(57)【要約】  被検者の頭部からEPM信号を取得する電極キャップであって、(i)被検者の頭部に近接して位置決めされる絶縁層(33)と、(ii)使用時に絶縁層によって被検者の頭部から分離されるように、絶縁層の上になるイオン伝導手段を備える導電性層(29)と、(iii)被検者の頭部に接触するために、導電性層および絶縁層を貫通して延びる複数の測定信号電極(13)とを備え、前測定信号電極は導電性層から電気絶縁され、(iv)導電性層に電気接続した少なくとも1つの参照ノード(53,55)を備える電極キャップ。
2009514629.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検者の頭部からEPM信号を取得する電極キャップであって、
(i)前記被検者の前記頭部に近接して位置決めされる絶縁層と、
(ii)使用時に前記絶縁層によって前記被検者の前記頭部から分離されるように、前記絶縁層の上になる導電性層とを備え、前記導電性層の導電率は、主にイオン伝導手段によっており、
(iii)前記被検者の前記頭部に接触するために、前記導電性層および前記絶縁層を貫通して延びる複数の測定信号電極を備え、前記測定信号電極は前記導電性層から電気絶縁され、
(iv)前記導電性層に電気接続した少なくとも1つの参照ノードを備える電極キャップ。
【請求項２】
複数の参照ノードは、前記導電性層に電気接続される請求項1に記載の電極キャップ。
【請求項３】
前記導電性層は、0.1オームcm〜1,000オームcm、好ましくは、0.5オームcm〜350オームcmの抵抗を有する導電性媒体を備える請求項1または2に記載の電極キャップ。
【請求項４】
前記導電性層は、10Hz〜1,000Hzの範囲の周波数で1,000〜70,000の比誘電率を有する導電性媒体を備える請求項1から3のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項５】
前記導電性媒体は、生理食塩水を含む請求項1から4のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項６】
前記導電性媒体は、多糖類ガム増粘剤、スターチおよびスターチ誘導体増粘剤、ならびに合成ポリマ増粘剤から選択された増粘剤を含む水性導電性ゲルである請求項1から5のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項７】
前記被検者の前記頭部に電極キャップを固定する固定手段をさらに備える請求項1から6のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項８】
前記固定手段はブラダである請求項1から7のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項９】
前記ブラダは、前記導電性層および前記絶縁層の上になる層の形態である請求項8に記載の電極キャップ。
【請求項１０】
前記ブラダは、膨張するようになっている請求項8または9に記載の電極キャップ。
【請求項１１】
前記ブラダ内に流体を注入する膨張手段をさらに備える請求項10に記載の電極キャップ。
【請求項１２】
前記ブラダの膨張および収縮ならびに膨張状態における前記ブラダの保守を可能にする弁手段をさらに備える請求項6から10のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項１３】
前記ブラダは、複数の硬質部分を含み、かつ、排気されるようになっている請求項8または9に記載の電極キャップ。
【請求項１４】
前記ブラダから空気を取り出す排気手段をさらに備える請求項13に記載の電極キャップ。
【請求項１５】
前記ブラダからの空気の取り出しまたは侵入、および、減圧状態での前記ブラダの保守を可能にする弁手段をさらに備える請求項13または14に記載の電極キャップ。
【請求項１６】
前記参照ノードの数は、前記測定信号電極の数に実質的に同じである請求項1から15のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項１７】
各測定信号電極または信号電極の群は、対応するそれぞれの参照ノードを物理的に非常に接近して有する請求項1から16のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項１８】
使用時に、前記被検者の皮膚に接触するために提供される1つまたは複数の接地電極を支持し、また、前記1つまたは複数の接地電極のそれぞれに独立に電気接続する第3接続手段をさらに備える請求項1から17のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項１９】
単一接地電極を支持する請求項1から18のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項２０】
前記被検者を補償信号位置に接触させるために、前記導電性層および前記絶縁層を貫通して延びる補償信号電極をさらに備え、前記補償信号電極は前記導電性層から電気絶縁される請求項1から19のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項２１】
それ自身の独立した電気接続を有するそれぞれの参照ノードが、前記接地電極および前記補償信号電極について設けられる請求項20に記載の電極キャップ。
【請求項２２】
実質的に完全に柔軟性がある請求項1から21のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項２３】
キャップの一部は実質的に剛性があり、前記導電性層は柔軟性がある請求項1から22のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項２４】
請求項1から23のいずれかに記載の電極キャップおよび電子回路を備える電子装置であって、前記電子回路は、
(a)それぞれが、前記測定信号電極のそれぞれの1つに接続される、複数の測定入力と、
(b)それぞれが、前記参照ノードのそれぞれの1つまたは複数に接続される、少なくとも1つ、好ましくは、複数の参照信号入力とを備え、
電子装置は、対応する測定信号入力または測定信号入力の群内のそれぞれの各測定信号入力からの干渉信号から、それぞれの各参照信号入力からの干渉信号を減算する減算手段をさらに備える電子装置。
【請求項２５】
前記干渉は複数の干渉成分を含み、前記電子回路は、
(a)少なくとも1つの主信号処理ユニットをさらに備え、前記または各主信号処理ユニットは、前記1つまたは複数の測定信号のそれぞれの1つを受信するそれぞれの測定信号入力を有し、前記または各主信号処理ユニットは、複数の干渉低減モジュールを備え、
(b)それぞれの干渉低減モジュール用のそれぞれの補償信号成分入力をさらに備える請求項24に記載の電子装置。
【請求項２６】
(a)補償信号入力を有し、かつ、それぞれが、前記干渉成分のそれぞれの1つまたは複数の干渉成分に関連する、複数の補償信号成分を補償信号から導出する手段を備える補償信号処理ユニットをさらに備え、
(b)前記補償信号処理ユニットは、それぞれの補償信号成分についてのそれぞれの補償信号成分出力を同様に有し、それぞれの前記出力は、前記補償信号成分入力のうちの1つの補償信号成分入力にそれぞれ接続される請求項24または25に記載の電子装置。
【請求項２７】
それぞれの主信号処理ユニットでは、前記干渉低減モジュールが直列に配置される(arrange)請求項26に記載の電子装置。
【請求項２８】
それぞれの主信号処理ユニットでは、それぞれの干渉低減モジュールは、それぞれ、rf干渉、磁場切換え干渉、電源ライン電力干渉、まばたきアーチファクト干渉、およびバリストカルジオグラム干渉のうちの少なくとも2つの低減のために設けられる請求項26または27に記載の電子装置。
【請求項２９】
MRIまたはTMSユニットおよび請求項20から24のいずれかに記載の電子装置を備えるEPMシステムを備える組合せ式測定装置。
【請求項３０】
前記MRIユニットは、fMRIに適合する請求項29に記載の組合せ式装置。
【請求項３１】
前記EPMシステムは、EEG、ECG、EMG、EOG、ERG、およびGSRのうちの1つまたは複数を実施するシステムから選択される請求項29または30に記載の組合せ式装置。
【請求項３２】
被検者の頭部からEPM信号を取得する電極キャップであって、被検者の頭部を少なくとも部分的に覆う電極支持手段と、複数の電極であって、複数の電極が前記頭部に接触することを可能にする前記電極支持手段上に支持される、複数の電極と、前記頭部に対して前記電極を固定するブラダ手段とを備える電極キャップ。
【請求項３３】
前記ブラダ手段は、前記電極支持手段上になる層の形態である請求項31に記載の電極キャップ。
【請求項３４】
前記ブラダ手段は、膨張するようになっている請求項32または33に記載の電極キャップ。
【請求項３５】
前記ブラダ手段内に流体を注入する膨張手段をさらに備える請求項34に記載の電極キャップ。
【請求項３６】
前記ブラダ手段の膨張および収縮ならびに膨張状態における前記ブラダ手段の保守を可能にする弁手段をさらに備える請求項32から35のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項３７】
前記ブラダ手段は、複数の硬質部分を含み、かつ、排気されるようになっている請求項32または33に記載の電極キャップ。
【請求項３８】
前記ブラダ手段から空気を取り出す排気手段をさらに備える請求項37に記載の電極キャップ。
【請求項３９】
前記ブラダ手段からの空気の取り出しまたは侵入、および、減圧状態での前記ブラダ手段の保守を可能にする弁手段をさらに備える請求項37または38に記載の電極キャップ。
【請求項４０】
請求項32から39のいずれかに記載の電極キャップおよび電子回路を備える電子装置であって、前記電子回路は、
(a)それぞれが、前記測定信号電極のそれぞれの1つに接続される、複数の測定入力と、
(b)それぞれが、前記参照ノードのそれぞれの1つまたは複数に接続される、少なくとも1つ、好ましくは、複数の参照信号入力とを備え、
電子装置は、対応する測定信号入力または測定信号入力の群内のそれぞれの各測定信号入力からの干渉信号から、それぞれの各参照信号入力からの干渉信号を減算する減算手段をさらに備える電子装置。
【請求項４１】
前記干渉は複数の干渉成分を含み、前記電子回路は、
(a)少なくとも1つの主信号処理ユニットをさらに備え、前記または各主信号処理ユニットは、前記1つまたは複数の測定信号のそれぞれの1つを受信するそれぞれの測定信号入力を有し、前記または各主信号処理ユニットは、複数の干渉低減モジュールを備え、
(b)それぞれの干渉低減モジュール用のそれぞれの補償信号成分入力をさらに備える請求項40に記載の電子装置。
【請求項４２】
(a)補償信号入力を有し、かつ、それぞれが、前記干渉成分のそれぞれの1つまたは複数の干渉成分に関連する、複数の補償信号成分を補償信号から導出する手段を備える補償信号処理ユニットをさらに備え、
(b)前記補償信号処理ユニットは、それぞれの補償信号成分についてのそれぞれの補償信号成分出力を同様に有し、それぞれの前記出力は、前記補償信号成分入力のうちの1つの補償信号成分入力にそれぞれ接続される請求項40または41に記載の電子装置。
