WO2014097450A1 - 脳電極システム - Google Patents

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元吉真
小柳光正
虫明元
岩崎真樹
片山統裕
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東北マイクロテック株式会社
国立大学法人東北大学
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Definitions

  • the present invention relates to a brain electrode system that detects and measures an electroencephalogram with a brain electrode placed in the skull.
  • brain disorders for example, Parkinson's disease, motor paralysis, epilepsy, etc.
  • probe-like brain electrodes that are inserted into the brain and detect electrical signals (brain waves) of brain cells have been conventionally used.
  • brain probes are also used as means for applying electrical stimulation to the brain in order to identify the brain region where the disorder occurs.
  • EEG intracranial electroencephalogram
  • a subdural electrode array for example, Patent Document 1 in which a plurality of electrodes are arranged in a matrix is used.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration example in which wiring is drawn out from an electrode placed in the skull and connected to an external measurement system.
  • an object of the present invention is to provide a brain electrode system that reduces the burden on a patient in a brain electrode system that measures brain waves by placing a brain electrode in the skull.
  • the configuration of the brain electrode system of the present invention that achieves the above object includes a brain electrode body that is placed in the cranium and has an electrode for detecting an electroencephalogram signal and a first coil through which an electric current corresponding to the electroencephalogram signal flows, and a scalp. And a second coil that is magnetically coupled to the first coil and generates an induced electromotive force based on a change in a current flowing through the first coil, and receives an electroencephalogram signal through the second coil. And a communication unit.
  • the electroencephalogram signal detected by the electrode placed in the cranium can be wirelessly transferred to the communication unit on the scalp, eliminating the need for wiring to be drawn out of the brain from the electrode placed in the cranium.
  • the patient's inconvenience during the monitoring period is alleviated and the burden on the patient is greatly reduced.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration example of a brain electrode body 10.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a transmission / reception configuration between a brain electrode body 10 and a communication unit 20.
  • FIG. The dependency data with respect to the distance between the primary coil / secondary coil of the induced electromotive force due to magnetic coupling, the deviation of the coil center, and the coil inclination angle (angular deviation) are shown.
  • the brain electrode system in the present embodiment is a system that wirelessly transmits an electroencephalogram signal detected by an electrode placed in the skull and receives the electroencephalogram signal by a communication unit attached on the scalp.
  • FIG. 2 is a diagram showing a configuration example of the brain electrode system in the embodiment of the present invention.
  • the brain electrode system includes at least one brain electrode body 10 placed in the cranium and at least one communication unit 20 arranged in a scalp shape, and an electroencephalogram signal detected by the brain electrode body 10. Is wirelessly transmitted and received by the communication unit 20 by magnetic coupling (magnetic coupling) between a primary coil on the brain electrode body 10 side, which will be described later, and a secondary coil on the communication unit 20 side.
  • magnetic coupling magnetic coupling
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a configuration example of the brain electrode body 10.
  • Each of the plurality of brain electrode bodies 10 placed in the cranium is a brain probe that is inserted into the brain in order to detect an electrical signal (electroencephalogram signal) in the brain, and is, for example, a thin flexible electrode having a diameter of about several hundred microns.
  • At least one electrode 11 is arranged at the tip of a resin or metal (for example, tungsten) probe.
  • the brain probe shown in FIG. 3 has a configuration in which a silicon electrode plate or a resin (for example, polyimide) electrode plate is attached to the surface of a metal probe.
  • the length of the probe is appropriately selected according to the measurement location in the brain (brain surface or deep brain). An optimal probe shape and configuration can be selected as appropriate.
  • the electrode 11 is electrically connected to a connector 13 at the base portion on the other end side of the probe via a lead wire 12 extending from the electrode 11, and the connector 13 is connected to the transmission circuit 14.
  • the transmission circuit 14 is an IC chip that includes an amplifier circuit, a filter circuit, a modulation circuit, a primary coil, and the like, and has a function of modulating and transmitting an electroencephalogram signal detected by the electrode 11 in an analog manner. By transmitting an electroencephalogram signal in an analog manner, the IC chip can be kept smaller and power consumption (heat generation) can be suppressed. Of course, it is also possible to convert the electroencephalogram signal into a digital signal and transmit it.
