JP2022069429A - 体内の場所検知のためのコーティングされた電極 - Google Patents

体内の場所検知のためのコーティングされた電極 Download PDF

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Abstract

【課題】電気生理学的検知を行うこと。【解決手段】方法は、被験者の体内に配設された第１の電極と第２の電極との間の電位図電圧の測定値を取得することを含む。方法は、測定値を取得している間に、（ｉ）第１の周波数を有する第１の電流を、第１の電極と１つ以上の基準電極との間に流し、（ｉｉ）第２の周波数を有する第２の電流を、第２の電極と基準電極との間に流し、第１の周波数と第２の周波数との間の差であり、電位図電圧の周波数帯域内にある第３の周波数を有するビート電圧が、第１の電極及び第２の電極において見られるようにすることを更に含む。第１の電極及び第２の電極は、ビート電圧にもかかわらず測定値を取得することを容易にする出力インピーダンス低減コーティングでコーティングされている。【選択図】図１

Description

本発明は、電気生理学的検知のための体内プローブに関する。
米国特許第８，６１５，２８７号には、異なる複素導電率を有する材料の分布内の対象物の位置に関する情報を決定するための方法及びシステムが開示されている。方法は、（ｉ）電流を分布内で流すことと、（ｉｉ）電流の流れに応答して、材料の分布における複数の場所のそれぞれにおいて電気信号を測定することと、（ｉｉｉ）第１の基準フレームに対する材料の分布に関する空間的情報を提供することであって、空間的情報は、材料の分布における異なる複素導電率の領域を示す、ことと、（ｉｖ）測定された電気信号及び空間的情報に基づいて、材料の分布に関する空間的情報に対する対象物の位置を決定することと、を含む、方法である。特定の実施形態では、対象物は、心臓マッピングのために患者の心臓腔に挿入されたカテーテルである。
本発明のいくつかの実施形態によると、第１の電極と、第２の電極と、回路機構とを含む装置が提供される。回路機構は、第１の電極及び第２の電極が被験者の体内に配設されている間に、第１の電極と第２の電極との間の電位図電圧の測定値を取得するように構成される。回路機構は、測定値を取得している間に、（ｉ）第１の周波数を有する第１の電流を、第１の電極と１つ以上の基準電極との間に流し、（ｉｉ）第２の周波数を有する第２の電流を、第２の電極と基準電極との間に流し、第１の周波数と第２の周波数との間の差であり、電位図電圧の周波数帯域内にある第３の周波数を有するビート電圧が、第１の電極及び第２の電極において見られるようにすること、を行うように更に構成されている。装置は、ビート電圧にもかかわらず測定値を取得することを容易にするように、第１の電極及び第２の電極をコーティングする出力インピーダンス低減コーティング、を更に備える。
いくつかの実施形態では、
回路機構は、第１の電流及び第２の電流を生成することによって、第１の電流及び第２の電流を流すように構成され、
出力インピーダンス低減コーティングは、第１の電極及び第２の電極がコーティングされていない場合と比較して、ビート電圧の振幅を低減することによって、測定値を取得することを容易にする。
いくつかの実施形態では、
回路機構は、第１の電極と基準電極との間に第１の印加電圧を印加することにより、第１の電流を流し、第２の電極と基準電極との間に第２の印加電圧を印加することにより、第２の電流を流すように構成され、
出力インピーダンス低減コーティングは、第１の電極及び第２の電極がコーティングされていない場合と比較して、第１の印加電圧及び第２の印加電圧の最小必要振幅を低減することによって測定値を取得することを容易にする。
いくつかの実施形態では、回路機構は、第１の電極及び第２の電極のそれぞれの場所を確認することを容易にするように、第１の電流及び第２の電流を流すように構成される。
いくつかの実施形態では、回路機構は、第１の電極が被験者の組織と接触しているかどうか、及び第２の電極が組織と接触しているかどうかを確認することを容易にするように、第１の電流及び第２の電流を流すように構成される。
いくつかの実施形態では、出力インピーダンス低減コーティングは、窒化チタン（ＴｉＮ）、酸化イリジウム、及びこれらの組み合わせからなる材料の群から選択される材料を含む。
いくつかの実施形態では、出力インピーダンス低減コーティングは、１μＶ未満のビート電圧の振幅を容易にすることによって、測定値を取得することを容易にする。
