(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検者（Ｐ）に装着できかつ電磁信号を検出する一組の電極（２〜４）を備え、前記電磁信号を出力信号の形態で、記憶する前にそれらの信号をさらに処理できる処理手段（６、８、９）の入力（Ｅ）に供給するようにしたセンサー装置（１）を有し、前記一組の電極が、選択した位置に設けられた少なくとも一つの捕捉電極（２）を備えた複数の動作電極（２、３）と、浮遊グランウンドとして前記処理手段に接続された付加的電極（４）とを備えている型式の電気生理学装置であって、
各動作電極（２−ｊ、３−ｋ）の出力（S2−ｊ、S3−k;j＝１〜ｎ、ｋ＝１〜３）に第１のインピーダンスアダプター手段（AO2−ｊ、AO3−ｋ）を備え、
また前記第１のインピーダンスアダプター手段（AO2、AO3）に対して共通の電源（10）と前記電源に依存する中間電位を前記付加的電極（E4）の電位に維持できる回路（14）とを有することを特徴とする電気生理学装置。
【請求項２】
請求の範囲１に記載の電気生理学装置であって、前記付加的電極（４）の出力（S4）が、前記電源（10）で給電された第２のインピーダンスアダプター手段（AO4）を備えていることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項３】
請求の範囲２に記載の電気生理学装置であって、前記第１のインピーダンスアダプター手段（AO2、AO3）および第２のインピーダンスアダプター手段（AO4）の各々が、反転入力（EIi;i＝２〜４）と、非反転入力（ENIi）と、出力（Si）とを備えた演算増幅器であることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項４】
請求の範囲３に記載の電気生理学装置であって、各演算増幅器（AOi）の前記出力（Si）が、それの前記反転入力（EIi）に接続されていることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項５】
請求の範囲１〜４のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、前記第１のインピーダンスアダプター手段のそれぞれの利得が、実質的に等しいことを特徴とする電気生理学装置。
【請求項６】
請求の範囲３〜５のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、各動作電極（２、３）が、対応した前記演算増幅器（AO2−ｊ、AO3−ｋ）の前記非反転入力（ENI2−ｊ、ENI3−ｋ）に接続された出力（５）を備え、前記演算増幅器が、前記処理手段（６、８、９）の対応した前記入力（E2−ｊ、E3−ｋ）に接続された出力（S2−ｊ、S3−ｋ）を備えていることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項７】
請求の範囲３〜６のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、前記付加的電極（４）が、対応した前記演算増幅器（AO4）の前記非反転入力（ENI4）に接続された出力（５）を備え、前記演算増幅器が、前記処理手段（６、８、９）の対応した前記入力（E4）に接続された出力（S4）を備えていることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項８】
請求の範囲３〜６のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、前記付加的電極（４）が、対応した前記演算増幅器（AO4）の前記出力（S4）に接続された出力（５）を備え、前記演算増幅器が、前記処理手段（６、８、９）の対応した前記入力（E4）に接続された非反転入力（ENI4）を備え、そして前記付加的電極の前記回路（14）によって前記電源に依存する前記中間電位に維持されることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項９】
請求の範囲３〜８のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、前記付加的電極の回路（14）が、前記電源（10）の第１の端子（11）と前記付加的電極（４）に対応した前記演算増幅器（AO4）の前記非反転入力（ENI4）との間にある第１の抵抗（R1）と、前記電源（10）の第２の端子（12）と前記付加的電極（４）に対応した前記演算増幅器（AO4）の前記非反転入力（ENI4）との間にあり、前記第１の抵抗に等しい値を有する第２の抵抗（R2）とを備えていることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項１０】