【請求項４３】
それぞれの主信号処理ユニットでは、前記干渉低減モジュールが直列に配置される請求項42に記載の電子装置。
【請求項４４】
それぞれの主信号処理ユニットでは、それぞれの干渉低減モジュールは、それぞれ、rf干渉、磁場切換え干渉、電源ライン電力干渉、まばたきアーチファクト干渉、およびバリストカルジオグラム干渉のうちの少なくとも2つの低減のために設けられる請求項42または43に記載の電子装置。
【請求項４５】
MRIまたはTMSユニットおよび請求項40から44のいずれかに記載の電子装置を備えるEPMシステムを備える組合せ式測定装置。
【請求項４６】
前記MRIユニットは、fMRIに適合する請求項45に記載の組合せ式装置。
【請求項４７】
前記EPMシステムは、EEG、ECG、EMG、EOG、ERG、およびGSRのうちの1つまたは複数を実施するシステムから選択される請求項45または46に記載の組合せ式装置。
【請求項４８】
被検者の頭部からEPM信号を取得する電極キャップであって、
(i)前記被検者の前記頭部に近接して位置決めされる絶縁層と、
(ii)使用時に前記絶縁層によって前記被検者の前記頭部から分離されるように、前記絶縁層の上になる(situated)導電性層とを備え、前記導電性層の導電率は、主にイオン伝導手段によっており、
(iii)前記導電性層に電気接続した、少なくとも1つ、好ましくは、複数の参照ノードを備える電極キャップ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、特に、1つまたは複数の干渉源にさらされたときの、脳波(EEG)または同様の信号を取得する電子装置および方法に関する。より詳細には、本発明は、電極支持体またはキャップおよびその使用法に関する。
【背景技術】
【０００２】
EEG信号は、被検者の頭部上に設置された電極から得られ、リード線によって、処理回路要素および監視機器に伝達される。EEG信号自体は比較的弱い。同様な状況は、他の種類の電気生理的測定(EPM)に当てはまる。したがって、これらの技法は、被検者、例えば、まばたきアーチファクト、または、周囲環境、例えば、電源ライン干渉から生じる干渉を受けやすい。頭皮電極から取得されるEEG信号は、約500オーム〜50Kオームのインピーダンスにおいて、通常、10μV〜100μVの範囲にある。
【０００３】
EEGは、従来、脳活動の研究のために使用されてきた。EEGは、例えば、癲癇などの疾病状態、または、ある精神医学的異常における異常な脳活動を研究するのに使用されてもよい。
【０００４】
強い磁場、ときには、無線周波数(rf)場の使用を伴う技法と組み合わせてEEG測定値を取得することにも関心が存在する。1つのこうした技法は、機能的磁気共鳴イメージング(fMRI)である。こうした磁場およびrf場は、EEG測定についてなお別の干渉源を表す。MRIマシンによって生成される大きな磁場および無線周波数場は、信号ワイヤ上の誘導ノイズでEEG信号を容易に無効にする。さらに、MRI磁場勾配の切換えは、EEG信号に外来パルスをもたらす。
【０００５】
fMRI技法は、脳を通した「スライス(slice)」の空間画像を取得するために、医療用イメージングと非医療用イメージングの両方で広く使用される。医療用の状況では、MRIを使用して、制限された血流または腫瘍のエリアなどの病巣が識別される。医療用分野以外では、fMRIは、例えば、種々の外部刺激に対する脳反応を研究するための認知神経科学における有用なツールとなってきた。しかし、さらに以下で述べるように、強い磁場の使用を伴い、また、EEGと組み合わせて使用される場合がある他の技法が存在する。それらもやはり、ノイズの問題をもたらす。
【０００６】
EEGの干渉信号を低減する多くの提案が存在してきた。例えば、US-A-5 445 162は、fMRIの使用と組み合わせて取得されるときのEEG信号のノイズを最小にするように設計された電極および配線を使用するシステムを提案する。EEG記録機器は、干渉を最小にするためにMRI室の外に配置する(locate)。
【０００７】
US-A-5 513 649は、EEG記録からコンタミナントを取り除くシステムを提案する。US-A-5 513 649は、適応型フィルタを使用して、測定されたEEGデータ内のコンタミナントを推定し、その後、コンタミナントを主信号から減算して、補正されたEEGデータが取得されることを提案する。
【０００８】
WO-A-03/073929は、同時のfMRIとEEG測定に伴う、考えられる問題、すなわち、rf場および磁場によってEEG信号に誘導されるノイズ(上述した)、ならびに、fMRIマシンのボア内へのEEG電極内の強磁性材料の導入による、fMRI測定にとっての混乱を説明する。この参考文献は、これらの問題を回避するための可能性について意見を述べる。1つの可能性は、EEG電極内の強磁性材料をなしですますこと、および、炭素繊維などの代替物を使用することである。別の可能性は、rf場との干渉を最小にするように、EEGリード線を再構成することである。
【０００９】
上述したWO-A-03/073929はまた、例えば、誘導電流による、パルス状rf場の内部でEEG機器を展開するときに固有の安全性問題を認識する。これらの問題に対する解決策は、抵抗器によるか、異なる電極システムまたは異なる電極材料によるか、または、電極と回路との間のラインに光ファイバリンクを組み込むことにより、EEG検出回路のインピーダンスを上げることを含んだ。参考文献は、こうした危険を回避するよりよい方法は、電極構造内に増幅器を組み込むことであることを提案する。
【００１０】
WO-A-02/13689は、特に、MRIと組み合わせて、EEG、ECG、およびEMGの干渉を低減する方法を記載し、それにより、電極対は、差動増幅器に接続される。干渉信号は、測定信号を、信号のデジタル化を始動するタイミング信号と同期させることによって取得される。干渉の減算が、その後、デジタル的に実施される。
【００１１】
別個のEEG測定信号電極およびいわゆる参照電極が使用されるシステムは、本出願の出願優先日に未公開の国際特許出願第PCT/EP2005/006126号に開示される。参照電極は、被検者から電気絶縁される。個々の参照電極からの信号は、干渉を除去するために、それぞれの測定信号上の信号から減算させる。この参考文献に開示されるように、測定信号電極および参照電極を支持する1つの好ましい手段は、電極支持体またはキャップの形態である。参照電極は、絶縁層によって被検者から電気絶縁された連続導電性ウェブまたはメッシュに電気接続された接続部または「ノード」を備える。この導電性層は、炭素装填繊維、発泡体、織糸、またはナイロンなどの銀被覆ポリマから形成されてもよい。
【００１２】
本発明は、1つの態様では、PCT/EP2005/006126に開示されるノイズ相殺システムと共に使用するために最適化された電極キャップの代替の設計に関するが、いくつかの新規でかつ創造的な特徴を具現化する。別の態様では、本発明は、被検者との接触を改善し、被検者の頭部に対する電極の移動を最小にする電極キャップ設計に関する。
【００１３】
EEG測定において使用される電極用の電極支持キャップについての多数の従来の提案が存在してきたことが留意されてもよい。EP-A-0 541 393は、電極がその上に支持される弾性ストリップを備えるヘッドピースの形態の支持体を開示する。
【００１４】
WO-A-00/27279は、柔軟なゴム電極ホルダがその上に支持される伸縮性弾性キャップを開示する。
【００１５】
US-A-2002/0007128は、同時経頭蓋磁気刺激(transcranial magnetic stimulation)(TMS)との組合せ式EEG監視のためのシステムを開示する。この参考文献には、全体としての電極システムのインピーダンスが、典型的な金属電極のインピーダンスに等しくなるように低減されることを確実にするために、一体型銀エポキシ被覆電極を有する導電性プラスチック電極カップを使用する電極システムが開示される。
【００１６】
検知電極が、電圧または電流を測定するようになっていると共に、電流または電圧を印加するようになっている電気デバイスと置換えられる電極キャップは、US-A-6 594 521に記載される。
【特許文献１】米国特許第5445162号明細書
【特許文献２】米国特許第5513649号明細書
【特許文献３】国際公開第03/073929号パンフレット
【特許文献４】国際公開第02/13689号パンフレット
【特許文献５】PCT/EP2005/006126
【特許文献６】欧州特許出願公開第0541393号明細書
【特許文献７】国際公開第00/27279号パンフレット
【特許文献８】米国特許出願公開第2002/0007128号明細書
【特許文献９】米国特許第6594521号明細書
【発明の開示】
【課題を解決するための手段】
【００１７】
本発明の第1の態様は、被検者の頭部からEPM信号を取得する電極キャップを提供し、キャップは、
(i)被検者の頭部に近接して位置決めされる絶縁層と、
(ii)使用時に絶縁層によって被検者の頭部から分離されるように、絶縁層の上になる導電性層とを備え、導電性層の導電率は、主にイオン伝導手段によっており、
(iii)被検者の頭部に接触するために、導電性層および絶縁層を貫通して延びる複数の測定信号電極を備え、測定信号電極は導電性層から電気絶縁され、
(iv)導電性層に電気接続した少なくとも1つの参照ノードを備える。
【００１８】
本発明の第1の態様の好ましい実施形態では、複数の参照ノードは、好ましくは、キャップの上で離間して、最も好ましくは、それぞれの測定信号電極に隣接する位置で、導電性層に電気接続される。
【００１９】
本発明の第2の態様による電極キャップでは、電極のうちの、任意の1つまたは複数、例えば、すべては、本発明の第1の態様の測定信号電極の種類であってよい。
【００２０】
本発明の第1の態様の変形では、測定信号電極は、被検者の頭部に対して個々に設置される、または、固着されてもよく、次いで特徴(i)、(ii)、および(iv)だけを有する電極キャップは、これらの電極の上に設置されることにも留意されたい。こうして、本発明の第1の態様の変形は、被検者の頭部からEPM信号を取得する電極キャップを提供し、キャップは、
(i)被検者の頭部に近接して位置決めされる絶縁層と、
(ii)使用時に絶縁層によって被検者の頭部から分離されるように、絶縁層の上になる導電性層とを備え、導電性層の導電率は、主にイオン伝導手段によっており、
(iii)導電性層に電気接続した、少なくとも1つ、好ましくは、複数の参照ノードを備える。
【００２１】
本発明の第1の態様による電極キャップに対する以降における任意の参照は、文脈が禁止しない限り、本発明の第1の態様の先に規定された変形に対する参照も含む。したがって、複数の参照ノードに対する以降における参照は、文脈が禁止しない限り、単一参照ノードの可能性も含むものとして考えられる。
【００２２】
本発明の第1の態様はまた、絶縁層の上になる導電性層を設けることによって、被検者の頭部からEPM信号を取得する電極キャップに対する1つまたは複数の参照接続を実施する方法によって表現されてもよく、絶縁層は被検者の頭部に近接して位置決めされ、導電性層は、使用時に絶縁層によって被検者の頭部から分離されるように絶縁層の上に位置し、導電性層の導電率は、主にイオン伝導手段によっており、少なくとも1つの参照ノードが導電性層に電気接続する。