いくつかの実施形態では、出力インピーダンス低減コーティングは、導電性ポリマーを含む。
いくつかの実施形態では、導電性ポリマーは、ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）ポリスチレンスルホン酸塩（ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ）を含む。
本発明のいくつかの実施形態によれば、被験者の体内に配設された第１の電極と第２の電極との間の電位図電圧の測定値を取得することを含む方法が更に提供される。方法は、測定値を取得している間に、（ｉ）第１の周波数を有する第１の電流を、第１の電極と１つ以上の基準電極との間に流し、（ｉｉ）第２の周波数を有する第２の電流を、第２の電極と基準電極との間に流し、第１の周波数と第２の周波数との間の差であり、電位図電圧の周波数帯域内にある第３の周波数を有するビート電圧が、第１の電極及び第２の電極において見られるようにすることを更に含む。第１の電極及び第２の電極は、ビート電圧にもかかわらず測定値を取得することを容易にする出力インピーダンス低減コーティングでコーティングされている。
いくつかの実施形態では、測定値を取得することは、被験者の心臓から測定値を取得することを含む。
いくつかの実施形態では、測定値を取得することは、被験者の脳から測定値を取得することを含む。
本発明は、以下の「発明を実施するための形態」を図面と併せて考慮することで、より完全に理解される。
本発明のいくつかの実施形態による、電気生理学的マッピングシステムの概略図である。 本発明のいくつかの実施形態による、回路機構の概略図である。
概論
電気生理学的マッピング手順では、遠位端に複数の検知電極を含む体内プローブは、被験者の体内（例えば、心内）組織からの電位図信号を取得する。各信号は、信号が取得された場所に関連付けられる。信号と場所との間の関連付けに基づいて、プロセッサは、組織の電気生理学的特性を示すためにマップの部分に注釈が付与されている組織のマップを構築する。
電位図信号が取得されている間、被験者の身体に結合された検知電極及び基準電極のそれぞれの間で電流を流してもよい。各検知電極と各基準電極との間のインピーダンスが検知電極の場所と共に変化することを考慮すると、そのような電流により、検知電極の場所を計算することが容易になる。代替的に又は追加的に、各検知電極が組織と接触しているかどうかを確認するために、検知電極と、検知電極に近位にある、プローブに連結された別の基準電極との間で、電流を流してもよい。検知電極間の区別を容易にするために、それぞれの検知電極は、１つの検知電極と基準電極との間の電流の周波数が別の検知電極と基準電極との間の電流の周波数と異なるように、異なるそれぞれの周波数を割り当てられてもよい。
上記のように場所追跡及び／又は接触確認のために電流を流す際の課題は、電位図信号の周波数帯域内に入るビート周波数が生成される場合があることである。例えば、それぞれ９７ｋＨｚ及び９７．１ｋＨｚの周波数が割り当てられた一対の検知電極は、１００Ｈｚのビート周波数を生成する場合がある。検知電極で見られる出力インピーダンスが十分に高い場合、これらのビート周波数の振幅は、十分に大きくなり得るため、電位図信号の取得に干渉する場合がある。
電位図信号が、隣接する電極対によって双極的に取得されることを考慮すると、この課題を克服する１つの方法は、隣接する一対の電極によって生成された最小ビート周波数が最大電位図周波数よりも大きくなるように周波数を割り当てることである。しかしながら、この制約を実際に満たすことは、特に、これらの電極の互いに対する位置が処置中に変化し得るため、困難な場合がある。別の仮定的な解決策は、電流が流されている間に、電位図信号の取得を一時停止することである。しかしながら、これは処置を延長すると考えられる。更に、電極の移動により、電極の以前に確認された場所又は接触状態が不確かになってしまう場合がある。更に別の仮定的な解決策は、任意のビート周波数をフィルタリングするための１つ以上のフィルタ回路を追加することである。しかしながら、この解決策を実施することにより、回路機構のコストが増加し、フィルタ回路は、他の種類のノイズを電位図信号測定値に加えてしまうと考えられる。
したがって、本発明の実施形態は、検知電極が、検知電極の出力インピーダンスを低減する生体適合性コーティングでコーティングされた、優れた解決策を提供する。出力インピーダンスの低下により、各電極間の電圧降下、したがって、任意の生成されたビート信号の振幅は、十分に低いので、電位図信号取得に干渉しない。したがって、有利には、周波数は、電極の物理的配置に関わりなく割り当てられてもよく、電気生理学的信号は、位置追跡及び／又は接触感知が実行される間に、任意の隣接する電極対によって取得されてもよい。更に、フィルタ回路は必要とされない。
