JP2020192326A - 脳信号追跡 - Google Patents

Abstract

【課題】脳信号追跡システムを提供すること。【解決手段】一実施形態では、脳信号追跡システムは、脳血管内に挿入されることになり、かつ電極を含むプローブと、血管内の異なる位置で電極によって放出されることになる較正信号を生成する信号発生器と、電極の位置を追跡する追跡サブシステムと、頭部に適用されることになる頭部表面電極であって、対応する振幅値での較正信号を検出するように構成されており、頭部表面電極に対する対応する振幅値の分布は、電極によって較正信号が放出された追跡された位置のうちの対応する１つを示す、頭部表面電極と、追跡された位置のそれぞれに対して、頭部表面電極に対する較正信号の対応する振幅値の分布に応じて、脳信号の脳内の発生源位置を計算する関数を見出す処理回路と、を含む。【選択図】図１Ａ

Description

（関連出願の相互参照）
本出願は、米国特許仮出願第６２／８５３，４０９号（Ｇｏｖａｒｉ）（２０１９年５月２８日出願）の利益を主張するものであり、当該特許出願は、全体が本明細書に記載されているかのように参照により本明細書に組み込まれる。

（発明の分野）
本発明は、医療システムに関し、具体的には、脳血管システムに関する。

脳波測定（Electroencephalography、ＥＥＧ）は、脳の電気活動を監視及び記録する。ＥＥＧは、一般に、頭部の外側に電極を適用して、電気活動を記録することを含む。いくつかの用途では、電極は、頭皮の下で脳の表面に適用されてもよい。

ＥＥＧデータは、電極の適切な位置への配置、及びまた電極と頭皮との間の適切な接触に非常に敏感である。電極配置の精度は、ＥＥＧを施す医療専門家の技能に非常に依存する。加えて、ＥＥＧデータに基づく脳状態の正確な診断は、ＥＥＧデータの精度に非常に依存する。

米国特許公開第２００４／００４９１２１号（Ｙａｒｏｎ）は、脳内に挿入されるように適合された器具を含む、被験者の脳内で使用するための装置を記載している。器具に結合された１つ以上の電極のセットは、脳の電気活動を感知し、それに応じて電気活動信号を送信するように適合されている。器具に結合されるように適合された位置センサは、器具の位置を示す位置信号を送信する。制御ユニットは、電気活動信号及び位置信号を分析する。制御ユニットは、分析に応じて、脳の画像に対する器具の位置、及びその位置における組織に関する電気生理学的情報を判定する。

米国特許公開第２０１０／０３１２０９６号（Ｇｕｔｔｍａｎら）は、ＭＲＩ誘導処置中に患者の解剖学的組織及び医療装置の動的（対話式）視覚化を生成するように構成され、また、標的解剖学的構造、例えば、心臓の定義された部分の少なくとも１つのユーザ選択可能３Ｄ体積（組織特徴化）マップを含むこともできるＭＲＩ誘導心臓介入システムについて記載している。

米国特許公開第２００４／０２１５１６２号（Ｐｕｔｚ）は、患者の頭蓋内治療のためのカテーテルアセンブリが開示されることを記載している。アセンブリは、近位開口部と、少なくとも１つのアパーチャと、開口部と少なくとも１つのアパーチャと少なくとも１つの要素とを接続する管腔と、を有する外側カテーテルと、管腔内に受け入れられるように適合された内側カテーテルと、を備え、内側カテーテルは、内側カテーテルと患者の脳内の組織領域との間で流体を移送するための通路及び少なくとも１つのポートを含む。この要素は、好ましくは、脳組織を監視又は刺激するための接点、若しくは脳内の外側カテーテルの位置の特定を可能にする位置マーカー、又はその両方である。このアセンブリは、挿入中に追加の長期の脳接触を伴わずに、組織領域における薬物送達カテーテルの規則的な正確な配置を容易にする。薬物は、薬物送達カテーテルから、深部電極の遠位端付近のポートを介して投与することができ、又は、流体をポートを介して脳から除去することができる。

米国特許公開第２０１３／００３０４０８号（Ｐｉｆｅｒｉら）は、患者に及び／又は患者から物質を移送するための、管状支持スリーブ及び移送チューブを含むカニューレについて記載している。支持スリーブは、管状部材の近位端から遠位端まで延びる管腔を画定する剛性管状部材を含む。移送チューブは、管腔内に配置され、管状部材の近位端及び遠位端のそれぞれを越えて延びる。管状部材は、剛性のＭＲＩ適合性材料を含む。

米国特許公開第２００３／００４５８７０号（Ｍａｄｓｅｎ）は、生存被験者の頭蓋脳室に以前に埋め込まれ、その場で係合された脳室カテーテルの内部管腔を通過することができる双極凝固装置について記載している。双極凝固装置は、埋め込まれた脳室カテーテル内の吸入排液孔内への流体の流れを閉塞し、多くの場合、その場でカテーテルに付着する、脈絡叢などの粘着性脳組織の凝固焼灼のための双極電気アーク電流を提供する。双極凝固装置によって提供される焼灼電流は、それによって、周囲の頭蓋組織内の電流及び熱のより良好な分布を提供し、それによって、血管などの頭蓋内構造への損傷の主要な合併症を回避するとともに、他の種類の凝固器具を使用する場合に典型的である重篤なくも膜下出血を回避する、ように向けられ、空間的に制御された方向である。

米国特許公開第２０１７／０１９３１５８号（Ｈｅｉｎｄｌら）は、患者の大脳皮質の顕微鏡画像を受信するステップと、刺激応答マークを顕微鏡画像上に重ね合わせるステップと、を含む、医療用脳マッピング処置をサポートするためのコンピュータによって実行されるデータ処理方法について記載しており、刺激応答マークは、刺激応答マークに関連付けられた位置における刺激プローブによる大脳皮質の電気刺激に対する患者の応答を示す。

米国特許第６，２４０，３０８号（Ｈａｒｄｙら）は、脳スキャン画像及び複数の脳マップをアーカイビング及び同時表示するための方法及び装置について記載している。脳マップは、三次元位置合わせプロセスによってスキャン画像の個々の脳に比例している。二次元表示及び三次元表示がサポートされる。

米国特許公開第２０１４／０２００８７４号（Ｚｅｎｇら）は、異なる生理的パラメータのそれぞれが異なる色成分のうちの少なくとも１つによって符号化されるように、多次元カラーモデルの異なる色成分を使用して、患者の組織に対応する幾何学的表面の異なる少なくとも２つの生理学的パラメータを符号化することによって、マルチパラメータグラフィックマップを生成するようにプログラムすることができるマップ生成器について記載している。

米国特許公開第２００３／００６５２４３号（Ｔａｎｎｅｒ）は、脳の特定の領域の機能を判定するための方法について記載しており、脳上の少なくとも１つの点が刺激及び／又は阻害され、刺激パターンの結果として知覚されるが実際に存在しない感覚印象、及び／又は阻害パターンの結果として知覚されないが実際に存在する感覚印象の存在から、脳の刺激又は阻害された領域は、機能的に割り当てられ、かつ、脳の少なくとも１つの特定の領域を刺激及び／又は阻害するための少なくとも１つのデバイスと、視覚及び／又は音響及び／又は感覚及び／又は嗅覚の感覚印象を生成するためのデバイスと、を備える、脳の特定の領域の機能を判定するためのデバイスに割り当てられる。