  • the distance between the coils is a few centimeters, including the inside of the skull, the skull, and the scalp.
  • the brain electrode body 10 As a power source for the brain electrode body 10 placed in the cranium, the brain electrode body 10 is equipped with a micro battery.
  • the micro battery is sufficiently small and light enough to be placed in the cranium, and has a sufficient capacity as a power source for measuring an electroencephalogram for the diagnosis of epilepsy for about two weeks, for example.
  • ⁇ Electricity consumption is stipulated that the temperature rise is 1 °C or less in European standards.
  • the periphery of the brain electrode body 10 (brain probe) is covered with cerebrospinal fluid, and the total amount of adult cerebrospinal fluid is about 150 ml. About 500 ml of cerebrospinal fluid is produced per day and circulates at that speed, so the thermal diffusion rate is fast.
  • the specific heat of the cerebrospinal fluid is almost 1 and there is no heat dissipation, the time to raise 1 ml of cerebrospinal fluid by 1 ° C.
  • the average power consumption per brain electrode body is 1 mW, the temperature rise can be suppressed to 1 ° C. or less without problems, and the power supply is 1 mW and the monitoring period is several weeks. If so, it can be sufficiently supplied by a micro battery, and non-contact power supply by a magnetic field is also possible.
  • the brain electrode body 10 is composed of a silicon substrate, in addition to forming the electrodes 11 and lead wires 12 on the silicon substrate, the elements constituting the transmission circuit 14 are directly formed on the silicon substrate using an LSI manufacturing process. It is also possible to do.
  • the brain electrode body 10 itself has a built-in transmission function, and the transmission circuit and the brain probe can be manufactured integrally.
  • FIG. 4 is a diagram showing a transmission / reception configuration between the brain electrode body 10 and the communication unit 20.
  • the electroencephalogram signal detected by the electrode 11 is amplified by the amplifier 15 of the transmission circuit 14 and then modulated by the modulation circuit 17.
  • the modulation circuit 17 uses the predetermined carrier wave generated by the carrier wave generation circuit 16 to amplitude-modulate the amplified electroencephalogram signal.
  • the modulation signal is supplied to a coil (primary coil) 18, and a current corresponding to the level of the modulation signal flows through the coil 18.
  • the coil (secondary coil) 21 of the communication unit 20 is disposed at a position where it is magnetically coupled to the coil 18 of the brain electrode body 10, and an induced electromotive force is generated according to the current change of the coil 18, thereby
  • the modulation signal from 18 is wirelessly transmitted and received by the coil 21 of the communication unit 20.
  • the demodulation circuit 22 of the communication unit 20 demodulates the modulation signal from the coil 21 and returns it to the electroencephalogram signal.
  • the electroencephalogram signal received by the communication unit 20 is transmitted to an external electroencephalogram monitoring device (not shown) by wire or wirelessly.
  • the signal processing circuit 23 of the communication unit 20 performs various signal processing such as amplification processing and A / D conversion processing of the received electroencephalogram signal, and transmits the electroencephalogram signal to the electroencephalogram monitoring apparatus.
  • the communication unit 20 is formed as a circuit chip including the coil 21, and is attached to the surface of a sheet made of, for example, silicon.
  • the communication unit 20 is disposed on the scalp by sticking the sheet on the scalp.
  • FIG. 5 shows dependency data on the distance between the primary coil and the secondary coil of the induced electromotive force due to magnetic coupling, the deviation of the coil center, and the coil inclination angle (angular deviation).
  • the signal strength decreases with distance and deviation.
  • a plurality of communication units 20 are arranged on the matrix at regular intervals on the silicon sheet, and communication having the highest reception sensitivity (strong magnetic coupling) among the plurality of communication units 20 arranged on the scalp. A signal received by the unit 20 is used.
  • the brain electrode system has a configuration in which an electroencephalogram signal detected by an electrode placed in the skull is wirelessly transmitted to a communication unit mounted on the scalp. This eliminates the need for wiring drawn out of the brain from the electrode placed in the skull, alleviates the inconvenience of the patient during the monitoring period, and greatly reduces the burden on the patient.
  • wireless transmission of an electroencephalogram signal is performed by short-range communication from the inside of the skull to the top of the scalp using the magnetic coupling of the primary coil and the secondary coil. Realize.