【００２３】
本発明の第2の態様は、被検者の頭部からEPM信号を取得する電極キャップを提供し、キャップは、被検者の頭部を少なくとも部分的に覆う電極支持手段と、複数の電極であって、複数の電極が頭部に接触することを可能にする前記電極支持手段上に支持される、複数の電極と、頭部に対して前記電極を固定するブラダ手段とを備える。
【００２４】
本発明の第2の態様はまた、ブラダ手段によって、EPM信号がそこから取得される被検者の頭部に対して測定電極を固定する方法として表現されてもよい。
【００２５】
本発明の第2の態様の変形は、先に規定された本発明の第2の態様による電極キャップを提供するが、電極支持手段は、単一電極、例えば、針型電極だけを保持する。そのため、本発明の第2の態様による電極キャップに対する以降における任意の参照は、文脈が禁止しない限り、この変形に対する参照も含む。したがって、本発明の第2の態様のキャップの電極支持手段によって支持される複数の電極に対する以降における参照は、文脈が禁止しない限り、そのような単一電極の可能性も含むものとして考えられる。
【００２６】
本発明の第1の態様による電極キャップは、その導電率が、主にイオン伝導手段によっている導電性層を利用する。イオン伝導手段は、少なくとも1つのイオン種であって、電流がイオン種を通過することを可能にする、少なくとも1つのイオン種に依存する。好ましくは、少なくとも1つのイオン種は、液体、ペースト、またはゲルなどの連続媒体内で溶解し、かつ/または、分散する。好ましくは、連続媒体は、好ましくは、イオン種でない導電性手段の部分が、水の少なくとも50重量%、より好ましくは、水の少なくとも80重量パーセントを含むように、実質的に水性である。しかし、任意選択で、連続媒体は、例えば、芳香族および脂肪族有機化合物、特に、芳香族および脂肪族液体有機材料、例えば、炭化水素および界面活性剤から選択された、実質的に有機的性質であってよい、水混和性および水非混和性非水性材料から選択された1つまたは複数の非水性成分などの少なくともいくつかの非水性材料を含んでもよい。こうした非水性材料は、液体、ペースト、ゲル、または固体であってよい。連続媒体が、実質的に完全に非水性であることも可能である。
【００２７】
イオン種は、結合したイオン、あるいは、部分的に解離したイオンまたは実質的に完全に解離したイオンとして存在する、すなわち、少なくとも1つのアニオンと少なくとも1つのカチオンを有する、1つまたは複数の材料を含んでもよい。好ましくは、イオン種は、1つまたは複数の塩から選択され、特に、有機塩および無機塩から選択された1つまたは複数の塩から選択される。いずれにしても、水溶性塩、特に、25℃でかつ大気圧で少なくとも適度に水溶性の塩が好ましい。水溶性アルカリ金属塩またはアルカリ土類金属塩、最も好ましくは、ナトリウム、カリウム、およびリチウム無機塩から選択された1つまたは複数のアルカリ金属塩、例えば、アルカリ金属の塩化物、硫化物、および窒化物などの無機塩が最も好ましいが、付加的にまたは別法として、クエン酸塩、乳酸塩、マレイン酸塩、マロン酸塩、シュウ酸塩などのような1つまたは複数の有機アニオンを有するこれらの金属の1つまたは複数の塩が使用されてもよい。
【００２８】
連続媒体は、粘性のある液体、ペースト、またはゲルである場合、1つまたは複数の増粘剤を含んでもよい。ポリマ増粘剤は、例えば、マレイン酸塩、アクリル酸塩、スチレン、ピロリドン、およびイミダゾール含有モノマなどの1つまたは複数のモノマ単位から誘導された合成ポリマまたはコポリマが、特に好ましい。付加的にまたは別法として、多糖類ガム、例えば、グアガム、キサンタンガム、カラヤガム、コンニャクガム、スターチなど、ならびに、ゼラチン、アルギネートなどのような、天然または天然に誘導された増粘剤が使用されてもよい。原理上は、唯一の目的が、連続媒体の任意の液体成分の粘度を増すことであるため、こうした増粘剤のアイデンティティに対する制約は存在しない。
【００２９】
連続媒体は、固体であってよいが、粘性のある液体、ペースト、またはゲルであるとき、連続媒体は、例えば、23s-1のせん断レートで測定されると、5,000より大きい、特に、25,000mPasより大きい粘度を有してもよい。しかし、連続媒体はまた、シート材料として設けられると変形可能であるが、比較的硬質であるゲルであってよい。導電性があるゲルの、特に好ましい例は、EP-A-1 100 556に記載されるようなゲルである。こうした材料は、水性可塑剤、ならびに、2-アクリルアミド-2-メチルプロパンスルフォン酸またはその塩およびアクリル酸(3-スルホプロピル)エステルの塩などの2つの親水性不飽和水溶性モノマのコポリマを含む。これらの材料は、「伝導性接着性ヒドロゲル(conductive adhesive hydrogel)」と呼ばれることがあり、また、First Water Ltdから商業的に入手可能である。
【００３０】
導電性媒体の固有抵抗は、好ましくは、0.1オーム・cm〜1000オーム・cm、より好ましくは、1オーム・cm〜350オーム・cmである。導電性層は、好ましくは、通常、100オーム〜10,000オーム、好ましくは、500オーム〜1,500オームの参照ノード(接続部)のいずれかのノードで測定されると、あるインピーダンスを呈するであろう。このインピーダンスは、通常、無視できる誘導リアクタンスを有し、主に、純粋の抵抗と容量性リアクタンスからなるであろう。容量性リアクタンスは、被検者の頭皮と測定信号電極との間の界面に現れる静電容量によって主に決まることになり、界面は、電極材料、電極ゲル、ならびに、頭皮自体内の、種々の皮膚層および汗孔からなる多層構造である。頭皮に対して測定電極界面内に現れる抵抗要素と容量要素の組合せは、周波数依存性のある応答を有する複雑なインピーダンス網を形成する。この界面の非常に単純なモデルは、抵抗器と抵抗器に並列なコンデンサの一連の組合せによって構築されてもよい。このモデルの場合、本明細書で考えられる典型的な測定電極界面についての静電容量は、0.1μF〜10μFであることになる。
【００３１】
本発明の第1の態様の主要な目的は、参照ノードの全体のインピーダンスを、測定電極のインピーダンスにできる限り近くに整合させることである(それぞれ、すべての測定電極と参照ノードにわたって平均される)。通常、参照ノードの平均インピーダンスは、測定電極の平均インピーダンスの、±200%以内、より好ましくは、±100%以内であるべきである。これは、本発明者等の未公開の同時係属中の国際特許出願第PCT/EP2005/006126号に記載され、請求されるノイズ相殺回路要素を用いて最も効率的に働くようにキャップ設計を最適化する。
【００３２】
本発明の第1の態様による電極キャップ内の導電性層の導電率は、イオン伝導性手段に主によっている。イオン伝導性手段は、例えば、アルカリ金属またはアルカリ土類金属塩、特に、無機塩(通常、塩化ナトリウムまたは塩化カリウム)などの塩の水溶液または塩基水溶液、あるいは、さらに金属粒子の膜または炭素粒子の膜の分散から導電率を得る様々な形態の伝導性材料である。イオン手段は、導電性層内での導電率の主要な要因でなければならない。しかし、任意選択で、この導電率の最大50%は、イオン伝導性手段以外の伝導性手段によって寄与されてもよいが、好ましくは、少なくとも75%、より好ましくは、少なくとも90%、特に、95%以上、また、理想的な状況では、導電性層の導電率の実質的にすべてが、イオン伝導性手段による。
【００３３】
皮膚とのインピーダンス整合を高めるために、皮膚の比誘電率は、10Hz〜1,000Hzの範囲の少なくとも1つの周波数で好ましくは1,000〜70,000である。
【００３４】
本発明の第2の態様は、頭部に対して測定電極を固定するブラダ手段(ブラダ)を備える電極キャップに関する。これは、測定電極を頭部との良好な電気接触状態に付勢し(urge)、かつ/または、測定動作中の、電極、好ましくは、同様にリード線の好ましくない移動を防止するという利点を有する。ブラダはまた、頭部の緩衝作用を提供してもよい。こうした電極キャップはまた、本発明の第1の態様の導電性層を備えてもよいが、ブラダ手段はまた、支持体層が複数の電極を支持する任意の他の設計の電極キャップで使用されてもよい。支持体層は、ブラダから分離した離散的部材であってもよく、または、ブラダと一体にされてもよい。
【００３５】
本発明の第2の態様の1つのクラスの実施形態では、ブラダは膨張可能である。ブラダの膨張は、被検者の頭部に対する電極の固定を引き起こす。この膨張は、流体、液体、または気体の注入によって引き起こされてもよいが、好ましくは、ブラダ内への空気の注入によって引き起こされてもよい。キャップに一体化した膨張手段が、好ましくは、設けられる。これは、ブラダが、自由に膨張または収縮する、または、膨張状態に維持されることを可能にすることができる。
【００３６】
本発明の第2の態様による電極キャップの別のクラスの実施形態では、ブラダは、収縮する、または、むしろ、減圧状態か、半真空状態か、または、真空状態にさせられると、被検者の頭部に対して電極を固定する。その場合、ブラダの内部から、流体、好ましくは、空気を取り出す(圧力を低減する)手段は、好ましくは、ブラダと一体で設けられる。このクラスの実施形態では、ブラダの内部は、ブラダの内部が圧力を減ぜられる、または、排気されると、頭部の形状に合ったバルク形状を形作るビードまたは顆粒などの固体製品を含むべきである。こうした実施形態は、「真空ビーンバッグ(vacuum beanbag)」として考えられてもよい。
【００３７】
本発明の第2の態様の第3のクラスの実施形態は、例えば、ブラダ内部のポリマ発泡体の形態で、「メモリポリマ(memory polymer)」を作成する手段を備える。これは、ブラダ内部に一対の破裂可能なバッグを備えてもよい。各バッグは、それぞれの反応物質を含むことになる。圧迫されると、バッグは破裂し、反応物質が混合し、結果得られる発泡体を生成することが可能になり、発泡体は、硬化しながら被検者の頭部の形状に合うように自分自身を形作ることになる。こうして具現化される、適したシステムは、Medtec Incから入手可能なRediFoam(商標)として商業的に入手可能である。硬化したポリマは、その後、個々の被検者に固有になることになり、したがって、ブラダは使い捨てであってよい。同じことを達成する別の方法は、キャップが被検者の所定場所に設置されると、ブラダ内に硬化性発泡体を注入することである。
【００３８】
ブラダは、全体がキャップ形状層の形態であってよく、また、電極への接続のために、穴(好ましくは、全体が丸いかまたは細長い)またはリードスルーを有してもよい。ブラダは、複数の分離した指状部を備えるように形作られてもよく、その空間は、電極およびリード線用の場所を与える。指状部は、例えば、ブラダの連続の(例えば、全体が円の)部分から上方に延び、連続領域と指状部領域は共に、膨張可能かまたは収縮可能である。
【００３９】
本明細書全体を通して、別の層の上または下にある1つの層に対する参照が存在する場合はいつでも、これらの2つの層は、直接接触してもよく、または、1つまたは複数の中間層によって互いから分離してもよい。