いくつかの実施形態では、コーティングは、窒化チタン（ＴｉＮ）又は酸化イリジウムなどの金属を含む。他の実施形態では、コーティングは、ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）ポリスチレンスルホン酸塩（ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ）などの導電性ポリマーを含む。
システムの説明
最初に、本発明のいくつかの例示的な実施形態による、電気生理学的マッピングシステム２０の概略図である図１を参照する。
システム２０は、遠位端に複数の検知電極３４を含む体内プローブ２６を備える。電極３４は、金、白金、パラジウム、及び／又は任意の他の好適な金属若しくは金属合金で作製されてもよい。
被験者２４の身体内へのプローブ２６の挿入の後、医師２８は、被験者２４の心臓２２の心室など、マッピングされる身体の部分にプローブの遠位端を操縦する。続いて、電極３４を使用して、電位図電圧の測定値を取得する。
図１に示す特定の実施形態では、プローブの遠位端は、検知電極が連結される複数のストリップ３０を含む。ストリップ３０は、遠位キャップ３８に遠位に連結されるので、ストリップがバスケットを画定する。他の実施形態では、プローブの遠位端は、検知電極が連結されるバルーンを備える。あるいは、プローブの遠位端は、任意の他の好適な形態を有してもよい。
システム２０は、通常、コンソール４２内に含まれる回路機構（ＣＩＲＣ）４０を更に含む。回路機構４０は、例えば、ポート又はソケットなどのコンソール４２内の電気インターフェース４４を介して、プローブ２６の近位端に接続される。プローブ２６を通って延びるワイヤは、図２（以下に説明）に概略的に示されるように、電極３４と回路機構４０との間で電気信号を伝達する。
通常、回路機構４０は、本明細書に記載される機能の少なくとも一部を実行するように構成されたプロセッサ５０を備える。通常、回路機構は、プロセッサ５０とプローブ２６との間をインターフェース接続するためのアナログ－デジタル（Ａ／Ｄ）及びデジタル－アナログ（Ｄ／Ａ）変換回路を更に備える。
一般に、プロセッサ５０の機能は、例えば、１つ以上の固定機能又は汎用集積回路、特定用途向け集積回路（Application-Specific Integrated circuits、ＡＳＩＣ）又はフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field-Programmable Gate Arrays、ＦＰＧＡ）を使用して、ハードウェアのみで実装されてもよい。あるいは、この機能は、少なくとも部分的にソフトウェアで実装されてもよい。例えば、プロセッサ５０は、例えば、中央処理装置（central processing unit、ＣＰＵ）を含むプログラムされたプロセッサとして具現化されてもよい。ソフトウェアプログラムを含むプログラムコード、及び／又はデータは、ＣＰＵによる実行及び処理のためにロードされてよい。プログラムコード及び／又はデータは、例えば、ネットワークを介して、電子形態でプロセッサにダウンロード可能である。代替的に又は追加的に、プログラムコード及び／又はデータは、磁気、光学、又は電子メモリなどの非一時的有形媒体上に提供及び／又は記憶され得る。このようなプログラムコード及び／又はデータは、プロセッサに提供されると、本明細書に記載されているタスクを行うように構成された機械又は専用コンピュータを生じる。
プローブの遠位端が被験者内で移動されると、回路機構４０は、回路機構４０にワイヤ接続された、検知電極のそれぞれと１つ以上の基準電極３６との間に電流を流す。これらの電流により、検知電極のそれぞれの場所を確認すること、及び／又は電極のそれぞれが被験者の組織に接触しているかどうかを確認することが容易になり得る。代替的に又は追加的に、電流により、任意の他の適切な機能の実行が容易になり得る。