本開示の一実施形態によれば、脳信号追跡システムであって、生存被験者の脳の血管内に挿入され、血管内で移動するように構成され、かつプローブ電極を含む、プローブと、血管内の異なる位置でプローブ電極によって放出されることになる較正信号を生成するように構成された信号発生器と、血管内の電極の異なる位置を追跡するように構成された追跡サブシステムと、生存被験者の頭部に適用されるように構成された頭部表面電極であって、頭部表面電極のそれぞれは、対応する振幅値での較正信号を検出するように構成されており、それぞれの頭部表面電極に対する対応する振幅値の分布は、プローブ電極によって較正信号が放出された追跡された位置のうちの対応する１つを示す、頭部表面電極と、プローブ電極の追跡された位置のそれぞれに対して、それぞれの頭部表面電極に対する較正信号の対応する振幅値の分布に応じて、それぞれの頭部表面電極に対する脳信号の対応する振幅値の分布から脳信号の脳内の発生源位置を計算する関数を見出すように構成されている、処理回路と、を備える、脳信号追跡システムが提供される。

更に、本開示の一実施形態によれば、プローブが脳から除去された後、頭部表面電極は、それぞれの頭部表面電極に対する第１の脳信号の対応する振幅値の分布を検出するように構成されており、処理回路は、関数への入力として、それぞれの頭部表面電極に対する第１の脳信号の対応する振幅値の分布を使用して、関数から第１の脳信号の脳内の発生源位置を計算するように構成されている。

また更に、本開示の一実施形態によれば、較正信号は、パルス信号である。

加えて、本開示の一実施形態によれば、追跡サブシステムは、プローブに含まれる位置追跡センサを含む。

更に、本開示の一実施形態によれば、追跡サブシステムは、脳が位置する領域内に交番磁場を送信するように構成された少なくとも１つの磁場放射器を有するロケーションパッドを含み、位置追跡センサは、送信された交番磁場の少なくとも一部を検出するコイルを含む。

また、本開示の別の実施形態によれば、脳信号追跡方法であって、生存被験者の脳の血管内に挿入され、血管内で移動されるように構成されたプローブのプローブ電極によって血管内の異なる位置で放出されることになる較正信号を生成することと、血管内のプローブ電極の異なる位置を追跡することと、生存被験者の頭部に適用されるように構成されたそれぞれの頭部表面電極によって対応する振幅値で較正信号を検出することであって、それぞれの頭部表面電極に対する対応する振幅値の分布は、プローブ電極によって較正信号が放出された追跡された位置のうちの対応する１つを示す、検出することと、プローブ電極の追跡された位置のそれぞれに対して、それぞれの頭部表面電極に対する較正信号の対応する振幅値の分布に応じて、それぞれの頭部表面電極に対する脳信号の対応する振幅値の分布から脳信号の脳内の発生源位置を計算する関数を見出すことと、を含む、脳信号追跡方法が提供される。

更に、本開示の一実施形態によれば、この方法は、プローブが脳から除去された後、それぞれの頭部表面電極に対する第１の脳信号の対応する振幅値の分布を検出することと、関数への入力として、それぞれの頭部表面電極に対する第１の脳信号の対応する振幅値の分布を使用して、関数から第１の脳信号の脳内の発生源位置を計算することと、を含む。

また更に、本開示の一実施形態によれば、較正信号は、パルス信号である。

加えて、本開示の一実施形態によれば、この方法は、脳が位置する領域内に交番磁場を送信することと、プローブに含まれる位置追跡センサによって、送信された交番磁場の少なくとも一部を検出することと、を含む。

本発明は、添付の図面と併せて、以下の詳細な説明から理解されよう。
本発明の実施形態による、プローブをベースとする脳血管位置追跡システムの概略図である。 本発明の実施形態による、プローブをベースとする脳血管位置追跡システムの概略図である。 図１Ａ及び図１Ｂのシステムで使用するためのガイドワイヤの概略図である。 図２Ａの線Ｂ：Ｂを通るガイドワイヤの断面図である。 図１Ａ及び図１Ｂのシステムで使用するための可撓性チューブの概略図である。 図２Ｃの線Ｄ：Ｄを通る可撓性チューブの断面図である。 図２Ｂのガイドワイヤの上を摺動されている、図２Ｄの可撓性チューブの断面図である。 図１Ａ及び図１Ｂのシステムの第１の動作方法における例示的なステップを示すフローチャートである。 図１Ａ及び図１Ｂのシステムと共に使用するための代替的な可撓性プローブの概略図である。 図１Ａ及び図１Ｂのシステムと共に使用するための生存被験者の頭部上の頭部表面電極の配置を示す概略図である。 図５Ａの生存被験者の脳内の血管内の可撓性プローブを示す概略断面図である。 図１Ａ及び図１Ｂのシステムの第２の動作方法のフローチャートの２つの部分である。 図１Ａ及び図１Ｂのシステムの第２の動作方法のフローチャートの２つの部分である。

概論
ＥＥＧ（ｅｌｅｃｔｒｏｅｎｃｅｐｈａｌｏｇｒａｐｈ、脳波計）信号は、患者の頭部に電極を適用することによって測定することができる。ＥＥＧ信号を使用して、脳活動を生じさせる位置に対する第１の近似を与えることができるが、これらの位置を導出することは計算的に困難であり、また比較的不正確である。

加えて、パーキンソン病、耳鳴、深い鬱状態、突然の発作などの多くの状態が存在し、これは脳の機能における何らかの欠陥によって引き起こされることがある。本システムは、患者の頭部に取り付けられた外部電極を使用して、ＥＥＧ信号を取得するが、これらの信号は、脳機能の十分な詳細を提供しない。

本発明の実施形態では、頭部表面電極を較正するために可撓性プローブを使用することに基づいて、頭部表面電極を使用して、脳信号の発生源位置をより正確に計算することができる。

具体的には、可撓性プローブは、生存被験者の脳の血管内に挿入され、血管内で移動され、可撓性プローブの電極は、追跡サブシステムを使用して追跡される。いくつかの実施形態では、プローブは、コイルを含むことができる位置追跡センサを含む。それぞれの追跡された位置において、頭部表面電極による検出のために、較正信号がプローブ電極によって放出される。いくつかの実施形態では、較正信号は、パルス信号であり、任意選択的に、より容易な認識のために、既知の間隔でパルス出力される。

プローブ電極の任意の追跡された１つの位置に対して、較正信号は、一般に、頭部表面電極のそれぞれによって対応する振幅値で検出され、それぞれの頭部表面電極に対する対応する振幅値の分布をもたらす。分布は、較正信号が放出されたプローブ電極の対応する追跡された位置を示す。対応する追跡された位置に対する対応する分布は、頭部表面電極を較正するための較正データセットとして使用されてもよい。