【００４０】
本発明の任意の態様による電極キャップは、使用時に、平均的な大人の頭蓋の面積の、少なくとも50%、より好ましくは少なくとも90%にわたって、すなわち、頭頂骨の面積の多く(好ましくは少なくとも50%、より好ましくは少なくとも80%)にわたって、かつ、前頭骨の面積の、少なくとも50%(最も好ましくは上限50%)、より好ましくは少なくとも80%にわたってピッタリ合うように、好ましくは、形作られ、その寸法にされる。電極キャップは、使用時に、電極(すなわち、本発明の第1の態様の場合の測定信号電極)の面、側面、または表面に関して凹状であり、その上部の面、側面、または表面に関して凸状であるように、好ましくは、形成される。
【００４１】
本発明はまた、本発明のいずれかの態様による任意の電子装置および電子回路に拡張され、電子回路は、
(a)それぞれが、測定信号電極のそれぞれの1つに接続される、複数の測定信号入力と、
(b)それぞれが、参照ノードのそれぞれの1つまたは複数に接続される、少なくとも1つ、好ましくは、複数の参照信号入力とを備え、
電子装置は、対応する測定信号入力または測定信号入力の群内のそれぞれの各測定信号入力からの干渉信号から、それぞれの各参照信号入力からの干渉信号を減算する減算手段をさらに備える。
【００４２】
各測定信号電極は、それ自身の参照信号ノードに関連付けられてもよく、または、測定信号電極は、1つまたは複数の群にグループ分けされてもよく、それぞれの群は、複数の測定信号電極を備え、それぞれの測定信号電極は、それ自身の少なくとも1つの関連する参照信号ノードを有する。これらの配置構成の組合せも可能である。1つの例では、1つだけの参照信号ノードが存在してもよい。
【００４３】
使用時、本発明の第1の態様による電極キャップの導電性層は、被検者に直接電気接触状態にならないが、測定信号電極は、被検者に直接電気接触状態になることが意図される。本明細書で使用されるように、「直接電気接触(direct electrical contact)」は、好ましくは、10Kオーム以下、好ましくは1Kオーム以下の接触抵抗を意味し、「直接電気接触状態にない(not in direct electrical contact)」は、相応して考えられる。いくつかの好ましい実施形態では、本明細書で使用される「直接電気接触」は、2.5Kオーム、より好ましくは1Kオーム以下、最も好ましくは100オーム以下の接触インピーダンスまたは抵抗を意味し、「直接電気接触状態にない」は、相応して考えられる。
【００４４】
任意の適したキャップ構造上の各電極部位は、例えば、互いにの周りにより合わされた2つのより合わせ対として到達する、4本のワイヤ(信号ループ用の2本のワイヤと参照ループ用の2本のワイヤ)を有してもよい。1本のワイヤは、体電極に接続し、1本のワイヤは、電極に近接する導電性層に接続し、1本のワイヤは、キャップを横切って体接地電極に進み、1本のワイヤは、キャップを横切って導電性層接地接続部に進む。マルチチャネル配置構成は、複数の(n個の)こうした部位を備えることになる。
【００４５】
本明細書で使用されるように、電極の群に関連する「群(group)」という用語は、好ましくは、2つ以上を意味する。一部の用途では、通常8つの測定信号電極が、適切であるが、他の用途の場合、最大32またはさらに64が望ましい場合がある。
【００４６】
好ましくは、補償信号ライン、最も好ましくは、同様に、関連する参照ラインが設けられる。一般法則として、別個の補償ライン電極から誘導された、補償信号ライン上の補償信号を使用して、1つのまたは各測定信号内の干渉が低減される。好ましくは、補償信号ライン上の信号は、補償信号処理ユニットで処理されて、複数の補償信号成分が生成される。補償信号成分を、それぞれ使用して、それぞれの干渉低減モジュール内で干渉が低減され、干渉低減モジュールは、好ましくは、対応する1つまたは複数の参照信号のすべてまたは一部を減算した後に、それぞれの1つまたは複数の測定信号を処理する。
【００４７】
補償信号は、好ましくは、被検者の中性の(比較的反応性のない)部分に接続された別個の補償信号電極(測定信号電極と同様かまたは同一)から誘導される。
【００４８】
そのため、1つの種類の配置構成では、1つのまたは各測定信号は、それ自身の測定信号電極に接続された、それぞれの測定信号ラインによって誘導され、また、それぞれのこうした測定信号ラインについて、互いの長さのかなりの部分にわたって測定信号ラインに非常に接近して、対応する参照信号ラインが存在する(または、測定信号ラインの1つまたは複数の群(複数可)は、同じように非常に接近した単一参照信号ラインを共有してもよい)。それぞれのこうした参照信号ラインは、使用時に、対応する測定信号電極の近くに位置決めされる、それぞれの参照ノードまたは接続点に接続される。好ましくは、補償信号ライン(利用されるとき)はまた、対応する参照信号ラインが、補償信号電極の近くにある、参照ノードまたは参照点に接続された状態で設けられる。好ましくは、各参照信号は、参照信号ライン(または、場合に応じて、補償信号)が共有される場合、例えば、それぞれの主信号ユニット(または、補償信号ユニット)によって、対応する1つまたは複数の測定信号から少なくとも部分的に減算される。好ましくは、補償信号ラインは、互いの長さのかなりの部分に沿って補償信号ラインに物理的に非常に接近して、それ自身の参照ラインを有する。
【００４９】
少なくともいくつかの測定信号ラインおよび/または補償信号ラインの場合、同じ参照電極またはそれ自身のそれぞれの参照電極に接続された、2本以上の付加的な参照ラインが設けられてもよい。上述したように、測定信号ラインの1つまたは複数の群が1本または複数本の関連する参照信号ラインを共有することも可能である。
【００５０】
別の代替法では、対応する接地接続部/接地ラインは、それぞれの信号、補償、および参照接続部または電極およびラインについて設けられるか、または、各信号ライン/参照ライン対および補償ライン/参照ライン対は、それぞれの単一共通接地ラインを共有する。接地ラインはまた、補償信号ラインおよび任意の関連する参照ラインについて設けられてもよい。特に好ましい実施形態では、実質的にすべてのこうした接地ラインは、共有された単一接地電極に接続される。
【００５１】
干渉の低減は、任意選択で、好ましくは、リアルタイムで適応型ノイズ相殺を使用してもよく、適応型ノイズ相殺では、除去される干渉量が、動的に決定され、かつ、経時的に変わる。
【００５２】
好ましくは、各主信号処理ユニット内の干渉低減モジュールは、直列に配置される。好ましくは、各主信号処理ユニット内で、別個の干渉低減モジュールは、磁場切換え干渉、電源ライン電力干渉、まばたきアーチファクト干渉、およびバリストカルジオグラム干渉のうちの少なくとも2つの低減のために設けられる。
【００５３】
本発明の実施形態を使用するEEG測定では、人または動物の皮膚(例えば、頭皮)に対する任意の電極は、乾式であってよく、または、「湿式」(すなわち、導電性ゲルまたはペーストを使用する)であってよい。
【００５４】
任意の回路要素または方法ステップは、独立に、アナログまたはデジタル手段によって実施されてもよい。
【００５５】
少なくとも1つの補償信号ラインは、補償信号電極への接続のために設けられてもよい。補償信号電極は、好ましくは、被検者の「中性位置」(例えば、EEGの場合、耳の上または耳の近く)に配置される。補償信号ライン(複数可)によって送出される、結果得られる少なくとも1つの補償信号を使用して、例えば、減算処理によって、1本または複数本の(測定)信号ライン上の干渉を少なくとも部分的に低減してもよい。補償信号ラインは、好ましくは、それ自身の参照ラインに関連付けられ、参照ラインは、好ましくは、互いの長さのかなりの部分に沿って補償信号ラインに物理的に非常に接近しており、また、補償信号電極に関連付けられる参照電極(ノード)に接続される。
【００５６】
この実施形態は、fMRIなどのMRIと組み合わされると、バリストカルジオグラム(BCG)干渉をもたらす、EEGなどの電気生理的測定システムに特定の用途がある場合がある。
【００５７】
本発明の好ましい実現形態では、外部場によって回路ループ内に誘導される少なくともいくつかの干渉信号を減算するために、「参照ループ(reference loop)」が使用される。以下で述べる好ましい実施形態では、この回路ループは、参照電極(複数可)と電子増幅回路要素との間の接続によって形成される。こうした配置構成では、機能的磁気共鳴イメージング(fMRI)で発生する磁場によって誘導されるノイズ電圧を低減するための、EEG記録などのマルチチャネルEPM記録で使用するための、参照ループの単純なバージョンが述べられる。さらに、EPMおよびfMRIに対する干渉が最小の状態で、MRIまたはfMRI環境において同時EPMを収集するための完全な回路手段の実施形態が述べられる。EEG信号などのEPM信号は、fMRIまたは同様なものがない状態で使用される場合、例えば、近くの電動機によって発生される、大きな干渉成分を依然として持つ可能性がある。本発明はまた、こうした用途で有用であり、ノイズ源および/またはデータ収集回路要素のスクリーニングについての必要を減らす、または、除去する。
【００５８】
fMRIと同時のEPMデータ収集を達成するために、EPMデータ収集回路要素は、外部(体に対して)電場および磁場によって引き起こされる干渉を除去しなければならない。主要な干渉源は、AC電源ライン(一般に、50または60Hz)からの低周波電場および磁場、約500Hz以下の範囲のスイッチングレートを有するfMRIからのスイッチング磁場、ならびに60MHz以上の、fMRIからの無線(rf)電磁場である。別の干渉源は、磁場内での循環血液の脈動によるバリストカルジオグラムノイズである。さらに、MRIスキャナの大きな静磁場によって、電極またはリード線ワイヤの移動が起こるときはいつでも、干渉電圧がEPM信号ラインに誘導される。これらのうちの少なくとも2つは、本発明の第1および第2の態様に従って別個の干渉成分として低減される。
【００５９】
単一測定信号ラインは、それぞれの別個の測定信号電極に接続されることができる。参照ラインは、単一参照ノードか、複数の参照ノードのうちのそれぞれの別個の参照ノードか、または、複数の参照ノードを含む任意の他の配置構成に接続されてもよい。
【００６０】
したがって、各信号ライン(または、信号ラインの群)は、長さのかなりの部分にわたって非常に接近するように、参照ラインのうちの対応する参照ラインに関連付けられるため、それぞれの各信号ラインおよび関連する参照ラインは、それぞれの信号ライン(または、信号ライン群)/参照ライン対を構成する。減算手段は、その後、その対内で、各参照ライン上の干渉信号を、関連する信号ライン(または、それぞれの群の各信号ライン)上の干渉信号から減算するように構成され、それにより、その信号ライン上の所望の信号を高める。
【００６１】
