도 전류를 평가함으로써, 보다 적정한 자극 강도를 설정할 수 있을 가능성이 있다.

이하에, 본원 발명에 관련된 시뮬레이션의 방법으로 상기의 지견을 확인한 예를 나타낸다.

도 23a 는 당해 피험자의 두부 MRI 화상이고, 화살표는 전두전야에 있어서의 자극 위치를 나타낸다. 1 차 운동야를 자극 위치로 하고, 치료 코일의 전류치를 3430 A 로 한 조건 하에서, 앞서 나타낸 시뮬레이션 방법 (단, 구 내 평균을 산출하기 위한 구의 반경은 10 ㎜ 를 사용하였다) 에 의해 뇌의 유도 전류를 산출한 결과, 도 23b 에 나타내는 분포가 되었다. 또 자극 위치에 있어서의 반경 10 ㎜ 내의 평균 와전류 밀도는 19.9 A/㎡ 였다.

다음으로, 동일한 피험자에 대해, 치료 코일의 전류치를 동일하게 3430 A 로 한 조건 하에서 동일한 시뮬레이션을, 전두전야를 자극 위치로 하여 실시한 결과, 뇌의 유도 전류는 도 23c 에 나타내는 분포가 되었다. 또 자극 위치에 있어서의 반경 10 ㎜ 내의 평균 와전류 밀도는 17.6 A/㎡ 였다.

이와 같이, 동일한 피험자에 대해, 동일한 코일 전류로 자극을 실시한 경우, 뇌의 자극 부위가 상이하면, 발생되는 유도 전류 분포나 자극 부위에 있어서의 와전류치가 상이한 것을 알 수 있다.

즉, 1 차 운동야 자극에 의해 결정한 RMT 를 기준으로 하여, 예를 들어 자극 강도를 110 ％ 나 120 ％ 로 하는 현재 일반적으로 실시되고 있는 방법에서는, 의도한 자극 강도와는 상이한 자극이 전두전야에 대해 가해지고 있을 가능성을 추측할 수 있다.

이들의 점에서, 1 차 운동야 이외의 대상 부위에 관하여, 미리 본원 발명의 뇌 내 유도 전류 시뮬레이션 수법을 사용함으로써, 치료 유효성에 공헌 가능한 새로운 자극 강도의 검토를 실시하는 것이 가능해진다.

＜도입＞

경두개 자기 자극법 (TMS) 은 신경학 및 정신 의학적인 질병의 치료 방법으로서 최근 널리 사용되어 온 수법 중 하나이다. 특히, 보다 강도의 자극을 단속적으로 실시하는 반복 경두개 자기 자극법 (rTMS) 은, 보다 명확한 치료 효과가 있는 것으로 알려져 있다. 한편, 경두개 자기 자극에 사용되는 코일의 자극 강도는, 의도하지 않은 부작용이나 코일의 불필요한 가열을 방지하기 위하여, 동일한 치료 효과를 얻으면서도 가능한 한 작게 억제하고자 한다는 과제가 있었다.

이 과제를 해결하는 하나의 어프로치로서, 종래, 실제로 경두개 자기 자극을 실시한 몇 가지 연구에 있어서 「피험자 개개인에게 적절한 코일 자극 각도」의 존재가 개시되어 있는 것에 본원 발명자는 주목하였다.

즉, 경두개 자기 자극의 시술 전에, 이 최적의 코일 자극 각도를 전자기적인 계산에 의해 명확히 함으로써, 보다 적은 전류로 자극을 실시할 수 있고, 이것을 시술의 서포트로 할 수 있는 것은 아닐까하는 가설을 본원 발명자는 설정하였다.

그리고, 이하에 나타내는 본원 발명자에 의한 연구 결과로부터, 먼저 뇌구 (腦溝) 및 뇌구 내에 뇌척수액을 수반한 간이적인 경두개 자기 자극 모델에 있어서, 뇌척수액에 의한 영향이 전자기학적으로 어떻게 작용하고 있는 것인지가 분명해졌다. 또한, 이들의 결과를 바탕으로, 뇌의 각 자극 부위에 있어서의 적절한 자극 각도를 간이적인 계산에 의해 산출하는 방법을 새롭게 확립하였으므로, 이하에 설명을 실시한다.

＜방법＞

본원 발명자는 최초로, 도 24a 에 나타내는 뇌구를 포함하는 간이적인 뇌 모델을 작성하고, 경두개 자기 자극 코일의 뇌구에 대한 회전각에 의한 영향을 시뮬레이션하였다. 또한 뇌 모델은 도전율 0.11 S/m 의 회백질과 도전율 1.79 S/m 의 2 ㎜ 두께의 뇌척수액에 의해 이루어지고, 뇌구는 2 ㎝ 의 깊이, 2 ㎜ 의 폭으로 하여 작성하였다. 또 자극 코일은 외경 5.1 ㎝ 내경 1.1 ㎝ 의 8 자 형상으로 하고, 이것에 5.3 ㎄ 의 전류를 인가하였다. 코일은 뇌 모델 표면으로부터 1 ㎝ 상에 고정시키고, 뇌구에 대해 0 도, 30 도, 45 도, 60 도, 90 도의 각도로 자극을 실시하고, 그 결과에 대해, 코일의 중심점으로부터의 구 내에 포함되는 엘리먼트의 유도 전류를 평균한다는 형태로 비교를 실시하였다.