較正データセットは、それぞれの頭部表面電極に対する脳信号の対応する振幅値の分布から脳信号の脳内の発生源位置を計算する関数を見出すために分析される。単なる例として、関数は、機械学習技術を使用して見出すことができる。いくつかの実施形態では、脳信号の脳内の発生源位置は、構成データセットに対して内挿することによって、それぞれの頭部表面電極に対する脳信号の対応する振幅値の分布から計算することができる。これらの実施形態では、関数は、構成データセットを含む。

したがって、可撓性プローブが脳から除去された後、頭部表面電極は、それぞれの頭部表面電極に対する別の脳信号の対応する振幅値の分布を検出することができる。次に、関数を使用して（例えば、関数の構成データセットに対して内挿することによって）、関数への入力として、それぞれの頭部表面電極に対するこの他の脳信号の対応する振幅値の分布を使用して、関数からこの他の脳信号の脳内の発生源位置を計算することができる。

システムの説明
図１Ａ及び図１Ｂは、本発明の実施形態による、プローブをベースとする脳血管位置追跡システム２０ａ及び２０ｂの概略図である。

いくつかの実施形態では、処置を実行する前に、患者３２のＣＴ画像が取得される。ＣＴ画像は、処理回路４０によって、その後の検索のためにメモリ４２内に記憶される。処理回路４０は、画像を使用して、例えば、ディスプレイ５６に脳断面画像５９を提示する。開示される処置の間、追跡システム２０ａ及び２０ｂは、患者の脳の内部におけるガイドワイヤ（図２Ａ〜図２Ｂに示す）及び／又は可撓性チューブ２８の遠位端の位置を、本明細書では例としてリアルタイムＸ線透視画像を含むと想定される患者３２の脳画像の基準フレームと位置合わせする。

可撓性チューブ２８及び／又はガイドワイヤの遠位端の位置は、遠位端に装着された磁気センサの位置座標及び向き座標を追跡する磁気追跡サブシステム２３を使用して追跡されてもよい。磁気追跡サブシステム２３は、追跡サブシステム３３の一部を形成してもよい。いくつかの実施形態では、可撓性チューブ２８及び／又はガイドワイヤは、例えば、可撓性チューブ２８及び／又はガイドワイヤの電極によって放出される信号に基づいて可撓性チューブ２８及び／又はガイドワイヤの位置を追跡するために、複数の頭部表面電極（図示せず）を使用する電気ベースの追跡システムだが、これらに限定されない、任意の好適な追跡システムを使用して追跡されてもよい。

磁気位置追跡サブシステム２３を使用して、医師５４は、血管、通常は動脈を通してガイドワイヤ及び／又は可撓性チューブ２８の遠位端を前進させて、侵襲的治療処置を実行する、及び／又は脳の電気活動をマッピングする（図２Ａ〜図２Ｅ、及び図３に参照してより詳細に説明する）、若しくは頭部表面電極を較正する（図４〜図６を参照してより詳細に説明する）。いくつかの実施形態では、ガイドワイヤ（図２Ａ、図２Ｂ及び図２Ｅを参照してより詳細に説明する）は、最初に、体内に挿入され、脳の血管に誘導される。可撓性チューブ２８の管腔は、次いで、可撓性チューブ２８が定位置になるまでガイドワイヤの上を摺動される。ガイドワイヤは、その後、任意選択的に除去される。

図１Ａに示されているシステム２０ａでは、磁気追跡サブシステム２３に含まれるロケーションパッド２４ａは、患者３２の頸部の周囲のカラーとして実装される。ロケーションパッド２４ａを頸部の周りに置くことによって、ロケーションパッド２４ａは、患者の頭部の動きを自動的に補正するように構成されている。ロケーションパッド２４ａは、磁場放射器２６ａを備え、この磁場放射器は、患者３２の頭部に対して定位置に固定され、かつ患者３２の頭部が位置する領域３０に交番正弦波磁場を送信する。コンソール５０は、ケーブル２５を介して放射器２６ａを電気的に駆動する。実施形態では、頭部の動きは、基準センサ２１を患者の額に取り付けることによって更に補正される。コンソール５０は、ケーブル２７を介して基準センサ２１から信号を受信するように構成されている。頸部カラーロケーションパッドを備える位置追跡システムは、本特許出願の譲受人に譲渡された、「Ｐｏｓｉｔｉｏｎ Ｓｅｎｓｏｒ ｏｎ Ｂｒａｉｎ Ｃｌｏｔ Ｓｈｅａｔｈ ａｎｄ Ｌｏｃａｔｉｏｎ Ｐａｄ Ｃｏｌｌａｒ」と題する２０１９年１月１５日に出願された米国特許出願第１６／２４８，３９３号に記載されている。交番正弦波磁場は、ガイドワイヤ及び／又は可撓性チューブ２８内の磁気センサ（単数又は複数）によって検出される。送信された交番磁場は、位置及び／又は方向を示す磁気センサ内の信号を生成する。センサ（単数又は複数）は、追跡サブシステム３３を介して処理するためにケーブル１９を介して送信される、位置信号を生成する。

システム２０ａを操作している医師５４は、可撓性チューブ２８及び／又はガイドワイヤの近位端に接続されたコントローラハンドル２９を保持する。コントローラハンドル２９により、医師は、例えば、患者３２の大腿部の動脈における入口点２２を介して、脳内で可撓性チューブ２８及び／又はガイドワイヤを前進させナビゲートすることができる。上記及び後述するように、医師５４は、ガイドワイヤ及び／又は可撓性チューブ２８の遠位端に装着されている磁気センサからの位置信号及び向き信号を使用して、ガイドワイヤ及び／又は可撓性チューブ２８の遠位端をナビゲートする。コンソール５０は、ハンドル２９を介して可撓性チューブ２８に接続するケーブル１９を介して、位置信号を受信する。

放射器２６ａを含むシステム２０ａの要素は、１つ以上のメモリ（例えば、メモリ４２）と通信する処理ユニットを備える処理回路４０によって制御される。処理回路４０は、典型的にはキーパッド、及び／又はマウス若しくはトラックボールなどのポインティングデバイスを含む、操作制御装置５８を備えるコンソール５０内に搭載されてもよい。医師５４は、ハンドル２９上の操作制御装置を使用して、システム２０ａの位置合わせを実行すると同時に、処理回路４０と相互作用する。位置合わせプロセス中、脳断面画像５９がディスプレイ５６上に提示される。上記の位置合わせプロセスに続いて、医師５４は、操作制御装置を使用して、ガイドワイヤ及び／又は可撓性チューブ２８の遠位端を、脳内の１つ以上の所望の位置まで前進させる。