  • the transmission function part is placed in the cerebrospinal fluid of the electrolyte, so that weak radio waves are absorbed. Also, the output varies greatly depending on the movement of the person (patient). For this reason, it is difficult to send an electroencephalogram signal by radio waves to an electroencephalogram monitoring apparatus several meters away from the inside of the cranium.
  • the brain probe constituting the brain electrode body 10 is used not only for detection / transmission of an electroencephalogram signal but also for electrical stimulation. Therefore, the signal processing circuit 14 of the brain electrode body 10 has not only a function of detecting and transmitting an electroencephalogram but also a function of receiving a signal for electrical stimulation from the outside and transmitting the signal to the electrode. Also good.
  • the communication unit 20 has a function of transmitting an electrical stimulation signal to the brain electrode body 10. Wireless transmission from the communication unit 20 to the brain electrode body 10 is also realized by magnetic coupling between the coil (primary coil) 21 of the communication unit 20 and the coil (secondary coil) 18 of the brain electrode body 10.
  • both the brain electrode body 10 and the communication unit 20 have a transmission / reception function, wireless two-way communication is possible.
  • brain probes having not only electrical stimulation but also light stimulation function and further chemical solution injection function have been put into practical use.
  • Such brain probes are used as the brain electrode body 10 to control signals from the outside. Is transmitted to the brain probe in the skull by wireless communication proposed by the present invention, so that even advanced diagnosis and treatment can be realized by the wireless brain electrode body placed in the skull.
  • the technology of the present invention can be applied to the fields of motor diseases other than epilepsy (tremor, dystonia), depression, neurodegenerative diseases, headache / migraine, intractable pain, rehabilitation, and functional reconstruction.