다음으로, 본원 발명자는, 피험자로부터의 MRI 화상으로서 얻어진 뇌 형상 데이터를 회백질, 백질, 뇌척수액의 3 요소로서 형성하고, 이에 대하여 경두개 자기 자극의 시뮬레이션을 실시하였다. 추가로, 이 MRI 화상에 기초한 뇌 형상 데이터를 사용하여, 뇌구 등 뇌의 형상은 현실의 뇌와 동일하지만 가상적으로 뇌척수액만으로 이루어지는 중공 모델을 작성하고, 동일한 시뮬레이션을 실시하였다. 자기 자극 코일은 초기 자극 방향으로부터 10 도씩 180 도까지 회전시키고, 3 요소 모델에 있어서의 「회백질 ＋ 백질」과 「뇌척수액」각각에 있어서 코일 중심으로부터의 구 내에 포함되는 요소의 유도 전류의 평균, 및 중공 모델에 있어서의 「뇌척수액」의 동(同) 평균을 산출하고, 비교를 실시하였다.

＜결과＞

도 24a 에 나타내는 간이적인 뇌 모델에 있어서는, 회백질과 뇌척수액에 있어서의 유도 전류에 역상관 (r ＝ -0.99) 의 관계가 보였다. 이와 같은 관계가 보이는 이유는, 뇌척수액은 두부에 있어서 가장 도전율이 높은 물질이고, 무시할 수 없는 코일 손실을 낳았던 것에서 유래하는 것으로 생각해도 된다. 특히, 도 24b 와 같이 코일이 뇌구에 대해 평행하게 대어졌을 때, 코일에 의한 자극 강도의 감소가 야기되었다. 따라서, 최적의 코일의 자극 방향은, 도 24c 와 같이 뇌구에 대해 수직인 방향인 것을 추찰할 수 있다.

또한, 상기한 코일과 뇌구의 기하학적인 배치의 설명에 있어서, 「코일이 뇌구에 대해 평행」이란, 코일이 생성하는 유도 전류의 주된 흐름 방향이 뇌구의 홈 방향으로 하여 평행인 것을 의미하고, 동일하게 「코일이 뇌구에 대해 수직」이란, 코일이 생성하는 유도 전류의 주된 흐름 방향이 뇌구의 홈 방향으로 하여 수직인 것을 의미하고 있다.

또, 도 25a 에 나타내는 피험자의 MRI 화상으로부터 생성된 현실의 뇌 모델에서의 시뮬레이션 (도 25b 에, 유도 전류를 평균하는 계산을 위한 구를 나타낸다) 에 있어서도, 회백질과 백질에 있어서의 유도 전류와, 뇌척수액에 있어서의 유도 전류 사이에서도, 역상관의 관계 (r ＝ -0.79) 가 보이고, 자극 각도에 의한 유도 전류의 변화가 보였다 (도 25d).

추가로, 도 25c 에 나타내는 바와 같은 형상은 환자의 뇌 MRI 화상에서 유래하는 현실 뇌의 형상이면서, 가상적으로 뇌척수액만으로 이루어지는 중공 모델에 있어서의 뇌척수액 내의 유도 전류에 대해, 형상이 뇌 MRI 화상에서 유래하고 또한 회백질, 백질 및 뇌척수액의 3 요소 모델 (현실의 뇌 모델) 에 있어서의 뇌척수액내에 발생하는 유도 전류와 거의 차이가 없는 결과가 얻어졌다 (제곱 평균 오차 ＝ 5.34 V/m). 따라서, 최적의 코일의 자극 각도는 상기의 중공 모델을 사용한 계산에 의해서도 충분한 정밀도 하에서 추측이 가능하고, 이 결과, 3 요소 모델을 사용한 경우에 비하여 계산량을 70 ％ 삭감할 수 있는 것을 알 수 있었다.

이상의 수법에 의해, 운동야 이외의 영역에 있어서의 신경 흥분 임계치를 추정할 수 있는 것으로 생각된다.

또한, 코일 위치의 어긋남에 의한 뇌 내의 와전류 밀도 분포를 해석함으로써, 코일의 위치의 차이에 의해 뇌 내의 와전류 밀도는 변화되고, 그것에 따라서, 운동 임계치도 변화되는 것이 확인됨과 동시에, 뇌 내의 와전류 밀도의 분포는 이방성이 있는 것을 알 수 있었다. 뇌 내 와전류 분포의 해석을 진행시킴과 함께, 운동 임계치의 계측에 있어서는 최적 자극 위치에 보다 가까운 위치에 있어서의 계측도 필요한 것으로 생각된다.

본 발명은, 이상의 지견에 기초하여 이루어진 것으로, 뇌 내 전류 시뮬레이션 방법은,

환자의 단층 화상 데이터 중 적어도 뇌의 일부를 포함하는 두부 화상 데이터를 제공하는 제 1 공정과,

상기 제 1 공정에서 제공된 상기 두부 화상 데이터 중 상기 뇌를 구성하고 있는 적어도 1 개의 영역을 미소 요소로 분할한 각각의 미소 다면체 단위로 이루어지는 3 차원 뇌 모델을 형성하는 제 2 공정과,

상기 환자의 두부 상에 코일을 배치하고, 상기 코일에 전류를 인가함으로써 상기 환자의 뇌에 자기 자극을 부여하고, 상기 자기 자극에 대한 환자의 반응이 관찰되었을 때의 조건 중, 적어도 상기 코일의 위치 및 방향의 조건과, 상기 코일에 인가된 전류의 조건과, 상기 코일의 생성 자계에 관련된 구조의 조건을 포함하는 제 1 정보를 제공하는 제 3 공정과,

상기 3 차원 뇌 모델의 상기 각각의 미소 다면체 단위 내에 유도되는 와전류 또는 전계를, 상기 제 3 공정에서 제공된 상기 제 1 정보, 및 상기 미소 다면체 단위마다 할당된 도전율을 포함하는 제 2 정보에 기초하여 계산하는 제 4 공정을 포함한다.