例えば、回路機構４０は、被験者の身体に結合された各検知電極と、１つ以上の外部基準電極４８との間に電流を流すことができる。特に、回路機構は、電極と基準電極４８との間に所定の振幅を有する電流を駆動し、次いで、電極と基準電極のそれぞれとの間の得られた電圧を測定することができる。あるいは、回路機構は、電極と基準電極４８のそれぞれとの間に所定の振幅を有する電圧を印加し、次いで、電極と基準電極のそれぞれとの間の得られた電流を測定することができる。測定された電圧又は電流に基づいて、回路機構は、例えば、それぞれの開示が参照により本明細書に組み込まれる米国特許第５，９８３，１２６号，同第６，４５６，８６４号及び同第５，９４４，０２２号に記載されているように、電極の場所を計算することができる。あるいは、回路機構は、例えば、それぞれの開示が参照により本明細書に組み込まれる、Ｇｏｖａｒｉらの米国特許第７，５３６，２１８号及びＢａｒ－Ｔａｌらの米国特許第８，４５６，１８２号に記載されているような電磁追跡システム（electromagnetic tracking system）に示されているように、測定された電圧又は電流を電極の場所にマッピングする位置マップを較正してもよい。あるいは、回路機構は、測定された電圧又は電流を使用して較正位置マップ内の場所を検索することができる。
代替的に又は追加的に、回路機構は、電極と、プローブに連結された内部基準電極４６との間に電流を流すことができる。具体的には、回路機構は、電極と基準電極４６との間に所定の振幅を有する電流を駆動し、次いで、得られた電圧を測定することができる。あるいは、回路機構は、電極と基準電極４６との間に所定の振幅を有する電圧を印加し、次いで、得られた電流を測定することができる。その後、測定された電圧又は電流に基づいて、回路機構は、電極と基準電極との間のインピーダンスを計算することができる。インピーダンスに基づいて（又は測定された電圧又は電流に直接基づいて）、回路機構は、電極が被験者の組織と接触しているかどうかを確認することができる。（一般に、より高いインピーダンスは、組織との接触を示し、低いインピーダンスは、接触の欠如を示す。）
検知電極と基準電極との間に電流を流すことに加えて、回路機構４０は、図２を参照して以下で更に説明するように、電位図電圧の測定値を取得する。電位図電圧に基づいて、回路機構は、電気生理学的マップ５２を構築することができ、また、任意選択的にディスプレイ５４上にマップ５２を表示することができる。
図１は、主に心臓電位図に関するが、本発明の実施形態は、例えば、神経外科処置中に、脳電位図の取得に適用されてもよいことに留意されたい。
本発明のいくつかの実施形態による、回路機構４０を概略的に示す図２を参照されたい。
図２に概略的に示されるシナリオでは、回路機構４０は、被験者２４（図１）の身体内の組織５６に接触する第１の検知電極３４ａと第２の検知電極３４ｂとの間の電位図電圧の測定値を取得する。第１の電極３４ａ及び第２の電極３４ｂは、通常は、プローブ２６上で互いに隣接する。例えば、第１の電極３４ａ及び第２の電極３４ｂは、単一のストリップ３０（図１）上に互いに隣接して配置されてもよい。
通常は、２つの電極間の電位図電圧は、直接測定されない。むしろ、電圧差測定素子６０は、電位図電圧の周波数帯（例えば、０．０５～５００Ｈｚ）内の、第１の検知電極と共通電極又はウィルソン中心電極（ＷＣＴ）６８との間の電圧差を測定する。同様に、別の電圧差測定素子６０は、第２の電極と共通電極又はＷＣＴ６８との間の、電位図電圧の周波数帯内の、電圧差を測定する。（第１の電圧差測定素子及び第２の電圧差測定素子は、図２に示す他の電圧差測定素子と共に、単一の電圧差測定装置内の異なるそれぞれのチャネルとして具現化されてもよい。）電圧を表すアナログ信号は、Ａ／Ｄ変換器６２によってデジタル化され、デジタル化された信号はプロセッサ５０に送信される。プロセッサ５０は、２つの電圧間の差を計算することにより電位図電圧の測定値を取得する。
測定値が取得される間、回路機構４０は、（ｉ）第１の電極と基準（ＲＥＦ）電極３６との間に、第１の周波数ｆ１を有する第１の電流を流し、及び（ｉｉ）第２の電極と基準電極との間に、第２の周波数ｆ２を有する第２の電流を流す。図１を参照して上述したように、電流は、電極の場所を確認すること、及び／又は電極が組織５６に接触しているかどうかを確認することを容易にできる。
電位図電圧の測定値をノイズで損なわないように、ｆ１及びｆ２は、通常は、電位図電圧の周波数帯における最高周波数よりもはるかに大きく、例えば、ｆ１及びｆ２のそれぞれは、９０ｋＨｚよりも大きくてもよい。しかしながら、ｆ１とｆ２との間の差があるために電流から生成される任意のビート周波数は、周波数帯域内にあり得る。したがって、電極のそれぞれは、ビート周波数｜ｆ１－ｆ２｜を有する任意のビート電圧にもかかわらず、電位図電圧測定値を取得することを容易にする出力インピーダンス低減コーティング５８でコーティングされる。コーティング５８は、窒化チタン（ＴｉＮ）、酸化イリジウム、ＴｉＮ及び酸化イリジウムの組み合わせ、ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）ポリスチレンスルホン酸塩（ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ）、別の導電性ポリマー、及び／又は任意の他の好適な材料を含んでもよい。