1本または複数本の接地ラインを設けることも望ましい。任意の信号ライン/参照ライン対は、好ましくは、共に物理的に非常に接近して、共有接地ラインを共有してもよく、または、各信号ラインおよび参照ラインは、好ましくは、共に物理的に非常に接近して、それ自身の接地ラインを備えてもよい。こうした配置構成の組合せも可能である(いくつかの信号/参照ライン対についての1本または複数本の共有接地ラインおよび1つまたは複数の任意の他の対についての1本または複数本の個々の接地ライン)。すべての接地ラインは、共通接地電極か、個々のそれぞれの接地電極か、または、複数の接地電極を含む任意の他の配置構成に接続されてもよい。好ましくは、1つまたはそれぞれの接地電極は、以下でさらに述べるように、被検者(例えば、EEGの場合、頭部の皮膚または頭皮)に直接(低抵抗)接触する。特に好ましいクラスの実施形態では、複数の測定信号ラインは、それぞれ、それぞれの測定信号電極に接続された。各測定信号ライン(または、測定信号ラインの群)は、それぞれの参照信号電極(ノード)に接続されたそれ自身の関連参照信号ラインを有する。別個の接地電極は、接地ラインに接続され、別個の補償信号電極は、補償信号ラインに接続される。補償信号ラインおよび接地ラインは、それぞれ、付加的なそれぞれの専用参照ノードに接続されたそれぞれの関連する参照ラインを有する。
【００６２】
個々のまたは複数のライン(測定信号、補償信号、参照信号または接地)が、それ自身の、または、それら自身の専用電極(それぞれ、信号、参照、または接地)に接続される場合、その電極は、1本または複数本の参照ラインが並列に接続された、2つ以上の電極エンティティとして具現化されてもよく、「電極」および「ノード」(以下を参照されたい)という用語は、明確にそれと反対に述べられる場合または文脈が禁止する場合を除いて、これらの可能性を包含するものと解釈される。
【００６３】
1つまたはそれぞれの測定信号ライン、補償信号ライン、および/または、接地ラインは、場合に応じて、それぞれの参照ライン、それぞれの接地ライン、または好ましくは、より合わされた両方に、その長さのかなりの部分にわたって物理的に非常に接近してもよい。
【００６４】
好ましくは、信号および任意の接地電極は、被検者(EPMが、例えば、主として頭皮に対するEEGであるとき、通常、頭部または頭部/首部領域)に直接電気接続される。これは、好ましくは、2.5Kオーム未満、より好ましくは、1Kオーム未満の個々の電極接触抵抗を意味する。
【００６５】
疑いをなくすために、本発明の第1の態様による電極キャップと共に使用するのに適した電子回路要素のどの説明でも、干渉信号または成分を減算することへの言及は、対応する参照ラインから干渉信号を導出し、その信号を使用して、信号ライン上の干渉信号を減らすことによって、信号ライン上の干渉を減衰させることを意味する。算術的減算ならびに他の演算が、この用語の中に含まれる。その定義は、干渉信号の実質的にすべての除去を含むが、信号ラインからの干渉信号の少なくともある程度の減少もカバーする。
【００６６】
使用されてもよい電子回路要素では、減算手段は、好ましくは、反転入力および非反転入力が、それぞれ、信号ライン(複数可)および参照ライン(複数可)に接続された、差動増幅器を備える。
【００６７】
各信号ライン/参照ライン対は、例えば、適切には、接地接続部に接続されてもよい、金属外装によって遮蔽されてもよい。
【００６８】
減算手段はまた、それぞれの信号ライン/参照ライン対に関連する1つまたは複数のコモンモードチョークを備え、そのような各コモンモードチョークの巻線は、信号ラインおよび参照ラインのそれぞれの1本に接続される。減算手段はまた、好ましくは、ローパスフィルタ手段、特に、7次ローパスフィルタを備え、その例示的な実施形態は、0.05°等リップル型フィルタを備える。
【００６９】
MRIまたはfMRIを組み合わせて使用されると、本発明の任意の態様の装置は、MRI室自体内で展開されてもよいが、記録は、その部屋の外で行われてもよい。本発明の任意の態様の装置は、実質的に全体が電気配線されている、すなわち、光学リンクまたは無線リンクを必要としなくてもよいが、後者も可能である。
【００７０】
本発明の1つまたは複数の好ましい実施形態は、実質的に同時の、データ収集と読み出しを可能にし、したがって、例えば、普通なら後処理によって生じる場合がある、データ収集とデータ利用可能性との間の最小の遅延を提供する。
【００７１】
本発明による電極キャップは、単独で、または、MRI、fMRI、またはTMSと組み合わせて、任意の電気生理的測定(EPM)のために使用されてもよい。電極キャップを使用して、脳磁図(MEG)から取得される信号上の干渉を低減することができる。MEGは、EEGと同様の技法であり、頭部の表面上で電極を使用する代わりに、神経活動によって発生する頭蓋骨の外側の磁場の変化を測定するためのセンサアレイを使用する。
【００７２】
本発明は、医療用または擬似医療用EPM測定用途、あるいは、学究的、商業的、またはフォレンジック用途で有用である。
【００７３】
疑いをなくすために、本明細書に述べる任意のクラスまたは例の、任意の好ましいまたは任意選択の特徴は、互いに排他的な代替物として提示されなければ、任意の1つまたは複数の他のクラスまたは例の、任意の好ましいまたは任意選択の特徴と組み合わされてもよい。添付特許請求の範囲では、任意の従属請求項の特徴は、同じ独立請求項に依存しているかどうかによらず、また、依存する独立請求項(複数可)のカテゴリによらず、(互いに排他的な代替物として提示されなければ)任意の1つまたは複数の他の従属請求項の特徴と組み合わせて使用されてもよい。本発明の第1の態様による任意の電極キャップはまた、任意選択で、本発明の第2の態様に従ってもよい。
【００７４】
本発明は、ここで、好ましい実施形態の以下の説明によって、また、添付図面を参照して、より詳細に説明されるであろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００７５】
図1A〜1Dは、被検者3の頭部上の電極キャップ1の第1の実施形態の種々の図を示す。キャップは、Lycra(商標)の防水外部膜5を備える伸縮性ワンピースアイテムまたは取り外し可能でかつ洗浄可能な内部層(これらの図では示されず)を有する別の伸縮性繊維の形態である。
【００７６】
キャップは、一体型顎ストラップ7によって被検者3の頭部上に保持され、実際には、頭蓋の全体を覆うが、被検者3の耳11などを露出したままにするための穴9などを備える。
【００７７】
キャップは、以下でより詳細に説明するように、複数の電極13、15などを備える。各電極13、15などは、電気リード線接続部17、19などを備える。電気リード線17、19などは、以下でより詳細に説明するように、電子回路要素に接続されるために、リード線束21内に一緒にされる。
【００７８】
個々の電極13、15などの構造は、1つの特定の電極13の詳細を断面で示す、図2を見てわかる。
【００７９】
この電極は上部(装着中に最も外側)防水Lycra(商標)層5および最も下側のLycra(商標層を備える層状構造内に形成される穴を通って導かれる。これらの上部層と下部層との間には、導電性ゲル層が挟まれ、導電性ゲル層は、電極、などの貫入によって妨げられるところを除いてキャップ全体にわたって延在する。導電性ゲル層の上と下には、上部および下部商標層、の下と上に、それぞれある、電気絶縁性プラスチック材料で作られた、薄く柔軟性のある上部および下部フィルム層、などがある。  
【００８０】
電極自体は、上部最も外側端および最も下側端で開いた、中央ボアが貫通するプラスチックグロメットからなる。中央ボアの下側部分は、ウェル内に広がる。使用時、ボアの下側端が、被検者の頭部に直接接触すると、ボアは、導電性ゲルで充填される。これは、導電性ゲル層と同じ種類の導電性ゲルであってもよく、または、なくてもよいが、いずれにしても、被検者との良好な電気接触を確保するように選択される。このゲルは図に示されていない。  
【００８１】
被検者に接触するためのゲルとの電気接触は、プラスチックグロメット部材35内の凹所49に保持され、中央ボア37を囲む内部環状炭素部材47によって行われる。環状部材47はまた、炭素装填ポリマで作られることができる。この環状部材47に対する外部電気接続は、環状部材47に電気接触する外部接続ワイヤ51によって行われる。
【００８２】
参照接続ノードは、内部環状炭素部材47に電気接触しないように、内部環状炭素部材47に同心で、半径方向に分離し、内部環状炭素部材47を囲む外部環状炭素部材55との第2の外部接続ワイヤ53の電気接続によって構成される。やはり、外部環状部材55は、炭素装填ポリマを含むことができる。この外部導電性炭素環状部材55は、導電性ゲル層29に電気接触し、接着剤57によって絶縁性プラスチック層31と33との間の所定場所に保持される。
【００８３】
中央ボア37内に挿入された導電性ゲルの漏出の最小化を確保するために、下部Lycra(商標)層27の下に突出するプラスチック部材35の下部端59は、Neoprene(商標)環状封止部材(図示せず)を備えてもよい。
【００８４】
図1A〜1Dに示すキャップを製造する方法は、ここで、手短に述べられるであろう。最初に、電極用の穴を作るために、「ヘッドフォーム(head form)」(製造用支持体)が、関連する層を貫通して延在する突出部によって作られる。これは、図面には示されない。
【００８５】
環状封止部材59は、突出部の上に設置される。予め縫いつけた(pre-sewn)Lycra(商標)内部層27は、その後、環状部材59の上に設置される。次に、保護絶縁層31と33との間に挟まれた、ゲル層29は、他のLycra(商標)層27の上に設置される。上部Lycra(商標)層5は、その後、その構造の上に設置され、電気接続用炭素ディスク47、55を有するプラスチックインサート35が、所定場所に嵌められる。キャップの外周(種々の層の周縁)は、その後封止される。
【００８６】
図3A〜3Dは、本発明による第2の実施形態の電極キャップ61の種々の部分図および全体部を示す。被検者3の頭部上に示す完全なキャップは、図3Aに見られることができる。
【００８７】
この実施形態のキャップは、それぞれの電気リード線69、71を有する、複数の電極65、67などが、その上に支持される内部軟質キャップ部材63を備える。これらの電極およびリード線は、図2に示すものと同じ構造である。キャップ部材63はまた、図2に示すように、導電性ゲル層を含む。各電極からのリード線は、リード線束73を形成するために一緒にされる。これは、図3Bを見てわかる。内部または下部電極支持キャップ部材63の上には、膨張可能空気ブラダ75が嵌合する。ブラダ75の下部周縁77は、連続であるが、複数の膨張可能指状部79、81などが、下部周縁77から上方に延在する。これらの指状部は、ギャップ83、85などによって分離される。ブラダ75は、図3に示されないポンプ手段によって膨張または収縮する。ギャップ83、85は、ブラダ75が電極支持キャップ部材63の上に設置されると、電極65、67などがこれらのギャップ内にあるように位置決めされる。外部剛性ヘルメットシェル91は、電極支持キャップ部材63の上で所定場所にあるとき、ブラダ75の上に適合する。この実施形態の変形では、外部シェルは、軟質材料で形成されてもよい。
【００８８】