이와 같은 구성을 구비한 뇌 내 전류 시뮬레이션 방법에 의하면, 개개의 환자의 뇌 형상에 대응한 모델이 형성되고, 그것을 기초로 뇌 내 전류가 해석되므로, 실제의 뇌 내에 발생하는 와전류 또는 전계의 분포를 정확하게 파악할 수 있다. 또, 코일의 위치가 최적 자극 위치로부터 어긋났을 때의 뇌 내 와전류 분포를 보다 정확하게 파악할 수 있다. 그리고, 그것들 와전류 분포 또는 전계 분포의 해석 결과를 사용하여, 보다 효율적으로 뇌를 자극할 수 있는 경두개 자기 자극 시스템을 설계할 수 있다.

본 발명의 그 밖의 형태의 뇌 내 전류 시뮬레이션 방법은, 상기 제 4 공정에서 계산된 와전류 또는 전계의 분포를 시각적으로 표시하는 제 5 공정을 포함한다. 이 방법에 의하면, 뇌 내의 와전류 또는 전계의 분포를 시각적으로 파악할 수 있다.

상기 각각의 미소 다면체 단위는, 회백질, 백질, 및 뇌척수액 중 어느 것의 도전율을 갖도록 할당되어 있는 것이 바람직하다. 또, 상기 제 1 정보는, 상기 전류의 전류치 또는 전압치 중 적어도 어느 것을 포함하는 것이 바람직하다. 또한, 와전류 또는 전계의 계산은 스칼라 포텐셜 유한 차분법으로 실시되는 것이 바람직하다.

본 발명에 관련된 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치 및 그 장치를 장착한 경두개 자기 자극 시스템은,

환자의 단층 화상 데이터 중 적어도 뇌의 일부를 포함하는 두부 화상 데이터를 제공하는 제 1 수단과,

상기 제 1 수단으로 제공된 상기 두부 화상 데이터 중 상기 뇌를 구성하고 있는 적어도 1 개의 영역을 미소 요소로 분할한 각각의 미소 다면체 단위로 이루어지는 3 차원 뇌 모델을 형성하는 제 2 수단과,

상기 환자의 두부 상에 코일을 배치하고 상기 코일에 전류를 인가함으로써 상기 환자의 뇌에 자기 자극을 부여하고, 상기 자기 자극에 대한 환자의 반응이 관찰되었을 때의 조건 중, 적어도 상기 코일의 위치 및 방향의 조건과, 상기 코일에 인가된 전류의 조건과, 상기 코일의 생성 자계에 관련된 구조의 조건을 포함하는 제 1 정보를 제공하는 제 3 수단과,

상기 3 차원 뇌 모델의 상기 각각의 미소 다면체 단위 내에 유도되는 와전류 또는 전계를, 상기 제 3 수단으로 제공된 상기 제 1 정보, 및 상기 미소 다면체 단위마다 할당된 도전율을 포함하는 제 2 정보에 기초하여 계산하는 제 4 수단을 포함한다.

이 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치 및 경두개 자기 자극 시스템은 또한, 상기 제 4 수단으로 계산된 와전류 또는 전계의 분포를 시각적으로 표시하는 제 5 수단을 포함하는 것이 바람직하다.

추가로, 본 발명에 관련된 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치 및 그 장치를 장착한 경두개 자기 자극 시스템은,

상기 환자의 두부 상에 코일을 배치하고 상기 코일에 전류를 인가함으로써 상기 환자의 뇌에 자기 자극을 부여하는 조건 중, 적어도 상기 코일의 위치 및 방향의 조건과, 상기 코일에 인가된 전류의 조건과, 상기 코일의 생성 자계에 관련된 구조의 조건을 포함하는 제 1 정보를 제공하는 제 3 수단과,

또한, 본 발명에 있어서, 상기 코일에 인가되는 전류는 교류 또는 맥류 중 어느 것이어도 된다.

그런데, 도 9 에 나타내는 바와 같이, 코일의 자계에 의해 뇌 내에 유도되는 와전류와 전계 (전기장) 강도는 비례 관계에 있다. 따라서, 본원 발명에 관련된 설명에 있어서 「와전류」는 「전계」 또는 「전기장」으로 바꿔읽을 수 있고, 그와 같이 바꿔읽은 내용도 본원 발명의 기술적 범위에 속하는 것으로 이해해야 한다.