いくつかの実施形態では、回路機構は、電流を発生させることによって電流を流す。例えば、電流は、プロセッサ５０によって制御される電流源６４によって生成されてもよい。各検知電極と別の基準電極７０との間の得られた電圧（図２で「ＲＥＦ２」として識別される）は、プロセッサによって測定、デジタル化、及び受信される。（プローブ上に配置され得る基準電極７０は、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ，Ｉｎｃ．のＴＲＵＥＲＥＦ（登録商標）電極を含んでもよい）。同様に、基準電極３６及び基準電極７０のそれぞれの間のそれぞれの電圧は、プロセッサによって測定、デジタル化、及び受信される。受信した電圧に基づいて、プロセッサは、各検知電極と各基準電極との間のそれぞれの電圧を計算する。
このような実施形態では、コーティング５８は、第１の電極及び第２の電極がコーティングされていない場合と比較して、ビート電圧の振幅を低減することによって、電位図信号測定値を取得することを容易にする。換言すれば、検知電極のより低い出力インピーダンス（それゆえ、より低い電圧降下）のおかげで、ビート電圧は、より低い振幅を有する。
例えば、電流のそれぞれは、少なくとも１０ｎＡの振幅で生成されてもよい。このような電流は、コーティング５８が存在しない場合、検知電極を基準電極に接続するワイヤ６６上の電圧のそれぞれに、少なくとも１μＶの振幅を備えさせることができる。したがって、検知電極で見られるビート電圧の振幅は、少なくとも２μＶとなり得、これだけあれば、検知電極の電位図測定をノイズで損なわせるには十分大きい。一方、コーティング５８があれば、ワイヤ６６上の各電圧の振幅は、実質的に低く、例えば、約５００ｎＶ、又は好ましくは５００ｎＶ未満であり得るので、検知電極で見られるビート電圧の振幅が約１μＶ、又は好ましくは１μＶ未満であり得る、つまり、電位図測定を損なわないように十分に低い。
他の実施形態では、回路機構は、第１の電極と基準電極との間に第１の電圧を印加し、第２の電極と基準電極との間に第２の電圧を印加することによって電流を流す。このような電圧は、例えば、プロセッサ５０によって制御される電圧源によって印加されてもよい。基準電極を通って流れる得られた電流は、プロセッサによって測定され、デジタル化され、受信される。
このような実施形態では、コーティング５８は、第１の電極及び第２の電極がコーティングされていない場合と比較して、印加電圧の最小必要振幅を低減することによって測定値を取得することを容易にする。（この文脈において、「最小必要」振幅は、電極のそれぞれの場所を確認するなど、電流によって容易にされる何らかの機能を実行するために必要な最小振幅である。）
例えば、ワイヤ６６上の電流のそれぞれの振幅は、少なくとも１０ｎＡであることが必要であり得る。このような電流は、コーティング５８がない場合、印加電圧のそれぞれの振幅が少なくとも１μＶであることを必要とし得るので、ビート電圧の振幅は少なくとも２μＶになる。一方、コーティング５８があれば、約５００ｎＶ、又は好ましくは５００ｎＶ未満など、実質的に低い印加電圧振幅であっても、１０ｎＡ電流を生じさせるのに十分であり得る。
本発明が、本明細書に具体的に示され、上述されたものに限定されない点が、当業者には理解されよう。むしろ、本発明の実施形態の範囲は、本明細書に上述されてい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、上記の説明を一読すれば当業者には想起されると思われる、先行技術には存在しない特徴の変更例及び改変例を含む。参照により本特許出願に援用される文献は、これらの援用文献において、いずれかの用語が本明細書において明示的又は暗示的になされた定義と矛盾して定義されている場合には、本明細書における定義のみを考慮するものとする点を除き、本出願の不可欠な部分と見なすものとする。
〔実施の態様〕
（１） 装置であって、
第１の電極と、
第２の電極と、
回路機構であって、
前記第１の電極及び前記第２の電極が被験者の体内に配設されている間に、前記第１の電極と前記第２の電極との間の電位図電圧の測定値を取得することと、