ヘルメットシェル91は、複数の細長いスロット93、95などを備える。実際には、これらの細長いスロットは、指状部79と81との間のギャップ83、85などに対応し、かつ、重なるように位置決めされる。電極65、67は、それにより露出する。電極リード線69、71などは、電極キャップ部材63とヘルメットシェル91との間の空間内を、ブラダ指状部ギャップ83、85などに沿って、また、その内部を延びて、ヘルメットシェル91内の上部穴97を通して出る電気束73に集まる。全体組み立て品は、ヘルメットシェル91に取り付けられた顎ストラップ99によって被検者3の所定場所に保持される。ストラップ99は、Velco(商標)留め具101を備える。
【００８９】
キャップは、図4A〜4Cに順次示すように、被検者3の所定場所に適合する。
【００９０】
図4Aに示すように、被検者3は、キャップを受け取る準備をする。最初に、電極支持キャップ部材63が、被検者の頭部の上に設置される(図4B)。その後、図4Cに示すように、ブラダ75(図示せず)、その後、ヘルメットシェル91が、全体組み立て品の上に設置される。ブラダ75は、ヘルメットシェル91の背面の穴105を通して出る空気チューブ103に接続されることが図4Cを見てわかる。この空気チューブは、弁手段を有する空気バルブ(図示せず)に接続され、空気が、ブラダ内に入り、ブラダを膨張させ、収縮を実施するために放出されるまで、ブラダ内に保持されることが可能になる。
【００９１】
使用時に、膨張すると、ブラダは、正圧が電極支持キャップ部材63に加えられて、電極支持キャップ部材63が被検者の頭部に押し付けられることを確実にし、電極と頭皮との間での移動のリスクを最小にする。
【００９２】
図5A〜5Dは、種々の角度から見た、図3A〜3Dおよび4A〜4Cの全体の組み立て品を通した断面を示す。便宜上、被検者3の頭部は、輪郭線でだけ示される。図5Aおよび図5Bは、収縮した指状部79、81などを、平面図(図5A)および側面図(図5B)で示す。
【００９３】
同様に、図5Cおよび5Dは、指状部79、81などが膨張した状態の、それぞれ、平面図および側面図を示す。
【００９４】
それぞれ、図1および2、ならびに、図3〜5の実施形態では、参照層の固有抵抗は、60オーム・cmであった。参照ノードの平均インピーダンスは、10Hzで測定されると、900オームであった。
【００９５】
図6は、先の実施形態のいずれかの電極キャップに接続されてもよい、信号処理回路のフロントエンド回路要素を示す。
【００９６】
図6を参照すると、n個の測定チャネルが存在し、ここで、nは、2〜1024の範囲であることができるが、通常、32または64である。便宜上、1番目とn番目のチャネルだけが、実際に、図面に示される。各測定チャネルは、電極キャップのそれぞれの測定信号電極および参照ノードに接続された信号ラインおよび参照ラインを備える。接地ライン(図示せず)は、うなじ(the nape of the neck)のキャップ上に位置決めされた測定信号電極のように構築された電極に接続される。その接地ラインは、グラウンドに接続される。対応する参照ノードを同様に有する別のこうした電極は、(耳朶に近い)耳朶位置のキャップ上に位置決めされ、補償信号電極を構成する。
【００９７】
それぞれの関連する測定信号ラインおよび参照ラインは、より合わされる。接地ラインは、測定信号ライン/参照ライン対の束と束ねられる。
【００９８】
そのため、図示するように、測定チャネル1について示すような同一の構造のn個の測定チャネル(1〜n)が存在する。n個のチャンルが同一の構造であるため、チャネル1だけが、以下で詳細に述べられる。チャネル1は、「Signal 1」と指定される信号ライン対および参照ライン対「Reference 1」を含む。図示するように、「Signal 1」の信号ラインは、抵抗器R31Aによって表されるインピーダンスを有する、好ましくは、約10Kオーム以下の電極インピーダンスを有する信号または測定電極を介してEEGのために頭皮に接続される。他の信号電極は、R30Bなどと示される。すべての体電極は、好ましくは、炭素装填プラスチックなどの抵抗性材料または炭素ワイヤの未処理端で構成される。体への接触は、導電性ゲルによって行われる。
【００９９】
信号チャネル1において、遮蔽されたフィルタ格納部の外で、多数の抵抗器R30A、R32、R37A、R37B、R38A、R38B、およびR39が、直列に接続される。抵抗器R32の第1端子は、抵抗器R30Aの第1端子に接続され、抵抗器R30Aの第2端子は、抵抗器R37Aの第1端子に接続され、さらなる抵抗器R37Aの第2端子は、抵抗器R38Aの第1端子に接続される。抵抗器R32の第2端子は、抵抗器R39の第1端子に接続され、抵抗器R39の第2端子は、抵抗器R37Bの第1端子に接続され、抵抗器R37Bの第2端子は、抵抗器R38Bの第1端子に接続される。参照チャネル1において、遮蔽されたフィルタ格納部の外で、多数の抵抗器R37C、R37D、R38C、R38D、R40A、R41A、およびR42が、直列に接続される。抵抗器R40Aの第1端子は、抵抗器R41Aの第1端子に接続され、抵抗器R41Aの第2端子は、抵抗器R37Cの第1端子に接続される。さらなる抵抗器R37Cの第2端子は、抵抗器R38Cの第1端子に接続され、抵抗器R40Aの第2端子は、抵抗器R42の第1端子に接続される。抵抗器R42の第2端子は、抵抗器R37Dの第1端子に接続され、抵抗器R37Dの第2端子は、抵抗器R38Dの第1端子に接続される。
【０１００】
同様な接続が、他のチャネル/参照対について存在する。
【０１０１】
チャネル1について(また、同様に、すべての信号チャネルについて)、R37AおよびR37Bで表されるワイヤは、しっかりとより合わされて、ワイヤによって形成されるループ面積を最小にし、したがって、信号における誘導磁場干渉を最小にする。
【０１０２】
そのため、測定チャネル1では、R41Aは、頭部の表面に及ぶが、体には電気接触しない導電性参照メッシュに対する炭素ワイヤの接続である。R41Aは、R30Aの非常に近くに位置する。R40Aは、参照メッシュのインピーダンスを表す。R42は、R37Dで表される参照ループについてのメッシュからリターンワイヤまでの接続である。R42は、R32の非常に近くに位置する(locate)。参照ループ(R37CおよびR37D)についてのワイヤは、しっかりとより合わされて、ループ面積を最小にし、その対は、R37A-R37B対とより合わされて、ループが追従する経路が整合する。
【０１０３】
好ましくは、R30AおよびR41Aのインピーダンス、ならびに、R32とR40AおよびR39とR42のインピーダンスが整合する。しかし、インピーダンスの和R30A+R32+R39とR41A+R40A+R42だけが、適度に整合する場合は、許容可能である。
【０１０４】
遮蔽されたフィルタ格納部内で、信号ラインにおいて、抵抗器R38Aの第2端子は、コンデンサC38Aの第1端子および同様に抵抗器R44Aの第1端子に接続される。抵抗器R38Bの第2端子は、コンデンサC38Bの第1端子および同様に抵抗器R44Bの第1端子に接続される。コンデンサC38AおよびC38Bの第2端子は、遮蔽されたフィルタ格納部に接続される。
【０１０５】
抵抗器R44Aの第2端子は、コンデンサC39Aの第1端子および同様に演算増幅器U30Aの非反転入力に接続される。
【０１０６】
遮蔽されたフィルタ格納部内で、参照ラインにおいて、抵抗器R38Cの第2端子は、コンデンサC38Cの第1端子と、抵抗器R44Cの第1端子に接続される。抵抗器R38Dの第2端子は、コンデンサC38Dの第1端子と、抵抗器R44Dの第1端子に接続される。コンデンサC38CおよびC38Dの第2端子は、遮蔽されたフィルタ格納部に接続される。
【０１０７】
遮蔽された増幅器格納部内で、信号ラインにおいて、抵抗器R44Aの第2端子は、コンデンサC39Aの第1端子に接続される。抵抗器R44Bの第2端子は、コンデンサC39Bの第1端子および同様に抵抗器R46Aの第1端子に接続される。抵抗器R46Aの第1端子はまた、回路グラウンドに接続される。抵抗器R46Aの第2端子は、演算増幅器U30Aの反転入力およびコンデンサC40Aの第1端子ならびに抵抗器R47Aの第1端子に接続される。コンデンサC40Aの第2端子および抵抗器R47Aの第2端子は、演算増幅器U40Aの出力に接続されて、信号出力S1を提供する。
【０１０８】
抵抗器R44Cの第2端子は、コンデンサC39Cの第1端子および演算増幅器U40Aの非反転入力に接続される。抵抗器R44Dの第2端子は、コンデンサC39Dの第1端子および抵抗器R46Bの第1端子ならびに回路グラウンドに接続される。抵抗器R46Bの第2端子は、演算増幅器U40Aの反転入力およびコンデンサC40Bの第1端子ならびにデジタル制御式ポテンショメータU50の1つの抵抗性入力に接続される。制御信号すなわちクロック、チップセレクト、およびSD1は、デジタル制御式ポテンショメータU50の3つのデジタル入力に接続される。コンデンサC40Bの第2端子は、演算増幅器U40Aの出力およびデジタル制御式ポテンショメータU50の抵抗チェーンの第2端子に接続される。上述したように、コンデンサC38A〜C38DおよびC39A〜C39Dの第2端子は、遮蔽された増幅器格納部に接続される。
【０１０９】
増幅器U40Aの出力は、参照出力信号である。
【０１１０】
参照回路上に現れる信号は、信号回路から減算する。インピーダンスおよびワイヤ経路が、信号と参照ループとの間で十分に整合する場合、信号回路に現れる磁気誘導干渉は、参照信号の減算によって除去されることになる。
【０１１１】
R32で指定される各抵抗器は、信号と接地電極との間の、体組織のインピーダンス(通常、100オーム)を表す。R39で指定される各抵抗器は、通常、頭部の頂部または首の基部に位置する、接地電極(好ましくは、10Kオーム以下)を表す。同様に、各抵抗器R42は、関連する参照電極R41A、R41Bなどについての対応する接地電極を表す。抵抗器R37(A〜H)は、患者安全抵抗器の抵抗と組み合わせた、電極または参照ループを電子増幅器に接続する炭素ワイヤの抵抗を表す。R37についての典型的な値は6Kオームである。安全抵抗器は、通常、5.1Kオーム(5K〜15Kオームの範囲)であり、好ましくは、非磁性(Ohmite Macrochip(商標)SMD抵抗器)であり、患者の近く(0.3m以内)の電極ワイヤに搭載される。好ましくは、安全抵抗器は、それぞれの電極の内部に、または、すぐ近くに搭載される。
【０１１２】
参照メッシュおよび体電極に関連するコンポーネントはすべて、インピーダンスと考えられてもよい(すなわち、多かれ少なかれ、抵抗成分、誘導成分、および容量成分を有する)。そのため、明確にそれと反対に述べられる場合または文脈が許可しない場合を除いて、本明細書で使用されるように、抵抗に対するすべての言及は、インピーダンスに対する言及を含むものとみなされてもよく、また、「抵抗性(resistive)」は、同様に解釈されるべきである。
【０１１３】