処理回路４０は、メモリ４２内に記憶されたソフトウェアを使用して、システム２０ａを動作させる。実際には、処理回路４０の機能の一部又は全てを、単一の物理的構成要素内に組み込む、又は代わりに複数の物理的構成要素を使用して実装することができる。これらの物理的構成要素は、ハードワイヤードデバイス又はプログラマブルデバイス、あるいはこれら２つの組み合わせを備えてもよい。いくつかの実施形態では、処理回路４０の機能のうちの少なくともいくつかは、好適なソフトウェアの制御下でプログラム可能なプロセッサによって実行されてもよい。このソフトウェアは、例えばネットワークを介して電子的形態でデバイスにダウンロードされてもよい。あるいは又は更に、このソフトウェアは、光学的メモリ、磁気的メモリ、又は電子的メモリなどの有形の非一時的なコンピュータ可読媒体に記憶されていてもよい。

いくつかの実施形態では、コンソール５０はまた、可撓性チューブ２８の管腔を介して灌注流体をポンピングするための灌注ポンプ３５を含んでもよい。いくつかの実施形態では、コンソール５０は、図５Ｂ及び図６を参照してより詳細に説明する、信号発生器３７を含むことができる。

図１Ｂに示すシステム２０ｂは、異なる磁気ロケーションパッド設計、すなわちロケーションパッド２４ｂを有する。図示されるように、ロケーションパッド２４ｂは、ベッドに固定されており、照射器２６ｂが患者のヘッドレストを水平に取り囲んでいる。この例では、システム２０ｂには、基準センサ２１がなく、したがって、患者の頭部は、頭部の動きを防止するように固定されなければならない。システム２０ｂの他の構成要素は、システム２０ａの構成要素と概ね同一である。ロケーションパッド２４ｂと同様のロケーションパッドを使用する位置追跡システムは、米国特許公開第２０１９／００４６２７２号に記載されている。

図１Ａ及び図１Ｂに示されるシステム２０ａ及び２０ｂは、単に概念を明確化する目的のために選択されているに過ぎない。他のシステム要素、例えば、薬物送達のためなどの追加の装置を制御するための追加の制御装置がハンドル２９上に含まれてもよい。

システム２０ａ及び２０ｂによって適用される技術と同様の技術を使用して、身体の器官内における磁気位置センサの位置及び向きを追跡するＣａｒｔｏ（登録商標）磁気追跡システムは、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ−Ｗｅｂｓｔｅｒ（Ｉｒｖｉｎｅ，Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ）によって製造されている。一般に、電流分布測定及び／又は外部磁場を使用する位置感知は、米国特許第５，３９１，１９９号、同第６，６９０，９６３号、同第６，４８４，１１８号、同第６，２３９，７２４号、同第６，６１８，６１２号、同第６，３３２，０８９号、同第７，７５６，５７６号、同第７，８６９，８６５号、及び同第７，８４８，７８７号、ＰＣＴ国際公開第ＷＯ９６／０５７６８号、並びに米国特許出願公開第２００２／００６５４５５（Ａ１）号、同第２００３／０１２０１５０（Ａ１）号、及び同第２００４／００６８１７８（Ａ１）号に詳細に記載されている。

ここで、図２Ａ及び図２Ｂを参照する。図２Ａは、図１Ａ及び図１Ｂのシステム２０ａ及び２０ｂで使用するためのガイドワイヤ６０の概略図である。図２Ｂは、図２Ａの線Ｂ：Ｂを通るガイドワイヤ６０の断面図である。ガイドワイヤ６０は、生存被験者の脳の血管内に挿入されるように構成されている。ガイドワイヤは、遠位端６１を含む。追跡サブシステム３３（図１Ａ及び図１Ｂ）は、ガイドワイヤ６０の遠位端６１に含まれる位置追跡センサ６２を含む。追跡サブシステム３３は、磁場放射器２６ａ又は２６ｂ（図１Ａ及び図１Ｂ）に応じて位置追跡センサ６２によって生成された信号から、ガイドワイヤ６０の遠位端の位置を追跡するように構成されている。

ガイドワイヤ６０は、金属らせん及び／又は中実ロッドコアワイヤなどの任意の好適な材料又は材料の混合物から形成されてもよく、これは、位置追跡センサ６２に接続するための電線を受け入れるために、中実ロッドコアワイヤの表面内に切断された１つ以上の表面チャネルを含んでもよい。いくつかの実施形態では、表面チャネル（単数又は複数）は、コアワイヤの周りにガイドワイヤ６０の遠位端から近位端に向かって螺旋状になっている。中実ロッドコアワイヤは、任意の好適な材料、例えば、限定するものではないが、ステンレス鋼、コバルトクロム、又はニチノールから形成されてもよい。ガイドワイヤ６０は、任意の好適な長さを有してもよい。いくつかの実施形態では、ガイドワイヤ６０は、１〜３メートルの範囲、例えば、約２メートルの長さを有する。ガイドワイヤ６０は、任意の好適な外径を有してもよい。いくつかの実施形態では、ガイドワイヤ６０は、２００〜９００ミクロンの範囲、例えば、３００ミクロンの外径を有してもよい。ガイドワイヤ６０の遠位端は、例えば、遠位端を研削することによって、テーパ状になっていてもよく、又は丸みを帯びていてもよい。

収縮スリーブ（図示せず）は、ガイドワイヤ６０の上に配置されてもよい。収縮スリーブは、表面チャネル内に電線を保持するのに役立つ。収縮スリーブは、任意の好適な材料、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）又はフルオロポリマーから形成されてもよい。収縮スリーブは、典型的には、ガイドワイヤ６０をその全長にわたって覆う。いくつかの実施形態では、収縮スリーブは、ガイドワイヤ６０を部分的にのみ覆うことができる。

位置追跡センサ６２は、コイル、例えば、巻きコイルを含んでもよい。コイルは、例えば、０．５ｍｍ〜１ｍｍの、いくつかの実施形態では０．６５ｍｍの、任意の好適な直径を有してもよい。コイルは、任意の好適な絶縁ワイヤを含んでもよい。いくつかの実施形態では、コイルは、遠位端６１の周りに絶縁銅ワイヤが巻かれている。遠位端６１は、巻きコイルがガイドワイヤ６０の残りの表面とほぼ高さであるために、ガイドワイヤ６０の残りの部分よりもわずかに小さい外径を有してもよい。ワイヤのゲージは、任意の好適なゲージであってもよい。いくつかの実施形態では、ワイヤは、約８ミクロンの外径を有する６０ゲージの絶縁銅ワイヤである。コイルは、任意の好適なカバー、例えば、限定するものではないが、上述の収縮スリーブ、プラスチックチューブなどのプラスチックカバー、若しくはエナメル若しくはエポキシ塗料などのコーティング、収縮スリーブ、又は金属カバーで覆われる。金属カバーはまた、高周波電磁干渉からの遮蔽を提供することができる。

ここで、図２Ｃ及び図２Ｄを参照する。図２Ｃは、図１Ａ及び図１Ｂのシステム２０ａ及び２０ｂで使用するための可撓性チューブ２８の概略図である。図２Ｄは、図２Ｃの線Ｄ：Ｄを通る可撓性チューブ２８の断面図である。