  • motor diseases other than epilepsy (tremor, dystonia), depression, neurodegenerative diseases, headache / migraine, intractable pain, rehabilitation, and functional reconstruction.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiment, and there are design changes within a range that does not depart from the gist including various modifications and corrections that can be conceived by those having ordinary knowledge in the field of the present invention. Of course, it is included in the present invention.
  • the present invention can be applied to an electrode probe inserted into a brain in a device for measuring an electroencephalogram and a device for applying electrical stimulation to brain cells.

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Abstract

　脳電極システムは、頭蓋内に留置され、脳波信号を検知する電極と該脳波信号に応じた電流が流れる第１のコイルとを有する脳電極体と、頭皮上に配置され且つ第１のコイルと磁気的に結合し第一のコイルに流れる電流の変化に基づく誘導起電力が生じる第２のコイルを有し、該第２のコイルにより脳波信号を受信する通信ユニットとを備える。

Description

脳電極システム
　本発明は、頭蓋内に留置される脳電極により脳波を検知・測定する脳電極システムに関する。
　近年の社会の高齢化に伴い、脳障害による疾病（例えば、パーキンソン病、運動麻痺、てんかんなど）を発症した患者が増大している。このような脳障害による疾患の治療法開発のために、脳機能の解明、特に、脳内の神経回路の活動の解明は不可欠である。そのために、脳内に挿入され、脳細胞の電気信号（脳波）を検出するプローブ状の脳電極（脳プローブ）が従来より用いられてきた。また、脳障害のよる疾患の治療において、障害が発生している脳の部位を特定するため、さらに、脳内に電気刺激を与える手段としても脳プローブは利用される。
　特に、難治性てんかんの外科治療では、てんかん発作の原因となっている脳領域を見つけ出すために２週間程度の持続的な脳波のモニタリングが必要であり、現行では、てんかんの診断をするための脳波の測定には、脳電極を頭蓋内に留置してモニタリングする頭蓋内脳波(Intracanical　EEG)法が用いられる。この頭蓋内に脳電極を留置する脳電極システムによる脳波測定では、てんかん発作起始部位を同定するため、複数の電極がマトリックス状に配列された硬膜下電極アレイ（例えば特許文献１）を脳硬膜下腔の表面に配置し、又は細い棒（プローブ）状の脳深部電極（例えば非特許文献１）を大脳の深部に挿入して、頭蓋内に留置した電極から配線を引き出して外部の測定システムに接続して、２週間程度脳波を記録する。図１は、頭蓋内に留置した電極から配線を引き出して外部の測定システムに接続する構成例を示す図である。
特開２００９－４５３６８号公報
Japanese　Journal　of　Applied　Physics　48　(2009)　04C194
　脳波記録を行うために、患者は、２週間程度の間、頭蓋内に留置した脳電極から配線を引き出した状態で過ごさなければならず、モニタリング期間にかなりの不自由を強いられ、患者の負担は大きい。
　そこで、本発明の目的は、頭蓋内に脳電極を留置して脳波を測定する脳電極システムにおいて、患者の負担を小さくする脳電極システムを提供することにある。
　上記目的を達成する本発明の脳電極システムの構成は、頭蓋内に留置され、脳波信号を検知する電極と該脳波信号に応じた電流が流れる第１のコイルとを有する脳電極体と、　頭皮上に配置され、第１のコイルと磁気的に結合し第一のコイルに流れる電流の変化に基づく誘導起電力が生じる第２のコイルを有し、該第２のコイルにより脳波信号を受信する通信ユニットとを備えることを特徴とする。
　本発明によれば、頭蓋内に留置された電極により検知された脳波信号は無線により頭皮上の通信ユニットに転送することができ、頭蓋内に留置された電極から脳外に引き出す配線を不要とし、モニタリング期間の患者の不自由さを緩和し、患者の負担が大幅に軽減される。
頭蓋内に留置した電極から配線を引き出して外部の測定システムに接続する構成例を示す図である。 本発明の実施の形態における脳電極システムの構成例を示す図である。 脳電極体１０の構成例を示す図である。 脳電極体１０と通信ユニット２０間の送受信構成を示す図である。 磁気結合による誘導起電力の一次コイル／二次コイル間距離、コイル中心のずれ、及びコイル傾斜角（角度ずれ）に対する依存性データを示す。