請求の範囲３〜８のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、前記演算増幅器の前記非反転入力が、前記電源の中間点に直接接続されていることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項１１】
請求の範囲３〜10のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、前記付加的電極（４）を備えた前記演算増幅器（AO4）が、二極型のものであることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項１２】
請求の範囲３〜10のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、前記付加的電極（４）を備えた前記演算増幅器（AO4）が、電界効果型のものであることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項１３】
請求の範囲３〜12のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、動作電極（２−ｊ、３−ｋ）を備えた各演算増幅器（AO2−ｊ、AO3−ｋ）が、二極型のものであることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項１４】
請求の範囲３〜12のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、動作電極（２−ｊ、３−ｋ）を備えた各演算増幅器（AO2−ｊ、AO3−ｋ）が、電界効果型のものであることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項１５】
請求の範囲14に記載の電気生理学装置であって、一方では前記電源（10）の前記第１の端子（11）と各動作電極（２−ｊ、３−ｋ）に対応した各演算増幅器（AO2−ｊ、AO3−ｋ）の前記非反転入力（ENI2−ｊ、ENI3−ｋ）との間に、第１の逆バイアスダイオード（13）を備え、他方では前記電源（10）の前記第２の端子（12）と各動作電極（２−ｊ、３−ｋ）に対応した各演算増幅器（AO2−ｊ、AO3−ｋ）の前記非反転入力（ENI2−ｊ、ENI3−ｋ）との間に、前記第１の逆バイアスダイオード（13）と同じ特性を有する第２の逆バイアスダイオード（13）を備えていることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項１６】
請求の範囲１〜15のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、前記動作電極（２、３）が、少なくとも一つの基準電極（３）を備えていることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項１７】
請求の範囲１〜15のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、少なくとも三つの捕捉電極が設けられ、また前記処理手段が、各捕捉電極により供給された信号から仮想の基準電位を計算できることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項１８】
請求の範囲１〜17のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、前記電源（10）が、一つのバッテリーまたは直列に配列した複数のバッテリーまたは再充電可能な蓄電池から成り、その端子（11、12）における電位差が実質的に９ボルトであることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項１９】
請求の範囲１〜17のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、前記電源（10）が、DC−DC変換器から成ることを特徴とする電気生理学装置。
【請求項２０】
請求の範囲１〜19のいずれか一項に記載の電気生理学装置であって、前記センサー装置（１）が、前記被検者（Ｐ）の頭蓋に装着できる電気生理学ヘルメットであり、前記捕捉電極により検出された信号が、脳の同定領域から発生する大脳機能波であることを特徴とする電気生理学装置。
【発明の詳細な説明】
本発明は、電気生理学の分野に関し、特に困難な媒体においてそれらを記録するため、被検者から放出された電磁型式の電気生理学信号の電極を用いた検出に関する。