可撓性チューブ２８は、可撓性チューブ２８の近位端から遠位端６４まで延びる管腔６３を含む。管腔６３は、（図２Ｅに示すように）ガイドワイヤ６０の周囲に適合するようなサイズになっている。可撓性チューブ２８は、生存被験者の脳の血管内に挿入され、血管内で移動されるように構成されている。可撓性チューブ２８は、概して、鋭い角部又は縁部がない滑らかな表面を提供するテーパ状の遠位端を有する細長いチューブとして形成される。いくつかの実施形態では、可撓性チューブ２８の長さ少なくとも５ｃｍの少なくとも遠位部分は、３ｍｍ、例えば１ｍｍの最大外径を有する。３ｍｍの最大外径を有する遠位部分の長さは、５ｃｍより大きく、例えば、最大２０ｃｍであっても、又は可撓性チューブ２８の長さの大部分若しくは全てに対してであってもよい。いくつかの実施形態では、可撓性チューブ２８は、磁気共鳴イメージング（magnetic resonance imaging、ＭＲＩ）適合性である。可撓性チューブ２８は、ポリウレタン、ポリエーテルブロックアミド（ＰＥＢＡ）などの熱可塑性エラストマー、例えば、ＰＥＢＡＸ（登録商標）若しくはＶＥＳＴＡＭＩＤ（登録商標）、及び／又は生体適合性コーティングを有するシリコンから形成されてもよい。

追跡サブシステム３３（図１Ａ及び図１Ｂ）は、可撓性チューブ２８の遠位端に含まれる位置追跡センサ６５を含む。図２Ｃ及び図２Ｄでは、位置追跡センサ６５は、２組の双極電極対６６の間に配置される。位置追跡センサ６５は、任意の好適な位置に配置されてもよい。追跡サブシステム３３は、血管内の双極電極対（単数又は複数）６６の位置を追跡するように構成されている。図１Ａ及び図１Ｂを参照して上述したように、追跡サブシステム３３は、脳が位置する領域３０内に交番磁場を送信するように構成された磁場放射器（単数又は複数）２６ａ又は２６ｂを有するロケーションパッド２４ａ又は２４ｂを含む。いくつかの実施形態では、位置追跡センサ６５は、送信された交番磁場の少なくとも一部を検出するコイルを含む。図２Ｄは、可撓性チューブ２８の表面に近接して巻かれているものとしてコイルを示す。可撓性チューブ２８は、溝を内部に含み、溝には、位置追跡センサ６５が配置されている（例えば、溝に巻き付けられている）。

いくつかの実施形態では、コイルは、可撓性チューブ２８の外側ケーシングの下に配置され、概ね可撓性チューブ２８と同軸に配置される。コイルは、任意の好適な直径を有してもよい。コイルは、任意の好適な絶縁ワイヤを含んでもよい。いくつかの実施形態では、コイルは、絶縁銅ワイヤが巻かれている。ワイヤのゲージは、任意の好適なゲージであってもよい。いくつかの実施形態では、ワイヤは、約８ミクロンの外径を有する６０ゲージの絶縁銅ワイヤである。コイルは、任意の好適なカバー、例えば、限定するものではないが、収縮スリーブ、プラスチックチューブなどのプラスチックカバー、エナメル若しくはエポキシ塗料などのコーティング、又は金属カバーで覆われる。金属カバーはまた、高周波電磁干渉からの遮蔽を提供することができる。

双極電極対（単数又は複数）６６は、可撓性チューブ２８の遠位端６４に配置される。双極電極対（単数又は複数）６６は、脳の血管内の対応する位置における脳の対応する電気活動を示す信号を検出するように構成されている。可撓性チューブ２８は、双極電極対（単数又は複数）６６が配置される、少なくとも１つの溝を内部に含んでもよい。各電極は、可撓性チューブ２８に圧着される、又は別の方法で取り付けられてもよい。可撓性チューブ２８は、任意の好適な数の双極電極対６６を有してもよい。双極電極対６６は、電気活動を検出するための身体／頭部表面電極を使用する必要なく、脳内の電気活動を示す信号を検出してもよい。いくつかの実施形態では、身体／頭部表面電極は、可撓性チューブ２８の双極電極対（単数又は複数）６６の位置を追跡するために、追跡サブシステム３３の一部として使用されてもよい。双極電極対（単数又は複数）６６は、任意の好適な材料、例えば、限定するものではないが、白金イリジウム合金から構成されてもよい。電極は、例えば、０．２ｍｍ〜０．６ｍｍの範囲の、典型的には０．４ｍｍの任意の好適な幅を有してもよい。

光ファイバ６７及びレンズ６８は、脳内の画像を捕捉するために、可撓性チューブ２８に接続されてもよい。他の実施形態では、光ファイバ６７及びレンズ６８は、任意選択である。光ファイバ６７と位置追跡センサ６５及び双極電極対（単数又は複数）６６に接続されたワイヤとは、管腔６３を通って供給され、任意の好適な接着剤を使用して、管腔６３の壁に取り付けられてもよい。

灌注ポンプ３５（図１）は、可撓性チューブ２８の管腔６３（又は管腔６３内に配置された別のチャネル）を介して脳内に灌注流体をポンピングするように構成されてもよい。灌注流体は、任意の好適な流体、例えば、限定するものではないが、生理食塩水であってもよい。灌注速度は、例えば、５〜２５ｍＬ／分の範囲の、典型的には１５ｍＬ／分であるが、これらに限定されない、任意の好適な灌注速度であってもよい。灌注流体は、可撓性チューブ２８を移動させ、並びに血液凝固を防止するための潤滑を提供することができる。他の実施形態では、灌注ポンプ３５は、任意選択である。

ここで、図２Ｂのガイドワイヤ６０の上を摺動されている図２Ｄの可撓性チューブ２８の断面図である、図２Ｅを参照する。可撓性チューブ２８の管腔６３は、管腔の長さが脳の血管内のガイドワイヤの長さを取り囲むように、ガイドワイヤ６０の上を軸方向に摺動するように構成されている。このようにして、ガイドワイヤ６０が脳の血管内に正しく配置された後、可撓性チューブ２８の管腔６３は、可撓性チューブ２８が定位置になるまで、ガイドワイヤ６０の上を摺動される。可撓性チューブ２８が所定の位置になると、ガイドワイヤ６０は、任意選択的に除去することができる。可撓性チューブ２８は、概して非常に可撓性であり、それにより、可撓性チューブ２８は、医師５４によって偏向されること、又はトルクを与えられることができない。脳の血管内に入ると、可撓性チューブ２８は、医師５４によって血管内で長手方向に移動することができる。