体電極(R30AなどおよびR42)は、すべての周波数における抵抗性要素および約10Hzまでの有意の容量性要素からなる。R32、頭皮の下の体組織は、100Hz未満で抵抗性があるだけであると考えられてもよい。参照メッシュ内のR41Aなどは、R30Aなどに対応し、参照メッシュ内のR40Aなどは、R32に対応し、目標は、主に、対象となる生理的信号についての周波数範囲1〜1000Hzにおいて、これらの対応する要素を電気的に整合させることである。その範囲を超えると、電子フィルタは、磁気ノイズおよびrfノイズをなくすために働く(take over)。rfにおいて有意となる、参照メッシュ内の容量性要素および誘導性要素が存在し、rfにおいて、ループのインピーダンスを整合させることが望ましい。しかし、整合のために、最大許容可能範囲は、(ループがケーブルに接続される地点で、すなわち、抵抗R37の前で測定された)50〜50Kオームの参照メッシュループで測定されるDC抵抗であると考えられてもよい。好ましい範囲は、10Hzの周波数において参照ループで測定される1K〜10Kオームのインピーダンスであることになる。(10Hzの)体電極インピーダンスは、好ましくは、10Kオーム未満であり、20Kオームの最大値が、信号電極と接地電極との間で測定される。
【０１１４】
一般に、構造に応じて、参照メッシュへの接続地点間に、あるレベルの電気的相互接続が存在する場合がある。連続導電性繊維または発泡体が使用される場合、材料全体を通して有意の接続が存在し、R40Aなどは、すべて、主に抵抗性でかつ容量性である要素によって接続される。スペクトルの他端において、格子形回路網が使用される場合、導電性ストリングは、R41AなどがR40Aなどに接する種々の接合部に接続する。そのため、「参照電極」は、構造の極端な形態および考えられるすべての中間形態を包含すると解釈される。接続部は、やはり主に抵抗性でかつ容量性であり、接続されたすべての接合部から、接続された近傍接合部のごく近くの一方の末端または他の末端の1つおきの接合部であることができる。
【０１１５】
n番目のチャネルは、EEG用の耳の後ろまたは耳朶上などの(対象となる生理的信号のエリアに近いが、信号活動がない)中性ロケーションに接続され、整合する参照ループと対にされた信号ループの(信号チャネルと)同じ構成を有する。そのため、n番目のチャネルは、補償信号を伝達し、一方、測定信号は、チャネル1〜(n-1)によって供給される。R32は、すべての信号回路について体に対する共通接地電極の役をし、同様に、R42は、すべての参照回路について参照メッシュに対する共通接地接続部である。n番目のチャネルでは、U30AおよびU40Bに相当する増幅器は、それぞれ、U30BおよびU40Bとして指定され、U50に相当するデジタル制御式ポテンショメータは、U60として指定される。
【０１１６】
対でより合わせたすべての炭素ワイヤからなる患者ケーブルは、長さが約2〜5メートルであり、rfフィルタ、アナログ増幅器、フィルタ、A/D変換器、およびデジタル制御回路要素を収容する遮蔽された格納部で終端する。rf干渉についてのフィルタリングは、(図6において、「遮蔽されたフィルタ格納部(Shielded Filter Enclosure)」と符帳される)5面で遮蔽された格納部によって分離された2層のフィルタによって達成される。第1のrfフィルタは、抵抗器R38(100〜1Kオーム)、炭素のまたは厚いフィルム組成物で始まる。コンデンサC38は、遮蔽されたフィルタ格納部の壁に挿入された1000pF〜10,000pFのフィードスルーコンデンサを表す。あるいは、コンデンサC38は、πフィルタ構成を有するAmphenol(商標)部品番号21-474021-025などのフィルタコネクタによって置換えられてもよい。
【０１１７】
抵抗器R44は、(R38と同じ値で同じ型の)第2rfフィルタで始まり、(C38と同じ値で同じ型の)フィードスルーコンデンサC39が、遮蔽された増幅器格納部の壁に挿入される。さらに、rfフィルタリングは、各チャネルの4本のリード線用の4チャネルコモンモードチョークの使用、および/または、各前置増幅器の非反転入力(図6のU30のピン3およびU40のピン5)につながるリード線において、100〜1Kオーム抵抗器とそれに続く1〜5nFコンデンサをグラウンドに対して付加すること、および/または、前置増幅器の反転入力と非反転入力との間に100〜500pFコンデンサの挿入によって達成されてもよい。
【０１１８】
図6の底部の近くの遮蔽された増幅器格納部内の三角形シンボルで示す回路電源グラウンド(コモン)は、好ましくは、図に示す1つのロケーションの金属遮蔽格納部に接続されるが、遮蔽は、回路グラウンドから分離されたままであってよい。回路電源接続部は図に示されないが、アナログ集積回路増幅器およびフィルタICなどは、通常、±2.5ボルト〜±10ボルトの2極電源に接続され、デジタルモジュールは、+5ボルトに接続されることが理解される。電力は、好ましくは、遮蔽された増幅器格納部内に位置する電池から供給されるが、もし電力入力が、信号ラインについて示したフィルタと同様のフィルタを使用して、遮蔽格納部においてrfについてフィルタリングされる場合、外部電力源(絶縁型医療等級電源または電池)から供給されてもよい。
【０１１９】
前置増幅器(図6のU30およびU40)は、通常、Analog Devices AD8620またはOP2177などの低ノイズ高入力インピーダンスデュアル演算増幅器である。信号側(図6のU30AおよびU30B)で、2(通常、1〜4の範囲)の利得が、抵抗器R46およびR47(通常、33Kオーム)によって確立される。参照側で、R47の代わりにデジタル制御式ポテンショメータ(図6のU50およびU60)を使用することによって、可変利得が実施される。これは、干渉低減を最大にするために、プログラム制御下での参照信号利得の動的調整を可能にする。あるいは、参照側のR47は、信号側のR47に整合した抵抗器であってよい。
【０１２０】
チャネル内の信号レベルの精密整合には、高分解能が必要であり、128位置を有するAnalog Devices(商標)AD7376または1024ステップを有するAnalog Devices AD5231が、U50およびU60について使用されてもよいデジタルポテンショメータの例である。1つの例では、100KオームのAD7376が、R46およびR47が33Kオームに等しい状態で使用される。この事例では、信号利得は2であり、参照利得は、1から約4まで変わる。別の例では、50KオームのAD5231が、R46およびR47が17Kオームに等しい状態で使用される。この場合、信号利得は再び2であり、参照利得は、1から約4まで変わるが、調整分解能は、128ではなく1024ステップによって大幅に改善される。両方の場合、ポテンショメータの制御は、図6のCS、CLK、およびSDIと表示する3本のデジタル制御ラインによって実施される。この制御方法は、図6に示すように、デジタルポテンショメータを「ディジチェーン接続する(daisy chaining)」ことを可能にするため望ましく、ディジチェーン接続は、多数のチャネルが使用されるときに、参照レベルを調整するのに有利である。コンデンサC40は、調整時に、デジタルポテンショメータからのノイズを低減する。コンデンサC40は、信号増幅器上で使用されて、信号増幅器の帯域幅と参照増幅器の帯域幅が厳密に整合した状態に維持される。
【０１２１】
CS、CLK、およびSDI入力は、可変ポテンショメータU50およびU60用のデジタルコントロールである。
【０１２２】
図7は、回路要素の出力を処理するための、図6に示す回路要素の出力に接続された、遮蔽された増幅器格納部に格納された回路要素の詳細を示す。
【０１２３】
図6の増幅器U30Aの出力から取得された頭皮信号S1は、抵抗器R50Aの第1端子に印加される。抵抗器R50Aの第2端子は、抵抗器R51Aの第1端子および同様にコンデンサC50Aの第1端子に接続される。抵抗器R51Aの第2端子は、コンデンサC51Aの第1端子および増幅器U70Aの非反転入力に接続される。コンデンサC51Aの第2端子は、回路グラウンドに接続され、コンデンサC50Aの第2端子は、演算増幅器U70Aの反転入力および同様に演算増幅器U70Aの出力に接続される。
【０１２４】
同様に、参照信号R1(図6の演算増幅器U40Aの出力から取得される)は、抵抗器R50Bの第1端子に印加される。抵抗器R50Bの第2端子は、抵抗器R51Bの第1端子およびコンデンサC50Bの第1端子に接続される。抵抗器R51Bの第2端子は、コンデンサC51Bの第1端子および演算増幅器U70Bの非反転入力に接続される。コンデンサC51Bの第2端子は、回路グラウンドに接続され、コンデンサC50Bの第2端子は、演算増幅器U70Bの反転入力および演算増幅器U70Bの出力に接続される。
【０１２５】
演算増幅器U70Aの出力は、抵抗器R52Aの第1端子に接続される。抵抗器R52Aの第2端子は、演算増幅器U71の非反転入力に接続される。同様に、演算増幅器U70Bの出力は、抵抗器R52Bの第1端子に接続され、抵抗器R52Bの第2端子は、演算増幅器U71の反転入力に接続される。コンデンサC52Aは、演算増幅器U71の反転入力と非反転入力との間に接続される。
【０１２６】
演算増幅器U71の出力は、抵抗器R53の第1端子に接続される。抵抗器R53の第2端子は、抵抗器R54の第1端子および演算増幅器U71の利得設定端子に接続される。抵抗器R54の第2端子は、回路グラウンドに接続される。
【０１２７】
演算増幅器U71の出力はまた、抵抗器R55Aの第1端子に接続される。抵抗器R55Aの第2端子は、コンデンサC53Aの第1端子および演算増幅器U72の非反転入力に接続される。コンデンサC53Aの第2端子は、演算増幅器U72の周波数制御入力に接続される。
【０１２８】
同様に、図6の回路の増幅器U30Bの出力から取得される測定信号Snは、抵抗器R50Cの第1端子に印加される。抵抗器R50Cの第2端子は、抵抗器R51Cの第1端子およびコンデンサC50Cの第1端子に接続される。抵抗器R51Cの第2端子は、コンデンサC51Cの第1端子および演算増幅器U73Aの非反転入力に接続される。コンデンサC50Cの第2端子は、演算増幅器U73Aの反転入力および演算増幅器U73Aの出力に接続される。
【０１２９】
図6の回路の演算増幅器U40Bの出力から取得される対応する参照信号は、抵抗器R50Dの第1端子に接続され、抵抗器R50Dの第2端子は、抵抗器R51Dの第1端子およびコンデンサC50Dの第1端子に接続される。抵抗器R51Dの第2端子は、コンデンサC51Dの第1端子および演算増幅器U73Bの非反転入力に接続される。コンデンサC51Dの第2端子は、回路グラウンドに接続される。
【０１３０】
コンデンサC50Dの第2端子は、演算増幅器U73Bの反転入力および演算増幅器U73Bの出力に接続される。
【０１３１】
演算増幅器U73Aの出力は、抵抗器R52Cの第1端子に接続され、抵抗器R52Cの第2端子は、さらなる演算増幅器U74の非反転入力に接続される。参照ラインでは、演算増幅器U73Bの出力は、抵抗器R52Dの第1端子に接続され、抵抗器R52Dの第2端子は、演算増幅器U74の反転入力に接続される。コンデンサC52Bは、演算増幅器U74の入力間に接続される。
【０１３２】
演算増幅器U74の出力は、可変抵抗器R56の第1端子に接続され、可変抵抗器R56の第2端子は、抵抗器R57の第1端子および同様に増幅器U74の利得設定入力に接続される。抵抗器R57の第2端子は、回路グラウンドに接続される。演算増幅器U74の出力はまた、50または60Hzに設定されてもよいフィルタ集積回路U75の入力に接続される。
【０１３３】