特に本発明は、被検者に装着できかつ電磁信号を検出する一組の電極を備え、電磁信号を出力信号の形態で、記憶する前にそれらの信号をさらに処理できる処理手段の入力に供給するようにしたセンサー装置から成る型式の装置に関する。
そのような一組の電極は通常、センサー装置における選択した位置に設けられた少なくとも一つの捕捉電極を備えた複数の動作電極と、浮遊グランウンドとして処理手段に接続された付加的電極とを有している。
センサー装置により、例えば脳の動きを検出するようにした脳電図型（EEG）の電極を備えたヘルメット、または筋肉の働きを検出するようにした筋電図型（EMG）の装置、または心臓の働きを検出するようにした心電図型（ECG）の装置、あるいはさらに一般的には電気生理学信号を捕捉する任意の装置が考えられる。
さらに被検者としては、生物（人間や動物）が臨床学的な病気、この場合患者であるか臨床学的に健康であるかどうかが考えられる。
本出願人は、ある一定の使用状態では、そのようなセンサー装置で検出した信号が１のオーダーの信号／雑音比（S/N）を示し、その結果実際には検査中の働きを表すことができないことを観察した。
これは、例えば前庭系への刺激時（前庭で発生した電位を収集するため）のような負荷転位を受ける被検者、および／または例えば幼児、過運動被検者またはパーキンソン病患者のような静止状態を維持するのが容易でない被検者において、典型的には数マイクロボルト程度の非常に小さな振幅の電気信号を検出するような検査の場合、特にそうである。
また、これは、被検者が静止状態にあっても、電磁的観点から雑音のある環境で記録を行う場合にも当てはまる。
本出願人は、信号における雑音干渉のこの影響の主な原因が、電極と処理装置との間を接続するケーブルによって形成される電気的ループと、電極とのインピーダンス（典型的には数キロオーム）との結合効果に起因し得ることを観察した。これらの電気的ループは、連続した電磁場において変位すると、それらの端子に電気的雑音に匹敵する干渉電圧を誘起する。
このような電圧は、負荷転位を受ける場合に検査中の働きを表す信号と同相である時にはより一層多く生じることになり、電気的ループの大きさが大きくなればなるほど、そして電気的ループのおよび従って電極のインピーダンスが大きくなればなるほど、電圧の振幅は大きくなる。
本発明の目的は、測定値の分析を妨げる測定値との雑音の干渉の問題を解決することによって状況を改善することにある。
この目的を達成するために、本発明は、一方では各動作電極の出力に第１のインピーダンスアダプター手段を設け、他方では第１のインピーダンスアダプター手段に対して共通の電源を設け、またこの共通の電源に依存する中間電位を、付加的電極の設けられる位置に関連する付加的電極の電位に維持できる回路を設けた上記型の装置を提供する。従って、この中間電位は、電源の２つの端子の電位のそれぞれの値の間をとる。
このように、各動作電極の出力に第１のインピーダンスアダプター手段を設けることにより、それらの出力インピーダンスは非常に顕著に低減され、これにより被検者の変位により生じる影響は除去される。さらに、回路は共通の電源の中間点に接続されるので、装置および処理装置に対する基準グラウンドとして働く浮遊グラウンドを決めることができる。
本発明の他の特徴によれば、付加的電極の出力には第２のインピーダンスアダプター手段も設けられる。
特に有利な仕方では、第１および第２のインピーダンスアダプター手段は演算増幅器で構成され、演算増幅器は非常にサイズが小さいので、センサー装置の重さを目立つほど増加させることなく、各電極の出力に容易に組み込んだり、あるいは電極に直接結合することができる。
本発明のさらに他の特徴によれば、各演算増幅器の出力はそれの反転入力に接続される。
このようにして、逆反作用を設定することにより、各演算増幅器における電圧利得は、非反転入力に加えられた信号に対して実質的に１に等しくなる。従って、各演算増幅器は、出力インピーダンスがほとんど０の電圧フォロワーに変換される。
好ましくは、第１のインピーダンスアダプター手段のそれぞれの利得は実質的に等しく、それにより信号の再正規化を避けることができる。
装置の第１の実施例において、各電極の出力は、対応した演算増幅器の非反転入力に接続され、この演算増幅器の出力は処理装置の対応した入力に接続される。付加的電極の出力の電位は付加的電極の電位であり、従って本発明によれば中間電位に等しい。
装置の第２の実施例において、各動作電極の出力は、演算増幅器の非反転入力に接続され、この演算増幅器の出力は処理装置の対応した入力に接続され、付加的電極の出力は演算増幅器の出力に接続され、この演算増幅器の非反転入力は処理装置の対応した入力に接続され、そして付加的電極の回路を介して電源と関連した中間電位に維持される。