前記測定値を取得している間に、（ｉ）第１の周波数を有する第１の電流を、前記第１の電極と１つ以上の基準電極との間に流し、（ｉｉ）第２の周波数を有する第２の電流を、前記第２の電極と前記基準電極との間に流し、前記第１の周波数と前記第２の周波数との間の差であり、前記電位図電圧の周波数帯域内にある第３の周波数を有するビート電圧が、前記第１の電極及び前記第２の電極において見られるようにすることと、を行うように構成された、回路機構と、
前記ビート電圧にもかかわらず前記測定値を取得することを容易にするように、前記第１の電極及び前記第２の電極をコーティングする出力インピーダンス低減コーティングと、を備える、装置。
（２） 前記回路機構は、前記第１の電流及び前記第２の電流を生成することによって、前記第１の電流及び前記第２の電流を流すように構成され、
前記出力インピーダンス低減コーティングは、前記第１の電極及び前記第２の電極がコーティングされていない場合と比較して、前記ビート電圧の振幅を低減することによって、前記測定値を取得することを容易にする、実施態様１に記載の装置。
（３） 前記回路機構は、前記第１の電極と前記基準電極との間に第１の印加電圧を印加することにより、前記第１の電流を流し、前記第２の電極と前記基準電極との間に第２の印加電圧を印加することにより、前記第２の電流を流すように構成され、
前記出力インピーダンス低減コーティングは、前記第１の電極及び前記第２の電極がコーティングされていない場合と比較して、前記第１の印加電圧及び前記第２の印加電圧の最小必要振幅を低減することによって前記測定値を取得することを容易にする、実施態様１に記載の装置。
（４） 前記回路機構は、前記第１の電極及び前記第２の電極のそれぞれの場所を確認することを容易にするように、前記第１の電流及び前記第２の電流を流すように構成されている、実施態様１に記載の装置。
（５） 前記回路機構は、前記第１の電極が前記被験者の組織と接触しているかどうか、及び前記第２の電極が前記組織と接触しているかどうかを確認することを容易にするように、前記第１の電流及び前記第２の電流を流すように構成されている、実施態様１に記載の装置。
（６） 前記出力インピーダンス低減コーティングは、窒化チタン（ＴｉＮ）、酸化イリジウム、及びこれらの組み合わせからなる材料の群から選択される材料を含む、実施態様１に記載の装置。
（７） 前記出力インピーダンス低減コーティングは、１μＶ未満の前記ビート電圧の振幅を容易にすることによって、前記測定値を取得することを容易にする、実施態様１に記載の装置。
（８） 前記出力インピーダンス低減コーティングは、導電性ポリマーを含む、実施態様１に記載の装置。
（９） 前記導電性ポリマーは、ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）ポリスチレンスルホン酸塩（ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ）を含む、実施態様８に記載の装置。
（１０） 方法であって、
被験者の体内に配設された第１の電極と第２の電極との間の電位図電圧の測定値を取得することと、
前記測定値を取得している間に、（ｉ）第１の周波数を有する第１の電流を、前記第１の電極と１つ以上の基準電極との間に流し、（ｉｉ）第２の周波数を有する第２の電流を、前記第２の電極と前記基準電極との間に流し、前記第１の周波数と前記第２の周波数との間の差であり、前記電位図電圧の周波数帯域内にある第３の周波数を有するビート電圧が、前記第１の電極及び前記第２の電極において見られるようにすることであって、
前記第１の電極及び前記第２の電極は、前記ビート電圧にもかかわらず前記測定値を取得することを容易にする出力インピーダンス低減コーティングでコーティングされている、ことと、を含む、方法。
（１１） 前記第１の電流及び前記第２の電流を流すことは、前記第１の電流及び前記第２の電流を生成することによって、前記第１の電流及び前記第２の電流を流すことを含み、
前記出力インピーダンス低減コーティングは、前記第１の電極及び前記第２の電極がコーティングされていない場合と比較して、前記ビート電圧の振幅を低減することによって、前記測定値を取得することを容易にする、実施態様１０に記載の方法。
（１２） 前記第１の電流を流すことは、前記第１の電極と前記基準電極との間に第１の印加電圧を印加することにより、前記第１の電流を流すことを含み、
前記第２の電流を流すことは、前記第２の電極と前記基準電極との間に第２の印加電圧を印加することにより、前記第２の電流を流すことを含み、