　以下、図面を参照して本発明の実施の形態について説明する。しかしながら、かかる実施の形態例が、本発明の技術的範囲を限定するものではない。
　本実施の形態例における脳電極システムは、頭蓋内に留置した電極で検知した脳波信号を無線送信し、頭皮上に取り付けられた通信ユニットで脳波信号を受信するシステムである。
　図２は、本発明の実施の形態における脳電極システムの構成例を示す図である。脳電極システムは、頭蓋内に留置される少なくとも一つの脳電極体１０と、頭皮状に配置される少なくとも一つの通信ユニット２０とを有して構成され、脳電極体１０により検知された脳波信号は、後述する脳電極体１０側の一次コイルと通信ユニット２０側の二次コイルとの磁気結合（磁気カップリング）により無線送信され、通信ユニット２０により受信される。
　図３は、脳電極体１０の構成例を示す図である。頭蓋内に留置される複数の脳電極体１０それぞれは、脳内の電気信号（脳波信号）を検出するために脳に挿入される脳プローブであって、例えば直径数百ミクロン程度の細いフレキシブルな樹脂製又は金属製（例えばタングステン）プローブの先端に少なくとも一つの電極１１を配置する構成を有する。なお、図３に示す脳プローブは、金属製のプローブの表面にシリコンの電極プレート又は樹脂製(例えばポリイミド)の電極プレートを取り付けた構成を有する。プローブの長さは、脳内の測定箇所（脳表面又は大脳深部）に応じて適宜選択する。プローブの形状や構成についても、適宜最適なものを選択しうる。
　電極１１は、そこから延びる引出配線１２を介して、プローブ他端側の根元部分のコネクタ１３と電気的に接続し、コネクタ１３は、送信回路１４と接続している。送信回路１４は、増幅回路、フィルタ回路、変調回路、一次コイルなどを含み、電極１１で検知された脳波信号を変調してアナログ送信する機能を有するＩＣチップである。脳波信号をアナログ送信することで、ＩＣチップをより小型に維持し、消費電力（発熱）を抑えることができる。もちろん、脳波信号をデジタル信号に変換して送信することも可能である。
　コイル間の距離は、頭蓋内、頭蓋骨、頭皮を合わせて数ｃｍであるため、送信に用いる電力はわずかですむ。頭蓋内に留置される脳電極体１０の電源として、脳電極体１０はマイクロ電池を搭載する。マイクロ電池は、頭蓋内に留置可能な程度に十分小さく且つ軽量であり、例えば、２週間程度のてんかん診断のための脳波測定用電源として十分な容量を有する。
　消費電力は、欧州の規格では温度上昇が１℃以下と定められている。脳電極体１０（脳プローブ）の周辺は脳脊髄液で彼われており、成人の脳脊髄液は総量で約１５０ｍｌとされている。脳脊髄液は、一日に約５００ｍｌ生産されていて、その程度のスピードで循環しているため、熱拡散速度ははやい。また、血行が豊富な組織に埋め込んだ場合（脳表面、頭皮下など）は血流による効率的な熱放散が期待できる。脳骨髄液の比熱がほぼ１として熱の放散がない場合を過程すると、頭蓋内のＩＣチップの消費電力１ｍＷに対して１ｍｌの体積の脳脊髄液を１℃上昇させる時間は４２００秒（７０分）であり、脳電極体一本当たりの平均消費電力が１ｍＷであれば、温度上昇を１℃以下に問題なく抑えることができ、電力供給については、１ｍＷの消費電力でモニタリング期間が数週間程度であれば、マイクロ電池で十分供給可能であり、また、磁場による非接触給電も可能となる。
　脳電極体１０をシリコン基板で構成する場合、電極１１や引出配線１２をシリコン基板に形成することに加えて、ＬＳＩの製造プロセスを用いて、送信回路１４を構成する素子をシリコン基板に直接形成することも可能である。脳電極体１０自体に送信機能が内蔵され、送信回路と脳プローブを一体で製造することが可能となる。
　図４は、脳電極体１０と通信ユニット２０間の送受信構成を示す図である。電極１１により検知された脳波信号は、送信回路１４の増幅器１５によって増幅された後、変調回路１７によって変調される。変調回路１７は、一例として、搬送波生成回路１６によって生成される所定の搬送波を用いて、増幅された脳波信号を振幅変調する。その変調信号がコイル（一次コイル）１８に供給され、コイル１８には、変調信号のレベルに応じた電流が流れる。
　通信ユニット２０のコイル（二次コイル）２１は、脳電極体１０のコイル１８と磁気的に結合する位置に配置されており、コイル１８の電流変化に応じた誘導起電力が生じることで、コイル１８からの変調信号が無線送信され、通信ユニット２０のコイル２１によって受信される。通信ユニット２０の復調回路２２は、コイル２１からの変調信号を復調し、脳波信号に戻す。
　通信ユニット２０によって受信された脳波信号は、有線又は無線にて、外部の脳波モニタリング装置（図示せず）に送信される。通信ユニット２０の信号処理回路２３は、受信された脳波信号の増幅処理、Ａ／Ｄ変換処理など各種信号処理を行い、脳波信号を脳波モニタリング装置に送信する。
　通信ユニット２０はコイル２１を含む回路チップとして形成され、例えばシリコンなどを材料とするシートの表面に取り付けられ、該シートを頭皮上に貼着することで、通信ユニット２０は、頭皮上に配置される。