付加的電極の回路は、好ましくは、第１および第２の抵抗を有し、これらの抵抗は同一特性をもち、電源の第１および第２の端子と付加的電極に対応した演算増幅器の非反転入力との間にそれぞれ接続されている。
しかし、付加的電極の回路は異なった仕方で構成することができ、演算増幅器の非反転入力は電源の中間点に直接接続される。
これら二つの実施例の各々において、電源の中間点、実際に実質的にゼロボルトに等しい電位の中間点に関連した中間電位に付加的電極を維持することができる。従って、処理装置の基準電位を固定する浮遊グラウンドは、実質的にゼロボルトの電位にある。
付加的電極の設けられる演算増幅器は、好ましくは、二極型または電界効果型のものである。動作電極を備える各演算増幅器に対しても同じである。
もちろん、付加的電極の設けられる演算増幅器を所与型式のものにし、動作電極を備える各演算増幅器を他の全ての型式のものにすることは想定され得る。
動作電極の演算増幅器が電界効果型のものである場合には、本発明による装置おいて、電源の各端子と各動作電極に対応した各演算増幅器の非反転入力との間に、逆バアイスされかつ同一特性をもつ第１および第２のダイオードをそれぞれ備えるのが好ましい。
これにより、演算増幅器を非作動にさせその結果対応した電極で検出された信号の分析を阻止する演算増幅器の電気的破壊の可能性が非常に顕著に制限される。
好ましくは、動作電極は少なくとも一つ以上の基準電極を有し、基準電極は捕捉電極からの電気信号を処理している間に働く一つ以上の基準電位を発生するようにされている。
これらの基準電極は動作電極であるので、もちろん捕捉電極と同じ型式のインピーダンスアダプターを備える。
しかし、これらの基準電極は、一方では電極の数が十分ある場合、他方では捕捉電極が捕捉電極によって発生される全ての電位から仮想の基準電位を計算できる場合には省略することができる。この仮想の基準電位は、通常一つまたは複数の基準電極によって発生される一つまたは複数の基準電位の代わりをする。
従って、変形例として、装置に基準電極を設けずに、少なくとも三つの捕捉電極を備え、それの処理装置は、各捕捉電極により発生された信号から仮想の基準電極を計算できる。
この仮想の基準電位は、各捕捉電極で発生された電位の平均値を表す。
本発明のさらに他の特徴によれば、電源は、一つのバッテリーまたは直列に配列した複数のバッテリーまたは再充電可能な蓄電池から成り、二つの端子間の電位差は実質的に９ボルトに等しい。
この給電法により、一方では対象物に取り付けでき、他方ではDC−DC変換器の使用が全体として適当であるが、DC−DC変換器によって習慣的に発生される電気的干渉を避けることができる。
EEGに応用する場合に、提案した装置のセンサー装置は、対象物の頭部に取り付けられ得る電気生理学ヘルメットである。捕捉電極で検出した信号は、脳の同定領域からの脳の機能波である。
従って、例えば前庭刺激を受ける被検者の発生した電位を検出し、または静止の困難な被検者の脳の機能を検査することができる。
本発明のその他の特徴および利点は、以下の詳細な説明および添付図面を考察することにより明らかになるであろう。
図１は、EEG用の実施例における本発明による装置の主要要素を示す線図であり、
図２は、好ましい実施例における本発明によるセンサー装置の電極の出力におけるインピーダンスアダプター装置を示す線図である。
添付図面は実質的に固定概念のものである。従って、添付図面は明細書の記載と一体部分を成し、明細書の記載を完結させるだけでなく、必要であれば発明を定義するのにも役立つ。
まず図１を参照して本発明による電気生理学装置について説明する。
以下の説明全体において、センサー装置が、前庭刺激を受ける被検者Ｐ、特に人間の発生した電位を表す電気信号を検出するようにされた電気生理学ヘルメット１である場合を考える。しかし、本発明を他の多くの分野についても適用できることは明らかである。
電気生理学ヘルメット１は柔軟性材料で作られ、その形状は実質的に球形であり、それにより人間被検者Ｐの頭部に取り付けることができ、この型式の刺激の場合、肘掛け椅子（図示してない）に装着される。
それでも、被検者の頭皮における脳の機能波を検出する電極、特に接着剤で固定したを電極を備えた任意の他のヘルメットまたは装着体を使用することができる。
ヘルメット１は、動作電極２、３および付加的電極４を含む一組の電極を備えている。
動作電極は、一方では刺激に応じて脳の特定の領域から放出された誘導電位を表す電気信号を検出するようにされた補足電極２−ｊ（ｊ＝１〜ｎ）と、他方では一つまたは二つ、さらには三つの基準電極３−ｋ（ｋ＝１〜３）とを備えている。
ここでは患者の鼻Ｎに基準電極または右の耳ODおよび左の耳OGにそれぞれ配置された二つの基準電極を有し、それらのそれぞれの電位を計算するまたはそれら別個に使用するようにした捕捉について説明する。しかし、基準電位として患者の身体の他の部分を使用することもできる。