도 1 은 환자에게 자기 자극 치료를 실시하고 있는 상태를 나타내는 도면이다.
도 2 는 8 자 코일에 의해 유도되는 와전류를 나타내는 도면이다.
도 3 은 코일에 전류를 인가하는 구동 회로를 나타내는 도면이다.
도 4 는 구동 회로로부터 출력되는 전류 파형을 나타내는 도면이다.
도 5 는 자기 자극 장치의 사용 상태를 나타내는 도면이다.
도 6 은 사람의 뇌의 MRI 데이터를 나타내는 도면이다.
도 7 은 사람의 뇌의 회백질, 백질, 뇌척수액의 뇌 조직을 추출한 모델을 나타내는 도면이다.
도 8 은 사람의 뇌의 회백질, 백질, 뇌척수액의 뇌 조직을 추출한 모델에 전기 자극을 부여했을 때의 회백질 표면의 와전류 밀도의 해석 결과를 나타내는 도면이다.
도 9 는 6 명의 피험자에 대해 코일을 최적 위치에 두고, 운동 임계치에 상당하는 자극을 부여했을 때의 회백질 표면의 전류 밀도를 나타내는 도면이다.
도 10 은 최적 자극 위치로부터 이동한 장소에 코일을 두었을 때의 자극 임계치의 실측치를, 최적 자극 위치에 대응하는 운동 임계치를 100 으로 하여 나타낸 그래프이다.
도 11 은 코일의 위치를 변화시켰을 때의 최적 자극 위치에 있어서의 전류 밀도를 나타내는 도면이다.
도 12 는 최적 자극 위치와 그곳으로부터 20 ㎜ 떨어진 위치를 자극했을 때의 뇌 내의 와전류의 분포를 나타내는 도면이다.
도 13 은 평균 와전류 밀도를 구하는 관심 영역의 반경을 변화시켰을 때, 표적 부위에 운동 임계치에 달하는 와전류를 발생시키기 위하여 필요한 전류 스루레이트와 실측치의 차를 각 피험자에 대해 나타낸 도면이다.
도 14 는 뇌 내 와전류 분포의 해석 결과를 나타내는 도면이다.
도 15 는 피험자 D 의 뇌 모델에 있어서 좌전두전야 외측을 자극했을 때에 발생하는 뇌 내 와전류 밀도의 해석 결과를 나타내는 도면이다.
도 16 은 본 발명에 관련된 경두개 자기 자극 시스템의 구성을 모식적으로 나타내는 도면이다.
도 17 은 도 16 의 시스템에 장착된 코일 구동 회로를 나타내는 도면이다.
도 18 은 도 16 의 시스템에 장착된 제어 회로를 나타내는 도면이다.
도 19 는 와전류 밀도 해석 시뮬레이션의 프로세스를 나타내는 도면이다.
도 20 은 3 차원 뇌 모델과, 코일의 권선 형상, 코일의 위치를 나타내는 도면이다.
도 21a 는 반경 75 ㎜ 의 구 모델에 대해, 중첩 8 자 코일에 의해 발생되는 유도 전류를 나타내는 도면이다.
도 21b 는 변 길이 120 ㎜ 의 입방체 모델에 대해, 중첩 8 자 코일에 의해 발생되는 유도 전류를 나타내는 도면이다.
도 22a 는 반경 75 ㎜ 의 구 모델에 대해, 모델 표면으로부터 1 ㎝ 의 위치에 배치한 중첩 8 자 코일에 5.3 ㎄, 3.4 ㎑ 의 전류를 가했을 때, 모델 표면부로부터 일정 길이 이내의 구 내에 포함되는 요소에 있어서의 평균 유도 전류량을 유한 요소법와 SPFD 법으로 각각 계산한 결과를 나타내는 그래프이다.
도 22b 는 변 길이 120 ㎜ 의 입방체 모델에 대해, 모델 표면으로부터 1 ㎝ 의 위치에 배치한 중첩 8 자 코일에 5.3 ㎄, 3.4 ㎑ 의 전류를 가했을 때, 모델 표면부로부터 일정 길이 이내의 구 내에 포함되는 요소에 있어서의 평균 유도 전류량을 유한 요소법와 SPFD 법으로 각각 계산한 결과를 나타내는 그래프이다.
도 23a 는 피험자의 두부 MRI 화상을 나타내는 도면이다.
도 23b 는 도 23a 에 나타내는 뇌의 1 차 운동야를 자극 위치로 하여 치료 코일에 소정 전류를 흘렸을 때, 도 23a 에 나타내는 뇌에 유도되는 전류의 분포를 나타내는 도면이다.
도 23c 는 도 23a 에 나타내는 뇌의 전두전야를 자극 위치로 하여 치료 코일에 소정 전류를 흘렸을 때, 도 23a 에 나타내는 뇌에 유도되는 전류의 분포를 나타내는 도면이다.
도 24a 는 뇌구를 포함하는 간이적인 뇌 모델을 나타내는 도면이다.
도 24b 는 도 24a 에 나타내는 뇌구에 평행하게 코일을 대었을 때의 유도 전류의 흐름 방향을 나타내는 도면이다.
도 24c 는 도 24a 에 나타내는 뇌구에 수직으로 코일을 대었을 때의 유도 전류의 흐름 방향을 나타내는 도면이다.
도 25a 는 피험자의 MRI 화상으로부터 생성된 현실의 뇌 모델을 나타내는 도면이다.
도 25b 는 도 25a 에 나타내는 현실의 뇌 모델에 있어서, 유도 전류를 평균화하는 계산을 위한 구를 나타내는 도면이다.
도 25c 는 형상은 환자의 뇌 MRI 화상에서 유래하는 현실 뇌의 형상으로서, 가상적으로 뇌척수액만으로 이루어지는 중공 모델에 있어서, 유도 전류를 평균화하는 계산을 위한 구를 나타내는 도면이다.
도 25d 는 회백질, 백질, 뇌척수액에 있어서의 유도 전류와 자극 각도의 관계를 나타내는 도면이다.

실시형태 1

도 16 을 참조하면, 경두개 자기 자극 시스템 (이하, 간단히「시스템」이라고 한다) (1) 은, 지지 기구 (예를 들어, 의자 (2) 또는 베드) 에 지지된 환자 (3) 의 뇌에 자기 자극을 부여하는 자기 자극 장치 (4) 를 갖는다.

자기 자극 장치 (4) 는, 환자 (3) 의 뇌에 자기 자극을 가하는 동 (動) 자기장을 형성하기 위하여, 코일 유닛 (코일 장치) (5) 과 제어 유닛 (6) 을 갖는다.