ここで、図１Ａ及び図１Ｂのシステム２０ａ及び２０ｂの第１の動作方法における例示的なステップを示すフローチャート７０である、図３を参照する。医師５４（図１）は、ガイドワイヤ６０（図２Ａ）を脳の血管内に挿入する（ブロック７１）。追跡サブシステム３３は、ガイドワイヤ６０の遠位端６１の位置を追跡するように構成されている。追跡サブシステム３３は、例えば、ガイドワイヤ６０の位置追跡センサ６２を用いた磁気追跡を使用する、又はリアルタイムＸ線透視法などの撮像方法を使用する、任意の好適な追跡方法を含んでもよい。医師５４は、ガイドワイヤ６０の上で可撓性チューブ２８の管腔６３（図２Ｃ〜図２Ｅ）を軸方向に摺動させる（ブロック７２）。可撓性チューブ２８が定位置になると、医師５４は、任意選択的に、可撓性チューブ２８を脳の血管内の定位置に残しながら、ガイドワイヤ６０を除去する。

次いで、双極電極対６６は、可撓性チューブ２８の遠位端６４を脳の血管内で移動させることによって、移動することができる。双極電極対（単数又は複数）６６は、脳の血管内の対応する位置における脳の対応する電気活動を示す信号を検出する（ブロック７３）ように構成されている。対応する位置のそれぞれにおける脳の電気活動は、一般に、血管の外側に（例えば、頭皮の表面上に）適用された電極を使用することなく、検出される。可撓性チューブ２８の位置追跡センサ６５を備える追跡サブシステム３３（図１Ａ及び図１Ｂ）は、血管内の双極電極対（単数又は複数）６６の位置を追跡する（ブロック７４）ように構成されている。処理回路４０（図１Ａ及び図１Ｂ）は、対応する追跡された位置における脳の対応する電気活動の表現を提供する、脳の電気解剖学的マップ７６を生成する（ブロック７５）ように構成されている。いくつかの実施形態では、電気解剖学的マップ７６は、対応する位置における脳の対応する電気活動の体積測定マップである。処理回路４０は、電気解剖学的マップ７７をディスプレイ５６（図１Ａ及び図１Ｂ）にレンダリングする（ブロック７６）ように構成されている。

脳は心臓のような循環系ではないが、生成された電気解剖学的マップ７７は、例えば、発作中の発火を示す、脳の発火インスタンスの時間及び空間における追跡を可能にする。発火シーケンスは、反復可能であってもよく、又は反復可能でなくてもよい。電気解剖学的マップ７７を生成する際、検出された電気活動は、発火インスタンス以外のデータ、例えば、限定するものではないが、伝導経路、バースト、不規則性、及び／又は基礎となるバックグラウンド活動を提供するように処理されてもよい。電気解剖学的マップ７７の様々な特徴は、色、陰影、矢印、線、及び／又は注釈のうちの任意の１つ以上を使用して示されてもよい。電気解剖学的マップ７７は、特定の提示スキーム（例えば、より太い線又は矢印、より暗い色又は陰影）を使用して、より高い振幅及び／又はより頻繁な電気活動の領域、並びに特定の提示スキーム（例えば、より細い線又は矢印、より明るい色又は陰影）を使用して、より低い振幅及び／又はあまり頻繁でない電気活動の領域を示してもよい。

電気解剖学的マップ７７は、電気解剖学的マップ７７の異なる部分に掘り下げること、及び／又は電気解剖学的マップ７７の異なるスライスを見ることを可能にしてもよい。いくつかの実施形態では、電気解剖学的マップ７７は、マップ７７の内部特徴が脳の外側からも見え得るように、シェル（例えば、一種の骨格構造又は半透明マップ）として表されてもよい。

電気解剖学的マップ７７は、例えば、脳の特定の領域の余分な活動が疑われる、慢性疼痛、耳鳴、及び／又は発作を伴うものなどの再発性障害を有する患者を調査する際に、特に有用であり得る。相対的により活性である脳の領域は、より高い解像度で更に調査することができ、そのような領域のマップは、患者の治療に有用であり得る。いくつかの実施形態では、マッピングは、例えば、発作中に、鬱状態の期間中に、又は何らかの検出可能な脳活動を生じさせる疑いのあるトリガに応じて、異常な脳活動が疑われる症状の発現中に実行される。

以下の説明は、図４〜図６を参照して、脳内の電気活動の発生源に対するより正確な位置を提供するために、頭部表面電極を較正することを説明する。

ここで、図１Ａ及び図１Ｂのシステム２０ａ及び２０ｂで使用するための可撓性プローブ８０の概略図である、図４を参照する。

プローブ８０は、双極電極対（単数又は複数）６６が単一の単極プローブ電極８２と置き換えられていることを除いて、図２Ｃ及び図２Ｄの可撓性チューブ２８と実質的に同じである。いくつかの実施形態では、可撓性チューブ２８は、双極電極対（単数又は複数）６６の中の１つの電極を単極プローブ電極８２として機能するように構成する一方で、可撓性プローブ８０の代わりに使用することができる。他の実施形態では、任意の好適なプローブを脳の血管内に挿入して、図５及び図６を参照して説明する方法を実行してもよい。

可撓性チューブ２８と共通して、可撓性プローブ８０の遠位端は、脳の血管内に適合するように概ね寸法決めされている。いくつかの実施形態では、可撓性プローブ８０は、３ｍｍ以下の、例えば１ｍｍの直径を有する。いくつかの実施形態では、可撓性プローブ８０は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）適合性である。可撓性プローブ８０はまた、追跡サブシステム３３（図１Ａ及び図１Ｂ）の一部である位置追跡センサ８４を含む。位置追跡センサ８４は、プローブ電極８２の位置に対するより正確な追跡を維持するために、プローブ電極８２に隣接して配置される。追跡サブシステム３３は、血管内のプローブ電極８２の位置を追跡するように構成されている。図１Ａ及び図１Ｂを参照して上述したように、追跡サブシステム３３は、脳が位置する領域３０内に交番磁場を送信するように構成された磁場放射器（単数又は複数）２６ａ又は２６ｂを有するロケーションパッド２４ａ又は２４ｂを含む。いくつかの実施形態では、位置追跡センサ８４は、送信された交番磁場の少なくとも一部を検出するために、コイル（図２Ｃ〜図２Ｄを参照して説明したコイルと実質的に同じ）を含む。

可撓性プローブ８０はまた、光ファイバ及びレンズ８６、並びに少なくとも１つの灌注チャネル又は管腔８８を内部に含んでもよい。光ファイバ及びレンズ８６並びに灌注チャネル（単数又は複数）８８は、図２Ｃ及び図２Ｄを参照して上述した光ファイバ６７、レンズ６８、及び管腔６３それぞれと実質的に同じである。他の実施形態では、光ファイバ及びレンズ８６並びに／又は灌注チャネル（単数又は複数）８８は、任意選択である。

ここで、図１Ａ及び図１Ｂのシステム２０ａ及び２０ｂと共に使用するための生存被験者の頭部９２上の頭部表面電極９０の配置を示す概略図である、図５Ａを参照する。

頭部表面電極９０は、任意の好適な構成で、典型的には頭皮の全ての側の、及び更には特定の領域内（例えば、頭部９２の背面）の頭皮の下の、生存被験者の頭部９２に適用されるように構成されている。頭部９２上の頭部表面電極９０のより高密度の配置は、より正確な位置の結果をもたらすことができるが、生存被験者の脳での電気活動の位置を計算するために、より多くの計算をもたらすことがある。頭部表面電極９０は、典型的には、図１Ａ及び図１Ｂのコンソール５０にリード線（図示せず）によって接続される。