電極３−ｋは、各瞬時に電極付近の表面電位を表す基準電位を供給するようにされ、それにより、捕捉電極２−ｊで検出した電気信号と基準電極３−ｋで検出した電気信号との差によって前庭の起始点の真の信号を演繹することができる。
各捕捉電極２は、被検者の頭皮上の大脳領域を確定する選択された部位において、ヘルメット１の構造体に取り付けられ、各脳領域は前庭突起部であると仮定される脳の少なくとも一つの同定領域と組み合わされる。
検査の精度に応じて、ヘルメットは１〜ｎ個の電極を備えることができ、個数ｎは限定されない。
図１には、人間被検者の右耳OD、左耳OGおよび鼻Ｎに対して61個の電極のそれぞれの位置を示している。
付加的電極４は、一般に被検者Ｐの頬または肩に装着される。この付加的電極により装置の浮遊グラウンドの電位の値を固定することができる。これについては後に参照する。
各電極２〜４の出力５は、長さほぼ１〜1.5メートルの電気ケーブル７によって処理装置６の入力Ei（ｉ＝２〜４）に接続される。
処理装置６は、別個に受けた各信号を少なくとも増幅するようにされた処理手段８と、こうして増幅された信号を後で分析するために記憶するようにされた記憶手段９とを備えている。
もちろん、処理操作には一つ以上のフィルタリング操作および記憶に先立ってのディジタル化も含まれている。
さらに、処理手段は、電極３−ｋで検出した基準電位の引き算後、刺激に応じて放出された誘導電位を表す信号の少なくとも幾つかを実時間で表示できるように配列され得る。
処理操作はまた、表示前の工程として、被検者の前庭系を刺激するために選択した運動の法則に対して誘導電位を考察する工程を有し得る。
同様に、刺激に応動する前庭に含まれる脳の領域をできるだけ正確に決めるために、ヘルメット１のある一定の捕捉電極２−ｊの線形組合せにより、誘導電位の分析がなされ得る。
さらに、任意の他の記憶装置のようにヘルメットは、眼の垂直および水平動きを記録するために、被検者の瞼の付近に固定されるようにされた電極（図示してない）も備え得る。このような電極は、もちろん処理手段６に接続される。
次に図２を参照してヘルメット１の電極２〜４の出力５を詳細に説明する。
捕捉電極２−ｊ（ｊ＝１〜32）で検出した信号は、電位差の形態で処理手段に供給され、それの振幅は、一方では応答に伴うノイロンの数に関連し、他方では放出している脳の部分の位置される深さに関連している。従って、これらの電位差は一般に非常に低い強さ、典型的には数マイクロボルトである。
当業者の使用した電極２〜４は高出力インピーダンス、典型的には数キロオームをもつ。実際に、それらのインピーダンスは、導電性ペーストまたは導電性ゲルによって影響される被検者の頭皮と接触するためである。
はじめに説明したように、連続した電磁場における接続ケーブル７の変位は、これらのケーブルに干渉電位差を誘導し、電極の出力インピーダンスが大きければ大きいほど、この電位差は大きくなる。
刺激と同相のこれらの干渉電圧を除去するためには二つの解決法がある。第１の解決法は、接続ケーブル７の長さをできるだけ短くすることである。第２の解決法は、電極の出力インピーダンスをできるだけ低減することである。
第１の解決法は、処理手段の一部、特に増幅器部分８をヘルメット１に取り付ける必要があり、これによりヘルメットの重量を非常に大きく増加させ、測定を妨げ得るので、実施できないことは明らかである。
そこで、本出願人は、各電極２〜４の出力に、出力インピーダンスを１オームのオーダーの値に低減するようにされたインピーダンスアダプター手段Aoi（ｉ＝２〜４）を取り付けるという特に有利な着想をもった。これらのインピーダンスアダプター手段Aoiは、スペースの点で図１に示されてない。
各インピーダンスアダプター手段Aoiは、参照番号AD795でアナログデバイス社によって提供されるもののような電界効果型の演算増幅器、または参照番号LT1012でリニアーテクニロジー社によって提供されるもののような二極型の演算増幅器から成る。
各演算増幅器は、電圧フォロワー（または閉ループ）として取り付けられ、それの利得は実質的に１に等しく、従って出力インピーダンスは１オームのオーダーの大きさである。このようにするため、出力Si（ｉ＝２〜４）は“反転”入力EIiに直接接続される。
好ましい実施例においては、各電極２〜４の出力５は対応した演算増幅器AOiの非反転入力ENIi（ｉ＝２〜４）に接続され、演算増幅器AOiの出力Siは処理手段６の対応した入力Eiに接続される。
この実施例では、各演算増幅器AOiの利得は＋１に等しい。
電極と演算増幅器との接続により生じ得る任意の新しい干渉を避けるために、上記演算増幅器を電極に直接接続する、またより好ましくは、上記演算増幅器を製造中に電極にまたはヘルメットの構造体に直截組み込むのが好ましい。