前記出力インピーダンス低減コーティングは、前記第１の電極及び前記第２の電極がコーティングされていない場合と比較して、前記第１の印加電圧及び前記第２の印加電圧の最小必要振幅を低減することによって前記測定値を取得することを容易にする、実施態様１０に記載の方法。
（１３） 前記第１の電流及び前記第２の電流を流すことは、前記第１の電極及び前記第２の電極のそれぞれの場所を確認することを容易にするように、前記第１の電流及び前記第２の電流を流すことを含む、実施態様１０に記載の方法。
（１４） 前記第１の電流及び前記第２の電流を流すことは、前記第１の電極が前記被験者の組織と接触しているかどうか、及び前記第２の電極が前記組織と接触しているかどうかを確認することを容易にするように、前記第１の電流及び前記第２の電流を流すことを含む、実施態様１０に記載の方法。
（１５） 前記出力インピーダンス低減コーティングは、窒化チタン（ＴｉＮ）、酸化イリジウム、及びこれらの組み合わせからなる材料の群から選択される材料を含む、実施態様１０に記載の方法。
（１６） 前記出力インピーダンス低減コーティングは、１μＶ未満の前記ビート電圧の振幅を容易にすることによって、前記測定値を取得することを容易にする、実施態様１０に記載の方法。
（１７） 前記出力インピーダンス低減コーティングは、導電性ポリマーを含む、実施態様１０に記載の方法。
（１８） 前記導電性ポリマーは、ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）ポリスチレンスルホン酸塩（ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ）を含む、実施態様１７に記載の方法。
（１９） 前記測定値を取得することは、前記被験者の心臓から前記測定値を取得することを含む、実施態様１０に記載の方法。
（２０） 前記測定値を取得することは、前記被験者の脳から前記測定値を取得することを含む、実施態様１０に記載の方法。

Claims (20)

  1. 装置であって、
    第１の電極と、
    第２の電極と、
    回路機構であって、
    前記第１の電極及び前記第２の電極が被験者の体内に配設されている間に、前記第１の電極と前記第２の電極との間の電位図電圧の測定値を取得することと、
    前記測定値を取得している間に、（ｉ）第１の周波数を有する第１の電流を、前記第１の電極と１つ以上の基準電極との間に流し、（ｉｉ）第２の周波数を有する第２の電流を、前記第２の電極と前記基準電極との間に流し、前記第１の周波数と前記第２の周波数との間の差であり、前記電位図電圧の周波数帯域内にある第３の周波数を有するビート電圧が、前記第１の電極及び前記第２の電極において見られるようにすることと、を行うように構成された、回路機構と、
    前記ビート電圧にもかかわらず前記測定値を取得することを容易にするように、前記第１の電極及び前記第２の電極をコーティングする出力インピーダンス低減コーティングと、を備える、装置。
  2. 前記回路機構は、前記第１の電流及び前記第２の電流を生成することによって、前記第１の電流及び前記第２の電流を流すように構成され、
    前記出力インピーダンス低減コーティングは、前記第１の電極及び前記第２の電極がコーティングされていない場合と比較して、前記ビート電圧の振幅を低減することによって、前記測定値を取得することを容易にする、請求項１に記載の装置。
  3. 前記回路機構は、前記第１の電極と前記基準電極との間に第１の印加電圧を印加することにより、前記第１の電流を流し、前記第２の電極と前記基準電極との間に第２の印加電圧を印加することにより、前記第２の電流を流すように構成され、
    前記出力インピーダンス低減コーティングは、前記第１の電極及び前記第２の電極がコーティングされていない場合と比較して、前記第１の印加電圧及び前記第２の印加電圧の最小必要振幅を低減することによって前記測定値を取得することを容易にする、請求項１に記載の装置。
  4. 前記回路機構は、前記第１の電極及び前記第２の電極のそれぞれの場所を確認することを容易にするように、前記第１の電流及び前記第２の電流を流すように構成されている、請求項１に記載の装置。
  5. 前記回路機構は、前記第１の電極が前記被験者の組織と接触しているかどうか、及び前記第２の電極が前記組織と接触しているかどうかを確認することを容易にするように、前記第１の電流及び前記第２の電流を流すように構成されている、請求項１に記載の装置。