도시하는 바와 같이, 코일 유닛 (5) 은, 환자 (3) 의 두부 표면을 따라 자유롭게 이동할 수 있음과 함께 임의의 위치에 위치 결정할 수 있도록, 적당한 위치 결정 유닛 (7) 으로 지지하는 것이 바람직하다. 코일 유닛 (5) 은, 코일 (8) 과 이 코일 (8) 을 둘러싸는 전기 절연 재료로 이루어지는 케이싱 (9) 을 구비하고 있다. 케이싱 (9) 은, 케이싱 (9) 에 일체적으로 형성된 홀더 (10) 를 구비하고 있고, 홀더 (10) 를 개재하여 위치 결정 유닛 (7) 에 유지되어 있다. 코일 (8) 은, 1 개의 고리형 코일, 도선을 8 자상으로 배치한 8 자 코일 (예를 들어, 일본 공개특허공보 2012-125546호에 개시된 코일) 등의 임의의 공지된 코일을 이용할 수 있다. 케이싱 (9) 은, 3 개 또는 그 이상의 관찰 대상 (예를 들어, 마크 (11) 또는 돌기 등의 타깃) 을 일체적으로 구비하고 있다. 이들의 관찰 대상은, 환자 두부에 대한 코일 (8) 의 상대적인 위치와 방향을 구하기 위하여 이용된다.

제어 유닛 (6) 은, 박스형의 하우징 (12) 을 구비하고 있다. 하우징 (12) 은 입력부 (13) 와 출력부 (14) 를 구비하고 있다.

입력부 (13) 는, 시스템 (1) 의 구동 조건 (예를 들어, 코일 (8) 에 인가하는 전압, 전류, 주파수) 을 설정하는 구동 조건 설정부 (15) ; 단층 화상 촬영 장치 (예를 들어, MRI, CT, PET)(16) 에서 생성된 인체 (특히 두부) 단층 화상 데이터를 수신하는 데이터 수신부 (17) ; 코일 유닛 (5) 의 케이싱 (9) 에 형성한 마크 (11) 와 환자 (3) 가 장착한 안경 등의 장착품 (예를 들어, 안경) 또는 환자 (3) 의 피부에 형성한 3 개 또는 그 이상의 관찰 대상 (예를 들어, 마크 (18) 또는 돌기) 을 동시에 촬영하는 스테레오 촬상식 광학적 3 차원 위치 센싱 카메라 (이하, 간단히「카메라」라고 한다) (19) 로부터의 화상 데이터를 수신하는 데이터 수신부 (20) 를 구비하고 있다. 도시하지 않지만, 카메라 (19) 는, 위치 결정 유닛 (7) 또는 시스템 (1) 이 수용되는 거실의 고정부에 장착된다.

또한, 본건 발명에 있어서, 코일에 인가하는 전류는, 시간과 함께 주기적으로 흐름의 방향이 변화하는 전류 (교류) 뿐만 아니라, 흐르는 방향이 일정하고, 크기가 주기적으로 변동하는 전류 (이른바 「맥류」) 도 포함하는 것으로 이해해야 한다.

출력부 (14) 는, 액정 표시 장치 등의 디스플레이 (21), 또는 디스플레이를 구비한 컴퓨터 (도시 생략) 에 접속되고, 제어 유닛 (6) 으로부터 출력되는 데이터 (예를 들어, 화상 데이터) 를 디스플레이 (21) 에 출력하여 거기에 대응하는 화상을 표시할 수 있도록 구성되어 있다.

하우징 (12) 의 내부에는 도 17 에 나타내는 코일 구동 회로 (25) 가 수용되어 있고, 이 코일 구동 회로 (25) 가 케이블 (26) 을 통하여 코일 (8) 과 전기적으로 접속되어 있다.

하우징 (12) 의 내부에는 또 도 18 에 나타내는 제어 회로 (30) 가 수용되어 있다. 제어 회로 (30) 는, 중앙 처리 장치 (이하,「CPU」라고 한다) (31) 와, CPU (31) 에 접속된 제 1 기억부 (32), 제 2 기억부 (33), 및 연산부 (34) 를 구비하고 있다.

제 1 기억부 (32) 는 여러 가지 소프트웨어를 저장하고 있다. 예를 들어, 단층 화상 데이터를 기초로 3 차원 뇌 모델 (3 차원 맵) 을 작성하는 3 차원 매핑 소프트웨어 (41) (예를 들어, 사이버넷 시스템 주식회사로부터 판매되고 있는 의료용 화상 처리 소프트웨어「Real INTAGE」) ; 입력부 (13) 를 통하여 입력된 구동 조건에 기초하여 코일에 인가하는 전류를 결정하는 코일 구동 조건 결정 소프트웨어 (42) ; 카메라 (19) 로 촬영된 화상에 포함되는 마크 (코일 유닛에 형성한 마크와, 환자 장착품 또는 환자에게 형성한 마크) 의 정보를 기초로 환자 두부 (환자의 뇌) 에 대한 코일의 상대적인 방향과 위치를 결정하는 코일 위치 결정 소프트웨어 (43) ; 코일 위치 결정 소프트웨어 (43) 로 결정된 코일의 방향과 위치, 및 코일 구동 조건 결정 소프트웨어 (42) 로 결정된 코일의 구동 조건을 기초로 뇌 내에 발생하는 와전류 밀도를 계산함과 함께 계산한 와전류 밀도의 정보를 3 차원 매핑 소프트웨어로 작성된 3 차원 뇌 모델에 겹쳐 와전류 밀도 맵 (도 14 참조) 을 작성하는 와전류 밀도 매핑 소프트웨어 (43) 가 포함된다.