ここで、図５Ａの生存被験者の脳９４内の血管内の可撓性プローブ８０を示す概略断面図である、図５Ｂを参照する。可撓性プローブ８０は、頭部表面電極９０を較正するために、脳内の位置を移動される。任意の１つの位置において、較正信号、典型的にはパルス信号が、信号発生器３７（図１Ａ及び図１Ｂ）によって生成され、頭部表面電極９０による検出のために、プローブ電極８２（図４）によって放出される。プローブ電極８２の位置はまた、位置追跡センサ８４及び追跡サブシステム３３（図１）を使用して追跡される。プローブ電極８２の追跡された位置から頭部表面電極９０までの異なる距離、及びプローブ電極８２の追跡された位置とそれぞれの頭部表面電極９０との間の組織の異なる電気特性に起因して、頭部表面電極９０によって検出された較正信号の振幅値の分布又は広がりは、追跡された位置を示す。プローブ電極８２は、脳９４の血管内のいくつかの位置に移動されて、追跡された位置のそれぞれにおける頭部表面電極９０に対する較正信号の振幅値の分布を含む較正データセットを生成する。次いで、較正データセットを処理して、脳９４から可撓性プローブ８０が除去された後であっても、脳信号の発生源位置の計算を、頭部表面電極９０に対するその脳信号の振幅値の分布に従って可能にする関数を得る。

ここで、図１Ａ及び図１Ｂのシステム２０ａ及び２０ｂの第２の動作方法のフローチャート９６の２つの部分である、図６Ａ及び図６Ｂを参照する。最初に図６Ａを参照する。

信号発生器３７（図１Ａ及び図１Ｂ）は、脳９４（図５Ｂ）の血管内の位置でプローブ電極８２（図４）によって放出されることになる較正信号を生成する（ブロック９８）ように構成されている。いくつかの実施形態では、較正信号は、パルス信号であり、典型的には、既知の間隔でパルス出力される。追跡サブシステム３３（図１Ａ及び図１Ｂ）は、血管内のプローブ電極８２の位置を追跡する（ブロック１００）ように構成されている。

頭部表面電極９０（図５Ａ及び図５Ｂ）のそれぞれは、対応する振幅値での較正信号を検出する（ブロック１０２）ように構成されており、それぞれの頭部表面電極９０に対する対応する振幅値の分布は、プローブ電極９２によって較正信号が放出された対応する追跡された位置を示す。

ブロック９８〜１０２のステップは、異なる位置に対して繰り返される（ブロック１０４）。較正の精度は、異なる位置の数とともに高まり得る。プローブ電極８２は、脳９４の血管内のいくつかの位置に移動されて、追跡された位置のそれぞれにおける頭部表面電極９０に対する較正信号の振幅値の分布を含む較正データセットを生成する。処理回路４０は、メモリ４２（図１Ａ及び図１Ｂ）内の較正データセットをコンパイルし、記憶する。

処理回路４０（図１Ａ及び図１Ｂ）は、プローブ電極８２（図４）の追跡された位置のそれぞれに対して、それぞれの頭部表面電極９０に対する較正信号の対応する振幅値の分布を含む較正データセットに応じて、それぞれの頭部表面電極９０に対する脳信号の対応する振幅値の分布から脳信号の脳９４内の発生源位置を計算する関数を見出す（ブロック１０６）ように構成されている。単なる例として、関数は、機械学習技術を使用して見出すことができる。いくつかの実施形態では、脳信号の脳内の発生源位置は、構成データセットに対して内挿することによって、それぞれの頭部表面電極に対する脳信号の対応する振幅値の分布から計算することができる。これらの実施形態では、関数は、構成データセットを含み、ブロック１０６のステップは、構成データセットを含むように関数を定義することを含む。

ここで、図６Ｂを参照する。

可撓性プローブ８０（図４）が脳９４から除去された後、頭部表面電極９０は、それぞれの頭部表面電極９０に対する第１の脳信号の対応する振幅値の分布を検出する（ブロック１０８）ように構成されている。脳内の異なる位置から同時に発生する様々な脳電気活動が存在し得るため、以下に説明するブロック１１０のステップを実行する前に、対象の脳活動を分離するために、頭部表面電極９０によって検出された信号をフィルタリングして、所与の振幅未満の、かつ／又は所与の周波数を下回る若しくは上回る信号を除去することができる。例えば、発作による脳活動は、所与の振幅を上回ってもよい。次いで、ブロック１１０のステップを実行する前に、この振幅を下回る他の活動をフィルタリングすることができる。

処理回路は、（例えば、それぞれの頭部表面電極９０に対する第１の脳信号の対応する振幅値の分布に基づいて、関数の構成データセットに対して内挿することによって）関数への入力として、それぞれの頭部表面電極９０に対する第１の脳信号の対応する振幅値の分布を使用して、関数から第１の脳信号の脳９４内の発生源位置を計算する（ブロック１１０）ように構成されている。

本明細書で任意の数値や数値の範囲について用いる「約」又は「およそ」という用語は、構成要素の部分又は構成要素の集合が、本明細書で述べるその意図された目的に沿って機能することを可能とする、好適な寸法の許容誤差を示すものである。より具体的には、「約」又は「およそ」は、列挙された値の±２０％の値の範囲を指し得、例えば、「約９０％」は、７２％〜１０８％の値の範囲を指し得る。

本発明の様々に異なる特徴が、明確性のために別個の実施形態の文脈において記載されているが、これらが単一の実施形態中に組み合わせて提供されてもよい。逆に、簡潔にするために単一の実施形態の文脈において記載されている本発明の様々な特徴が、別々に又は任意の好適な部分的組み合わせとして提供されてもよい。

上に記載される実施形態は、例として引用されており、本発明は、上に特に図示及び記載されたものによって限定されない。むしろ、本発明の範囲は、上に記載される様々な特徴の組み合わせ及び部分的組み合わせの両方、並びに前述の記載を読むと当業者が思い付くであろう先行技術に開示されていないその変形及び修正を含む。