  6. 前記出力インピーダンス低減コーティングは、窒化チタン（ＴｉＮ）、酸化イリジウム、及びこれらの組み合わせからなる材料の群から選択される材料を含む、請求項１に記載の装置。
  7. 前記出力インピーダンス低減コーティングは、１μＶ未満の前記ビート電圧の振幅を容易にすることによって、前記測定値を取得することを容易にする、請求項１に記載の装置。
  8. 前記出力インピーダンス低減コーティングは、導電性ポリマーを含む、請求項１に記載の装置。
  9. 前記導電性ポリマーは、ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）ポリスチレンスルホン酸塩（ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ）を含む、請求項８に記載の装置。
  10. 方法であって、
    被験者の体内に配設された第１の電極と第２の電極との間の電位図電圧の測定値を取得することと、
    前記測定値を取得している間に、（ｉ）第１の周波数を有する第１の電流を、前記第１の電極と１つ以上の基準電極との間に流し、（ｉｉ）第２の周波数を有する第２の電流を、前記第２の電極と前記基準電極との間に流し、前記第１の周波数と前記第２の周波数との間の差であり、前記電位図電圧の周波数帯域内にある第３の周波数を有するビート電圧が、前記第１の電極及び前記第２の電極において見られるようにすることであって、
    前記第１の電極及び前記第２の電極は、前記ビート電圧にもかかわらず前記測定値を取得することを容易にする出力インピーダンス低減コーティングでコーティングされている、ことと、を含む、方法。
  11. 前記第１の電流及び前記第２の電流を流すことは、前記第１の電流及び前記第２の電流を生成することによって、前記第１の電流及び前記第２の電流を流すことを含み、
    前記出力インピーダンス低減コーティングは、前記第１の電極及び前記第２の電極がコーティングされていない場合と比較して、前記ビート電圧の振幅を低減することによって、前記測定値を取得することを容易にする、請求項１０に記載の方法。
  12. 前記第１の電流を流すことは、前記第１の電極と前記基準電極との間に第１の印加電圧を印加することにより、前記第１の電流を流すことを含み、
    前記第２の電流を流すことは、前記第２の電極と前記基準電極との間に第２の印加電圧を印加することにより、前記第２の電流を流すことを含み、
    前記出力インピーダンス低減コーティングは、前記第１の電極及び前記第２の電極がコーティングされていない場合と比較して、前記第１の印加電圧及び前記第２の印加電圧の最小必要振幅を低減することによって前記測定値を取得することを容易にする、請求項１０に記載の方法。
  13. 前記第１の電流及び前記第２の電流を流すことは、前記第１の電極及び前記第２の電極のそれぞれの場所を確認することを容易にするように、前記第１の電流及び前記第２の電流を流すことを含む、請求項１０に記載の方法。
  14. 前記第１の電流及び前記第２の電流を流すことは、前記第１の電極が前記被験者の組織と接触しているかどうか、及び前記第２の電極が前記組織と接触しているかどうかを確認することを容易にするように、前記第１の電流及び前記第２の電流を流すことを含む、請求項１０に記載の方法。
  15. 前記出力インピーダンス低減コーティングは、窒化チタン（ＴｉＮ）、酸化イリジウム、及びこれらの組み合わせからなる材料の群から選択される材料を含む、請求項１０に記載の方法。
  16. 前記出力インピーダンス低減コーティングは、１μＶ未満の前記ビート電圧の振幅を容易にすることによって、前記測定値を取得することを容易にする、請求項１０に記載の方法。
  17. 前記出力インピーダンス低減コーティングは、導電性ポリマーを含む、請求項１０に記載の方法。
  18. 前記導電性ポリマーは、ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）ポリスチレンスルホン酸塩（ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ）を含む、請求項１７に記載の方法。
  19. 前記測定値を取得することは、前記被験者の心臓から前記測定値を取得することを含む、請求項１０に記載の方法。
  20. 前記測定値を取得することは、前記被験者の脳から前記測定値を取得することを含む、請求項１０に記載の方法。
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