　頭皮上の通信ユニット２０の位置及び頭蓋内の脳電極体１０の位置は動作中にずれることがあり得る。図５は、磁気結合による誘導起電力の一次コイル／二次コイル間距離、コイル中心のずれ、及びコイル傾斜角（角度ずれ）に対する依存性データを示す。図５に示されるように、距離及びずれにより信号強度は減少する。好ましくは、シリコンシートには、複数の通信ユニット２０が一定間隔でマトリックス上に複数配置され、頭皮上に配置された複数の通信ユニット２０のうち、最も受信感度のよい（磁気結合が強い）通信ユニット２０で受信される信号を用いる。
　このように、本実施の形態例における脳電極システムは、頭蓋内に留置した電極で検知した脳波信号を、頭皮上に取り付けられた通信ユニットに無線送信する構成を有する。これにより、頭蓋内に留置された電極から脳外に引き出す配線を不要とし、モニタリング期間の患者の不自由さを緩和し、患者の負担が大幅に軽減される。
　頭蓋内に留置した脳電極体から、頭皮上に配置された通信ユニットを中継することなく、外部に設置された脳波モニタリング装置に直接無線送信することも考えられるが、少なくとも以下の理由（１）、（２）により、本実施の形態例では、脳波信号の無線送信を、上述したように、一次コイル及び二次コイルの磁気結合を利用して、頭蓋内から頭皮上への短距離通信により実現する。
　（１）頭蓋内に脳電極体１０を留置することにより、その送信機能部分は、電解質の脳脊髄液中に置かれるため微弱な電波を吸収される。また、人（患者）の動きによって出力が大きく変動する。このため、頭蓋内から数メートル離れた脳波モニタリング装置まで電波で脳波信号を送るのは困難である。
　（２）数メートルの距離に電波を送るためには、大きな電力が必要である。また、ノイズを抑えるためには、デジタルデータに変換する必要があるが、フィルタ、Ａ／Ｄコンバータ、送信アンプが必要になり、頭蓋内のチップサイズの増大、電力の増大につながり、頭蓋内留置が難しい。
　また、脳電極体１０を構成する脳プローブは、脳波信号の検知・送信のみならず、電気刺激するのにも用いられる。従って、脳電極体１０の信号処理回路１４は、脳波を検知して送信する機能のみならず、外部からの電気刺激用の信号を受信して、電極に信号を伝達する機能を有していてもよい。そして、通信ユニット２０は、電気刺激信号を脳電極体１０に送信する機能を有する。通信ユニット２０から脳電極体１０への無線送信も、通信ユニット２０のコイル（一次コイル）２１と脳電極体１０のコイル（二次コイル）１８との磁気結合により実現される。こうして、脳電極体１０と通信ユニット２０の両者が送受信機能を有することで、無線による双方向通信が可能となる。また、脳プローブは、電気刺激のみならず、光刺激機能、さらには薬液注入機能を有するものも実用化されており、このような脳プローブを脳電極体１０として使用し、外部からの制御信号を本発明が提案する無線通信により頭蓋内の脳プローブに送信することで、高度な診断、治療までをも頭蓋内に留置されたワイヤレスの脳電極体により実現可能となる。
　従って、本発明の技術は、てんかん以外の運動疾患（振戦、ジストニア）、うつ、神経変性疾患、頭痛・偏頭痛、難治性疼痛、リハビリテーション、機能再建の分野にも適用可能となる。
　本発明は、前記実施の形態に限定されるものではなく、本発明の分野における通常の知識を有する者であれば想到し得る各種変形、修正を含む要旨を逸脱しない範囲の設計変更があっても、本発明に含まれることは勿論である。
　本発明は、脳波を測定する装置及び脳細胞に電気的刺激を与える装置における脳内に挿入される電極プローブに適用可能である。
　１０：脳電極体、１１：電極、１２：引き出し線、１３：コネクタ、１４：送信回路、１６：搬送波生成回路、１７：変調回路、１８：コイル、２０：通信ユニット、２１：コイル、２２：復調回路、２３：信号処理回路

Claims (5)

  1. 　頭蓋内に留置され、脳波信号を検知する電極と該脳波信号に応じた電流が流れる第１のコイルとを有する脳電極体と、
    　頭皮上に配置され、前記第１のコイルと磁気的に結合し前記第１のコイルに流れる電流の変化に基づく誘導起電力が生じる第２のコイルを有し、該第２のコイルにより脳波信号を受信する通信ユニットとを備えることを特徴とする脳電極システム。
  2. 　請求項１において、
    　前記通信ユニットは、受信した脳波信号を有線又は無線で接続する外部の脳波モニタリング装置に送信することを特徴とする脳電極システム。
  3. 　請求項１において、
    　前記脳電極体は、先端に前記電極が配置されたプローブであって、先端と反対端側の根元部分に前記第一のコイルを含む回路が形成され、該回路は前記電極と電気的に接続していることを特徴とする脳電極システム。
  4. 　請求項１において、
    　複数の前記通信ユニットが頭皮に貼着されるシートに取り付けられていることを特徴とする脳電極システム。
  5. 　請求項１において、
    　前記第１のコイルと前記第２のコイルとの磁気結合により、前記脳電極体と前記通信ユニットは双方向通信を行うことを特徴とする脳電極システム。
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