〔実施の態様〕
（１） 脳信号追跡システムであって、
生存被験者の脳の血管内に挿入され、前記血管内で移動されるように構成され、かつプローブ電極を含む、プローブと、
前記血管内の異なる位置で前記プローブ電極によって放出されることになる較正信号を生成するように構成された信号発生器と、
前記血管内の前記電極の前記異なる位置を追跡するように構成された追跡サブシステムと、
前記生存被験者の頭部に適用されるように構成された頭部表面電極であって、前記頭部表面電極のそれぞれは、対応する振幅値での前記較正信号を検出するように構成されており、それぞれの前記頭部表面電極に対する前記対応する振幅値の分布は、前記プローブ電極によって前記較正信号が放出された、追跡された前記位置のうちの対応する１つを示す、頭部表面電極と、
前記プローブ電極の前記追跡された位置のそれぞれに対して、前記それぞれの頭部表面電極に対する前記較正信号の前記対応する振幅値の前記分布に応じて、前記それぞれの頭部表面電極に対する脳信号の対応する振幅値の分布から前記脳信号の前記脳内の発生源位置を計算する関数を見出すように構成されている、処理回路と、
を備える、
脳信号追跡システム。
（２） 前記プローブが前記脳から除去された後、前記頭部表面電極は、前記それぞれの頭部表面電極に対する第１の脳信号の対応する振幅値の分布を検出するように構成されており、
前記処理回路は、前記関数への入力として、前記それぞれの頭部表面電極に対する前記第１の脳信号の前記対応する振幅値の前記分布を使用して、前記関数から前記第１の脳信号の前記脳内の前記発生源位置を計算するように構成されている、
実施態様１に記載のシステム。
（３） 前記較正信号は、パルス信号である、実施態様１に記載のシステム。
（４） 前記追跡サブシステムは、前記プローブに含まれる位置追跡センサを含む、実施態様１に記載のシステム。
（５） 前記追跡サブシステムは、前記脳が位置する領域内に交番磁場を送信するように構成された少なくとも１つの磁場放射器を有するロケーションパッドを含み、前記位置追跡センサは、送信された前記交番磁場の少なくとも一部を検出するコイルを含む、実施態様４に記載のシステム。

（６） 脳信号追跡方法であって、
生存被験者の脳の血管内に挿入され、前記血管内で移動されるように構成されたプローブのプローブ電極によって前記血管内の異なる位置で放出されることになる較正信号を生成することと、
前記血管内の前記プローブ電極の前記異なる位置を追跡することと、
前記生存被験者の頭部に適用されるように構成されたそれぞれの頭部表面電極によって対応する振幅値で前記較正信号を検出することであって、前記それぞれの頭部表面電極に対する前記対応する振幅値の分布は、前記プローブ電極によって前記較正信号が放出された、追跡された前記位置のうちの対応する１つを示す、検出することと、
前記プローブ電極の前記追跡された位置のそれぞれに対して、前記それぞれの頭部表面電極に対する前記較正信号の前記対応する振幅値の前記分布に応じて、前記それぞれの頭部表面電極に対する脳信号の対応する振幅値の分布から前記脳信号の前記脳内の発生源位置を計算する関数を見出すことと、
を含む、
方法。
（７） 前記プローブが前記脳から除去された後、前記それぞれの頭部表面電極に対する第１の脳信号の対応する振幅値の分布を検出することと、
前記関数への入力として、前記それぞれの頭部表面電極に対する前記第１の脳信号の前記対応する振幅値の前記分布を使用して、前記関数から前記第１の脳信号の前記脳内の前記発生源位置を計算することと、
を更に含む、
実施態様６に記載の方法。
（８） 前記較正信号は、パルス信号である、実施態様６に記載の方法。
（９） 前記脳が位置する領域内に交番磁場を送信することと、前記プローブに含まれる位置追跡センサによって、送信された前記交番磁場の少なくとも一部を検出することと、を更に含む、実施態様６に記載の方法。

Claims (9)

1. 脳信号追跡システムであって、
   生存被験者の脳の血管内に挿入され、前記血管内で移動されるように構成され、かつプローブ電極を含む、プローブと、
   前記血管内の異なる位置で前記プローブ電極によって放出されることになる較正信号を生成するように構成された信号発生器と、
   前記血管内の前記電極の前記異なる位置を追跡するように構成された追跡サブシステムと、
   前記生存被験者の頭部に適用されるように構成された頭部表面電極であって、前記頭部表面電極のそれぞれは、対応する振幅値での前記較正信号を検出するように構成されており、それぞれの前記頭部表面電極に対する前記対応する振幅値の分布は、前記プローブ電極によって前記較正信号が放出された、追跡された前記位置のうちの対応する１つを示す、頭部表面電極と、
   前記プローブ電極の前記追跡された位置のそれぞれに対して、前記それぞれの頭部表面電極に対する前記較正信号の前記対応する振幅値の前記分布に応じて、前記それぞれの頭部表面電極に対する脳信号の対応する振幅値の分布から前記脳信号の前記脳内の発生源位置を計算する関数を見出すように構成されている、処理回路と、
   を備える、
   脳信号追跡システム。
2. 前記プローブが前記脳から除去された後、前記頭部表面電極は、前記それぞれの頭部表面電極に対する第１の脳信号の対応する振幅値の分布を検出するように構成されており、
   前記処理回路は、前記関数への入力として、前記それぞれの頭部表面電極に対する前記第１の脳信号の前記対応する振幅値の前記分布を使用して、前記関数から前記第１の脳信号の前記脳内の前記発生源位置を計算するように構成されている、
   請求項１に記載のシステム。
3. 前記較正信号は、パルス信号である、請求項１に記載のシステム。
4. 前記追跡サブシステムは、前記プローブに含まれる位置追跡センサを含む、請求項１に記載のシステム。
5. 前記追跡サブシステムは、前記脳が位置する領域内に交番磁場を送信するように構成された少なくとも１つの磁場放射器を有するロケーションパッドを含み、前記位置追跡センサは、送信された前記交番磁場の少なくとも一部を検出するコイルを含む、請求項４に記載のシステム。
6. 脳信号追跡方法であって、
   生存被験者の脳の血管内に挿入され、前記血管内で移動されるように構成されたプローブのプローブ電極によって前記血管内の異なる位置で放出されることになる較正信号を生成することと、
   前記血管内の前記プローブ電極の前記異なる位置を追跡することと、
   前記生存被験者の頭部に適用されるように構成されたそれぞれの頭部表面電極によって対応する振幅値で前記較正信号を検出することであって、前記それぞれの頭部表面電極に対する前記対応する振幅値の分布は、前記プローブ電極によって前記較正信号が放出された、追跡された前記位置のうちの対応する１つを示す、検出することと、
   前記プローブ電極の前記追跡された位置のそれぞれに対して、前記それぞれの頭部表面電極に対する前記較正信号の前記対応する振幅値の前記分布に応じて、前記それぞれの頭部表面電極に対する脳信号の対応する振幅値の分布から前記脳信号の前記脳内の発生源位置を計算する関数を見出すことと、
   を含む、
   方法。
7. 前記プローブが前記脳から除去された後、前記それぞれの頭部表面電極に対する第１の脳信号の対応する振幅値の分布を検出することと、
   前記関数への入力として、前記それぞれの頭部表面電極に対する前記第１の脳信号の前記対応する振幅値の前記分布を使用して、前記関数から前記第１の脳信号の前記脳内の前記発生源位置を計算することと、
   を更に含む、
   請求項６に記載の方法。
8. 前記較正信号は、パルス信号である、請求項６に記載の方法。
9. 前記脳が位置する領域内に交番磁場を送信することと、前記プローブに含まれる位置追跡センサによって、送信された前記交番磁場の少なくとも一部を検出することと、を更に含む、請求項６に記載の方法。

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