환자의 뇌에 대한 코일의 상대적인 위치와 방향은, 예를 들어, WO2007/123147A 에 개시된 수법에 의해 결정할 수 있다. 이 수법에 의하면, 환자의 두부에 고정된 마크 또는 환자를 고정시키는 기구 (예를 들어, 의자, 베드) 에 적어도 3 개의 타깃 (환자 타깃) 이 장착된다. 환자의 두부 (뇌) 에 대한 환자 타깃의 상대적인 위치는 결정되어 있다. 따라서, 환자 타깃의 위치 정보는, 환자의 두부 단층 화상 데이터 (3 차원 좌표 데이터) 에 합성된다. 카메라는, 환자 타깃과, 코일 유닛 (5) 에 고정된 적어도 3 개의 타깃 (코일 타깃) 을 촬영한다. 촬영된 화상은 코일 위치 결정 소프트웨어에 의해 처리되고, 환자 타깃에 대한 코일 타깃의 상대적인 위치와 방향이 구해짐과 함께, 그 정보를 기초로 환자 두부 (뇌) 에 대한 코일의 상대적인 위치와 방향이 구해진다. 또한, 환자 두부 (뇌) 에 대한 코일의 상대적인 위치는 리얼타임으로 계산하고, 또, 계산한 결과를 디스플레이 (21) 에 표시할 수 있다.

연산부 (34) 는, CPU (31) 의 지시에 기초하여 상기 서술한 소프트웨어를 실행하는 기능을 갖는다.

제 2 기억부 (33) 는 여러 가지 데이터를 저장한다. 예를 들어, 입력부 (13) 를 통하여 입력된 인체 (두부) 단층 화상 데이터 (51) 및 코일 구동 조건 (52), 또, 3 차원 매핑 소프트웨어 (41) 를 실행하여 얻어진 3 차원 뇌 모델의 데이터 (53), 코일 구동 조건 결정 소프트웨어 (42) 를 실행하여 얻어진 코일 구동 전류의 데이터 (54), 코일 위치 결정 소프트웨어 (43) 를 실행하여 얻어진 코일의 방향과 위치의 데이터 (55), 및 와전류 밀도 매핑 소프트웨어 (43) 를 실행하여 얻어진 와전류 밀도의 데이터 (56) 와, 그것을 매핑한 와전류 맵용 데이터 (57) 가 저장된다. 제 2 기억부 (33) 는 또한, 시스템 (1) 을 사용하여 환자의 뇌에 자기 자극을 부여했을 때의 조건 등〔코일에 인가한 전류·전압·주파수, 두부에 대한 코일의 상대적인 위치와 방향과 그 때 관찰된 운동 임계치 (최적 자극 위치에 코일을 설치하여 뇌에 자기 자극을 부여했을 때에 근육의 반응이 50 ％ 이상의 확률로 관찰된 전압 진폭)〕의 자기 자극 정보 (58) 가 저장되어 있다.

이상의 구성을 구비한 시스템 (1) 을 사용하여 환자를 치료하는 경우, 카메라 (19) 로 촬영된 화상을 기초로, 코일 위치 결정 소프트웨어에 의해, 환자 두부에 대한 코일 (8) 의 위치가 구해진다. 환자 두부에 대한 코일 (8) 의 상대 위치는 디스플레이 (21) 에 표시된다. 이로써, 환자 두부의 목적으로 하는 장소 (예를 들어, 최적 자극 위치) 에 코일 (8) 을 설치할 수 있다. 그 후, 입력부 (15) 를 통하여 입력된 코일 구동 조건을 기초로 코일 구동 회로 (25) 가 구동하고, 환자 (3) 의 뇌에 자기 자극을 부여한다. 코일 구동 회로 (25) 는, 도 17 에 나타내는 바와 같이, 전원 (61) 의 출력 전압을 원하는 전압으로 변환하는 전원 회로 (62), 전원 회로 (62) 의 출력을 승압하는 승압 회로 (63), 승압 회로 (63) 로부터 출력을 이용하여 전하를 축적하는 콘덴서 (64), 콘덴서 (64) 에 흐르는 전류를 조정하는 저항 (65), 콘덴서 (64) 로부터의 출력을 소정의 타이밍으로 동작시켜 교류를 형성하는 반도체 스위치 (66) 를 갖고, CPU (31) 의 출력에 기초하여 반도체 스위치 (16) 를 구동시켜 얻어진 전류가 코일 (8) 에 인가된다.

다음으로, 시스템 (1) 을 사용하여, 환자의 뇌 내에 발생하는 와전류 밀도를 시뮬레이션하는 기술을, 도 19 에 나타내는 프로세스에 따라 설명한다.