これらの演算増幅器AOi（ｉ＝２〜４）の各々は、作動するのに連続給電が必要である。従って、電源10は例えばヘルメット１に取り付けられる。この電源はもちろん患者の頭部から余り離れてない任意の他の部位に取り付けてもよい。演算増幅器の給電入力Ｖ＋およびＶ−は、スペースの観点から単にAO2〜32で示されているが、しかし演算増幅器に同じ仕方で給電できることは明らかである。好ましくは、電源は、直列に接続された一つ以上のバッテリーまたは再充電可能な蓄電池によって提供される。電源の端子における電位差は、好ましくは、９ボルトであり、第１の端子11は＋4.5ボルトの比較的高い電位にあり、第２の端子12は−4.5ボルトの比較的低い電位にある。
この解決法は、しばしば干渉を生じるDC−DC電圧変換器を使用することから成る場合に好ましい。さらにバッテリー電源は周囲の回路に対する絶縁を改善し、そして以下に見られるように、電極を介してこの電源に接続された患者にとって安全である。
演算増幅器AO2−ｊおよびAO3−ｋが電界効果型のものである時には、電気的破壊を避けるために、それらの非反転入力ENIi（ｉ＝２または３）を保護するのが好ましい。そうするために、一方では逆バイアスされた第１のダイオード13によって、電源10の第１の端子11は、各動作電極２−ｊおよび３−ｋに対応した各演算増幅器の非反転入力ENI2−ｊおよびENI3−ｋに接続され、他方では第２のダイオード13によって、電源10の第２の端子12は、各動作電極２−ｊおよび３−ｋに対応した各演算増幅器の非反転入力ENI2−ｊおよびENI3−ｋに接続される。これらの第１および第２のダイオード13は、実質的に同一の特性をもつべきである。
好ましくは、これらのダイオードは、例えばPAD5型式のダイオード（5pAの最大逆電流をもつピコアンペアダイオード）のような典型的に数ピコアンペアの非常に小さな逆電流をもつダイオードである。
この特に有利な組立体により、電荷を阻止して各演算増幅器の非反転入力が電源の端子11および12のそれぞれの電圧（＋／−4.5ボルト）より大きな電圧を受けないようにできる。
一方、いずれの型式の演算増幅器AO4が付加的電極４に接続されても、本質的には非反転入力ENI4を電源10に接続させる回路14を設ける必要がある。実際に、この電極４は、処理手段６および患者に接続されて装置全体に対する浮遊グラウンドを決めるようにしている。好ましくは、この浮遊グラウンドは、ほぼゼロボルトの電位である。
第１の解決法は、演算増幅器AO4の非反転入力ENI4を電源10の中間点に直接接続することにある。このようにして、中間点がゼロボルト電位に有効に対応していれば、非反転入力ENI4は、処理手段６が＋１の利得をもつ電圧フォロワーとして機能する演算増幅器AO4の出力に接続されるので、処理手段６のグラウンドのようなゼロボルト電位にある。
第２の解決法は、一方では第１の抵抗R1を介して電源10の第１の端子11を演算増幅器AO4の非反転入力ENI4に接続すること、他方では第２の抵抗R2を介して電源10の第２の端子12を演算増幅器AO4の非反転入力ENI4に接続することにある。これらの第１および第２の抵抗は、電気的不平衡を避けるために実質的に同一特性をもつべきである。
従って、中間点15には、演算増幅器AO4によって、上記したように装置の基準浮遊グラウンドを決める実質的にゼロに等しい電位（抵抗の特性の揺らぎを除いて）が発生される。
この第２の解決法は、付加的電極と電源の中間点との間に、電源の接続のために必要とされる付加的な保護されてない接続ケーブル使用を避けることができるので好ましい。
他の実施例は、付加的電極AO4のインピーダンスを適用し、この実施例では付加的電極４の出力５は演算増幅器AO4の出力S4に接続され、演算増幅器AO4の非反転入力ENI4は処理手段６の対応した入力E4および電源の中間点、または電源の端子11および12間にそれぞれ配置した同一の特性をもつ二つの抵抗により上述のように定義された中間電位に接続される。
上記の説明において、人間被検者の頭部に装着した装置について説明したが、このような試験装置が任意の生物を検査するのに適用できることは明らかである。このことは、本発明の範囲から逸脱せずに、他の型式の電気生理学ヘルメットを使用できることを意味する。
同様に、本発明は電気生理学ヘルメットに限定されるものではなく、例えば筋肉分析（EMG）または心臓分析（ECG）に役立つ装置のような電極を備えた任意の型式のセンサー装置についても適用可能である。
【図１】
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【図２】
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