먼저, 시뮬레이션시에 입력부 (13) 를 통해 환자 (3) 또는 피험자의 두부 단층 화상 데이터 (51) (예를 들어, MRI 데이터) 가 입력된다 (스텝 ＃1). 입력된 두부 단층 화상 데이터 (51) 는, 제 2 기억부 (33) 에 기억된다. 다음으로, CPU (31) 의 지시에 기초하여 제 1 기억부 (32) 에 저장되어 있는 3 차원 매핑 소프트웨어 (41) 와 제 2 기억부 (33) 에 저장되어 있는 두부 단층 화상 데이터 (51) 를 이용하여, 환자 (3) 의 뇌의 3 차원 뇌 모델 (53) 을 작성한다 (스텝 ＃2). 이 때 작성하는 3 차원 뇌 모델 (53) 은, 뇌의 모든 부위를 대상으로 할 필요는 없고, 적어도 회백질, 백질, 및 뇌척수액 중 어느 하나여도 된다. 작성된 3 차원 뇌 모델 (53) 은 제 2 기억부 (33) 에 저장된다. 3 차원 뇌 모델은, 필요에 따라, 출력부 (14) 를 통해 디스플레이 (21) 에 출력하여 표시할 수 있다. 다음으로, CPU (31) 는, 제 2 기억부 (33) 에 저장되어 있는, 이전에 시스템 (1) 을 사용하여 환자 (3) 의 뇌에 자기 자극을 부여했을 때에 얻어진 자기 자극 정보 (58)〔코일에 인가한 전류·전압·주파수, 두부에 대한 코일의 상대적인 위치와 방향과 코일의 권선 형상 데이터 (59) (도 20 참조), 또한, 그 때 관찰된 운동 임계치 (최적 자극 위치에 코일을 설치하여 뇌에 자기 자극을 부여했을 때에 근육의 반응이 50 ％ 이상의 확률로 관찰된 전압 진폭)〕를 판독 출력한다 (스텝 ＃3). 또, CPU (31) 는, 제 1 기억부 (32) 에 기억되어 있는 와전류 밀도 매핑 소프트웨어 (43) 와, 제 2 기억부 (33) 에 기억되어 있는 뇌의 3 차원 뇌 모델 (53) 을 판독 출력하고, 상기 자기 자극 정보 (58) 를 참고로 하여, 와전류 밀도 매핑 소프트웨어 (43) 를 사용하여, 3 차원 뇌 모델의 각 미소 다면체 단위에 유도되는 와전류 밀도를 계산한다 (스텝 ＃4). 이 계산은, 상기 서술한 스칼라 포텐셜 유한 차분법에 의해 실시된다. 계산된 와전류 밀도의 데이터 (56) 는 제 2 기억부 (33) 에 기억된다. 마지막으로, CPU (31) 는, 계산한 와전류 밀도의 데이터 (56) 를 기초로 와전류 밀도 맵 (57) (도 14 참조) 을 작성한다. 도 15 에 나타내는 바와 같이, 계산된 와전류 밀도의 데이터 (56) 에는 그 레벨에 따른 색 정보를 부가하고, 이 색 정보를 가지고 와전류 밀도의 레벨을 디스플레이 (21) 에 표시하는 것이 바람직하다.

또, 상기에 설명을 실시한, 제 2 기억부 (33) 에 저장되어 있는, 이전에 시스템 (1) 을 사용하여 환자 (3) 의 뇌에 자기 자극을 부여했을 때에 얻어진 자기 자극 정보 (58)(코일에 인가한 전류·전압·주파수, 두부에 대한 코일의 상대적인 위치와 방향) 을 사용하여 와전류 밀도를 계산, 표시하는 양태 외에, 소정의 설정 수단을 사용하여 설정 입력을 실시하는 치료 코일의 위치를 변화시켰을 때의, 뇌 전체를 부감한 와전류 밀도의 분포, 혹은 뇌 내 특정 위치에 있어서의 와전류 밀도를 본 발명에 관련된 시뮬레이션 방법을 사용하여 산출하는 양태, 그것에 더하여 혹은 독립적으로, 코일의 방향의 정보, 코일 인가 전류의 정보, 혹은 인가 전압의 정보 중 적어도 어느 것을 변화시켰을 때의, 뇌 전체를 부감한 와전류 밀도의 분포, 혹은 뇌 내 특정 위치에 있어서의 와전류 밀도를, 상기의 시뮬레이션 방법을 사용하여 산출, 표시하도록 해도 된다. 또, 코일의 이동에 아울러, 뇌 내 특정 위치에 있어서의 와전류 밀도를 리얼타임으로 표시할 수 있다. 또한, 디스플레이 (21) 에는, 복수의 시뮬레이션의 결과와 조건을 동시에 표시함으로써, 그들의 결과와 조건을 대비하여 관찰할 수 있다.

이와 같이, 본 발명에 의하면, 실제로 환자의 뇌를 자극하여 얻어진 자기 자극 정보에 기초하여, 환자의 뇌를 재현한 3 차원 뇌 모델에 대해 와전류 밀도를 계산하여 와전류 밀도 맵을 작성함으로써, 자극을 부여한 환자의 뇌의 어느 부분에 어느 정도의 와전류가 유도되었는지, 또, 어느 정도의 와전류가 유도됨으로써 환자에게 반응 (예를 들어, twitch) 이 나타났는지를 확인할 수 있다.

1 : 경두개 자기 자극 시스템
2 : 의자
3 : 환자
4 : 자기 자극 장치
5 : 코일 유닛 (코일 장치)
6 : 제어 유닛
7 : 위치 결정 유닛
8 : 코일
9 : 케이싱
10 : 홀더
11 : 마크
12 : 하우징
13 : 입력부
14 : 출력부
19 : 카메라
30 : 제어 회로

Claims

환자의 단층 화상 데이터 중 적어도 뇌의 일부를 포함하는 두부 화상 데이터를 제공하는 제 1 공정과,
상기 제 1 공정에서 제공된 상기 두부 화상 데이터 중 상기 뇌를 구성하고 있는 적어도 1 개의 영역을 미소 요소로 분할한 각각의 미소 다면체 단위로 이루어지는 3 차원 뇌 모델을 형성하는 제 2 공정과,
상기 환자의 두부 상에 코일을 배치하고, 상기 코일에 전류를 인가함으로써 상기 환자의 뇌에 자기 자극을 부여하고, 상기 자기 자극에 대한 환자의 반응이 관찰되었을 때의 조건 중, 적어도 상기 코일의 위치 및 방향의 조건과, 상기 코일에 인가된 전류의 조건과, 상기 코일의 생성 자계에 관련된 구조의 조건을 포함하는 제 1 정보를 제공하는 제 3 공정과,
상기 3 차원 뇌 모델의 상기 각각의 미소 다면체 단위 내에 유도되는 와전류 또는 전계를, 상기 제 3 공정에서 제공된 상기 제 1 정보, 및 상기 미소 다면체 단위마다 할당된 도전율을 포함하는 제 2 정보에 기초하여 계산하는 제 4 공정을 포함하는, 뇌 내 전류 시뮬레이션 방법.
제 1 항에 있어서,
상기 제 4 공정에서 계산된 와전류 또는 전계의 분포를 시각적으로 표시하는 제 5 공정을 포함하는, 뇌 내 전류 시뮬레이션 방법.
제 1 항 또는 제 2 항에 있어서,
상기 각각의 미소 다면체 단위가, 회백질, 백질, 및 뇌척수액 중 어느 것의 도전율을 갖도록 할당된, 뇌 내 전류 시뮬레이션 방법.
제 1 항 내지 제 3 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제 1 정보가, 상기 전류의 전류치 또는 전압치 중 적어도 어느 것을 포함하는, 뇌 내 전류 시뮬레이션 방법.
제 1 항 내지 제 4 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제 4 공정에 있어서, 상기 와전류 또는 전계의 계산이 스칼라 포텐셜 유한 차분법으로 실시되는 것을 특징으로 하는, 뇌 내 전류 시뮬레이션 방법.
제 1 항 내지 제 5 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 코일에 인가된 전류가 교류 또는 맥류인, 뇌 내 전류 시뮬레이션 방법.
환자의 단층 화상 데이터 중 적어도 뇌의 일부를 포함하는 두부 화상 데이터를 제공하는 제 1 수단과,
상기 제 1 수단으로 제공된 상기 두부 화상 데이터 중 상기 뇌를 구성하고 있는 적어도 1 개의 영역을 미소 요소로 분할한 각각의 미소 다면체 단위로 이루어지는 3 차원 뇌 모델을 형성하는 제 2 수단과,
상기 환자의 두부 상에 코일을 배치하고, 상기 코일에 전류를 인가함으로써 상기 환자의 뇌에 자기 자극을 부여하고, 상기 자기 자극에 대한 환자의 반응이 관찰되었을 때의 조건 중, 적어도 상기 코일의 위치 및 방향의 조건과, 상기 코일에 인가된 전류의 조건과, 상기 코일의 생성 자계에 관련된 구조의 조건을 포함하는 제 1 정보를 제공하는 제 3 수단과,
상기 3 차원 뇌 모델의 상기 각각의 미소 다면체 단위 내에 유도되는 와전류 또는 전계를, 상기 제 3 수단으로 제공된 상기 제 1 정보, 및 상기 미소 다면체 단위마다 할당된 도전율을 포함하는 제 2 정보에 기초하여 계산하는 제 4 수단을 포함하는, 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치.
제 7 항에 있어서,
상기 제 4 수단으로 계산된 와전류의 분포를 시각적으로 표시하는 제 5 수단을 포함하는, 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치.
제 7 항 또는 제 8 항에 있어서,
상기 각각의 미소 다면체 단위가, 회백질, 백질, 및 뇌척수액 중 어느 것의 도전율을 갖도록 할당된, 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치.
제 7 항 내지 제 9 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제 1 정보가, 상기 전류의 전류치 또는 전압치 중 적어도 어느 것을 포함하는, 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치.
제 7 항 내지 제 10 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제 4 수단에 있어서, 상기 와전류 또는 전계의 계산이 스칼라 포텐셜 유한 차분법으로 실시되는 것을 특징으로 하는 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치.
제 7 항 내지 제 11 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 코일에 인가된 전류가 교류 또는 맥류인, 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치.
제 7 항 내지 제 12 항 중 어느 한 항에 기재된 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치를 포함하는, 경두개 자기 자극 시스템.
환자의 단층 화상 데이터 중 적어도 뇌의 일부를 포함하는 두부 화상 데이터를 제공하는 제 1 수단과,
상기 제 1 수단으로 제공된 상기 두부 화상 데이터 중 상기 뇌를 구성하고 있는 적어도 1 개의 영역을 미소 요소로 분할한 각각의 미소 다면체 단위로 이루어지는 3 차원 뇌 모델을 형성하는 제 2 수단과,
상기 환자의 두부 상에 코일을 배치하고 상기 코일에 전류를 인가함으로써 상기 환자의 뇌에 자기 자극을 부여하는 조건 중, 적어도 상기 코일의 위치 및 방향의 조건과, 상기 코일에 인가된 전류의 조건과, 상기 코일의 생성 자계에 관련된 구조의 조건을 포함하는 제 1 정보를 제공하는 제 3 수단과,
상기 3 차원 뇌 모델의 상기 각각의 미소 다면체 단위 내에 유도되는 와전류 또는 전계를, 상기 제 3 수단으로 제공된 상기 제 1 정보, 및 상기 미소 다면체 단위마다 할당된 도전율을 포함하는 제 2 정보에 기초하여 계산하는 제 4 수단을 포함하는, 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치.
제 14 항에 있어서,
상기 제 4 수단으로 계산된 와전류 또는 전계의 분포를 시각적으로 표시하는 제 5 수단을 포함하는, 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치.
제 14 항 또는 제 15 항에 있어서,
상기 각각의 미소 다면체 단위가, 회백질, 백질, 및 뇌척수액 중 어느 것의 도전율을 갖도록 할당된, 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치.
제 14 항 내지 제 16 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제 1 정보가, 상기 전류의 전류치 또는 전압치 중 적어도 어느 것을 포함하는, 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치.
제 14 항 내지 제 17 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제 4 수단에 있어서, 상기 와전류 또는 전계의 계산이 스칼라 포텐셜 유한 차분법으로 실시되는 것을 특징으로 하는 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치.
제 14 항 내지 제 18 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 코일에 인가된 전류가 교류 또는 맥류인, 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치.
제 14 항 내지 제 19 항 중 어느 한 항에 기재된 뇌 내 전류 시뮬레이션 장치를 포함하는, 경두개 자기 자극 시스템.