フィルタU75の中心周波数は、フィルタユニットU75の適切なピンに接続された、いくつかの抵抗器R58、R59、R60、およびR61によって決定される。フィルタユニットU75からの出力は、コンデンサC60の第1端子および抵抗器R62Aの第1端子に接続される。コンデンサC60の第2端子は、抵抗器R63の第1端子および演算増幅器U76Aの非反転入力に接続される。抵抗器R62Aの第2端子は、演算増幅器U76Aの反転入力および同様に抵抗器R62Bの第1端子に接続される。抵抗器R62Bの第2端子は、演算増幅器U76Aの出力、コンデンサC61の第1端子、および抵抗器R62Cの第1端子に接続される。コンデンサC61の第2端子は、可変抵抗器R64の第1端子および演算増幅器U76Bの非反転入力に接続される。抵抗器R62Cの第2端子は、演算増幅器U76Bの反転入力および抵抗器R62Dの第1端子に接続される。抵抗器R62Dの第2端子は、演算増幅器U76Bの出力に接続される。演算増幅器U76Bの出力はまた、抵抗器R55Bの第1端子に接続され、抵抗器R55Bの第2端子は、演算増幅器U72の反転入力およびコンデンサC53Bの第1端子に接続される。コンデンサC53Bの第2端子は、演算増幅器U72の周波数補正入力に接続される。
【０１３４】
図7では、信号および参照信号は、図6のU30およびU40と同じ型のデュアル演算増幅器であるU70およびU73の周りに構築された2次ベッセルフィルタによってフィルタリングされる。ベッセルフィルタは、通常145Hzのカットオフ(-3dB)を有するローパスである。145Hzカットオフについて、抵抗器R50およびR51は6650オームであり、コンデンサC51は0.12μFであり、コンデンサC50は0.22μFである。フィルタは、差動増幅器において高いノイズ除去を維持するために、各信号-参照対において、厳密に整合しなければならない。これは、フィルタコンポーネントを、好ましくは、0.1%許容誤差以内まで、または、最大で1%許容誤差まで厳密に整合させることによって達成される。
【０１３５】
ベッセルフィルタに続いて、抵抗器R52およびコンデンサC52(133Hzのカットオフ周波数について、それぞれ、600オームおよび1.0μF)からなる差動モード-コモンモードフィルタが、Analog Devices(商標)AD8129または同様なものなどの広帯域差動増幅器(図7のU71およびU74)の入力に設置される。参照ループ信号は、この段(stage)で、フィルタと差動増幅器との組合せによって形成される100Hzカットオフの等価な3次ローパスフィルタによって減算される。ローパスフィルタリングは、干渉を最小にするには有利であるが、信号および参照ループは、信号帯域幅、この場合、100Hz内で干渉を最小にするために十分に整合しなければならない。
【０１３６】
差動増幅器についての利得は、通常、12.5に設定される。図7では、抵抗器R54およびR53(それぞれ、221オームおよび2.55Kオーム)が、信号チャネルについての利得を設定する。対象となる生理的信号に近い体の中性ロケーション(EEGの場合、耳朶または耳の後ろなど)に接続されたチャネルnは、電源ライン干渉低減のために使用される。rfおよび磁気誘導干渉が、フィルタリングされ、チャネルnから減算された後、(電源ラインから体に静電容量的に結合する50/60Hz電圧から主になる)残りの信号が、EEG信号から減算される。したがって、チャネルnは、50/60Hzで、EEGチャネルに厳密に整合しなければならず、図7の差動増幅器U74における調整可能な利得コントロールは、チャネルnの利得を他のチャネルに整合させることを可能にする。U74についての利得範囲は、221オームのR57およびR56、100オームポテンショメータに直列接続された2490オーム抵抗器によって設定される。電源ライン除去を最大にするために、100オームポテンショメータに直列接続された2490オーム抵抗器にR53を置換えるなどで、可変利得コントロールが、個々の調整のために各EEGチャネルに付加されてもよい。
【０１３７】
チャネルn上の信号は、他の信号チャネルから減算されるため、50/60Hz電源ライン電圧以外の供給源からチャネルn上に現れる残留干渉は、各信号チャネルに関して干渉に整合しない場合、信号チャネル上に現れることになる。チャネルにわたる残留干渉の厳密な整合が期待されないため、チャネルn上に現れる電源ラインノイズ以外の信号を最小にする手段が必要である。
【０１３８】
図7に示す1つの方法は、50または60Hzに設定されたTexas Instruments(商標)UAF42フィルタIC(U75)によって、チャネルnをバドパスフィルタリングすることである。60Hzの中心周波数、30に等しいQ、および1のバンドパス利得の場合、R58は5.49Kオームに設定され、R59およびR60は834Kオームであり、R61は487オームである。フィルタリング後に、チャネルn上に残る50/60Hz信号の位相を他の信号チャネルに厳密に整合させるための位相調整が必要である。図7では、これは、デュアル演算増幅器U75(Texas Instruments TL072または同様なもの)の周りに構築された2つのオールパスフィルタ回路によって実施される。60Hzにおいて90°の位相偏移の場合、コンデンサC60およびC61は、1μFに設定される。抵抗器R63は265Kオームであり、抵抗器R64は、位相調整のために、10Kオームポテンショメータに直列接続された261Kオームの合成抵抗である。抵抗器R62は100Kオームである。あるいは、R64は、位相偏移をプログラム式手段によって調整するために、増幅器利得を調整するための、上述したデジタル制御式ポテンショメータに置換えられてもよい。
【０１３９】
代替の手法(図示せず)は、50〜60Hzのパスバンドを可能にするために、Qの低いバンドパスフィルタを使用し、電源ラインノイズを追尾するために位相ロックループによって追従することである。位相ロックループの出力は、位相調整され、利得は、信号チャネル上に現れる電源ライン干渉に整合するように調節されてもよい。フィルタリングされ、かつ、位相調整されたチャネルn上の電源ライン干渉信号は、差動増幅器(図7のU72、Analog Devices AD620または同様なもの)を使用して、信号チャネルから減算される。抵抗器R55(1Kオーム)およびコンデンサC51(150pF)は、広帯域差動増幅器U71の出力に現れる高周波ノイズをフィルタリングし、U72の入力に整合させる。
【０１４０】
図8では、信号増幅およびさらなるフィルタリングの主要な段が示される。
【０１４１】
図7の回路の差動増幅器U72の出力から取得される信号S1は、図8に示すように、さらなる抵抗器R70AおよびR71Aの第1端子に印加される。抵抗器R70Aの第2端子は、コンデンサC70Aの第1端子およびさらなる演算増幅器U80の非反転入力に接続される。抵抗器R71Aの第2端子は、コンデンサC71Aの第1端子およびさらなる演算増幅器U80の反転入力に接続される。コンデンサC70AおよびC71Aの第2端子は、回路グラウンドに接続される。演算増幅器U80の出力は、抵抗器R72Aの第1端子に接続され、抵抗器R72Aの第2端子は、抵抗器R73Bの第1端子および抵抗器R74Bの第1端子ならびにフィルタU81の入力に接続される。
【０１４２】
抵抗器R73BおよびR74Bの第2端子は、フィルタU81のフィルタ制御端子に接続される。フィルタU81の出力は、抵抗器R75Aの第1端子に接続され、抵抗器R75Aの第2端子は、抵抗器R76AおよびR77Aの第1端子に接続される。R77Aの第2端子は、フィルタU81のフィルタ制御端子に接続される。抵抗器R76Aの第2端子は、フィルタU81のフィルタ制御端子に接続される。フィルタU81の出力は、抵抗器R75Aの第1端子および抵抗器R78Cの第1端子ならびに抵抗器R78Dの第1端子に接続される。抵抗器R78Cの第2端子は、演算増幅器U82の非反転入力に接続される。抵抗器R78Dの第2端子は、コンデンサC72Cの第1端子および演算増幅器U82の反転入力に接続される。コンデンサC72Cの第2端子は、回路グラウンドに接続される。干渉が低減された出力信号S1は、演算増幅器U82の出力から取得される。
【０１４３】
図7の回路の演算増幅器U74の出力から取得される接地信号Snは、図8の回路に示すように、抵抗器R90の第1端子およびコンデンサC90の第1端子に接続される。抵抗器R90の第2端子は、抵抗器R91の第1端子ならびにコンデンサC92の第1端子に接続される。コンデンサC90の第2端子は、抵抗器R92の第1端子およびコンデンサC93の第1端子に接続される。コンデンサC92の第2端子は、抵抗器R92の第2端子に接続される。抵抗器R91の第2端子は、演算増幅器U83Aの非反転入力に接続される。演算増幅器U83Aの反転入力は、演算増幅器U83Aの出力に接続される。
【０１４４】
コンデンサC93の第2端子は、さらなる演算増幅器U83Bの反転入力および演算増幅器U83Bの出力に接続される。演算増幅器U83Bの非反転入力は、可変抵抗器R95のスライダに接続される。抵抗器R95の第1端子は、演算増幅器U83Aの出力に接続され、抵抗器R95の第2端子は、回路グラウンドに接続される。
【０１４５】
演算増幅器U83Aの出力は、2つの抵抗器R96BおよびR97Bの第1端子にさらに接続される。抵抗器R96Bの第2端子は、コンデンサC94Bの第1端子およびさらなる演算増幅器U84の非反転入力に接続される。抵抗器R97Bの第2端子は、コンデンサC95Bの第1端子および演算増幅器U84の反転入力に接続される。コンデンサC94Bおよび95Bの第2端子は、回路グラウンドに接続される。
【０１４６】
演算増幅器U84の出力は、抵抗器R98Bの第1端子に接続される。抵抗器R98Bの第2端子は、フィルタユニットU85の入力ならびに2つの抵抗器R99BおよびR100Bの第1端子に接続される。抵抗器R99BおよびR100Bの第2端子は、フィルタユニットU85のフィルタ制御端子に接続される。
【０１４７】
抵抗器R100Bの第2端子は、抵抗器R101Bの第1端子に接続され、抵抗器R101Bの第2端子は、フィルタユニットU85のフィルタ制御端子ならびに2つの抵抗器R102BおよびR103の第1端子に接続される。抵抗器R102Bの第2端子は、フィルタユニットU85のフィルタ制御端子に接続され、フィルタユニットU85の出力は、抵抗器R103Bの第2端子ならびに2つの抵抗器R104およびR105の第1端子に接続される。抵抗器R104の第2端子は、演算増幅器U86の非反転入力に接続され、抵抗器R105の第2端子は、コンデンサC96の第1端子および演算増幅器U86の反転入力に接続される。コンデンサC96Bの第2端子は、回路グラウンドに接続される。50/60Hz干渉が除去された耳参照信号は、演算増幅器U86の出力から取得される。
【０１４８】
U80(Analog Devices(商標)AD627などの差動増幅器)への入力において、信号チャネルは、ハイパスフィルタリングされて、体に対する電極界面に現れるDCオフセットが除去される。コンポーネントについての典型的な値は、R70A、39.2Kオーム、R71A、1.6Mオーム、C70A、0.01μF、およびC71A、0.1μFである。この段についての利得は、10に設定される。256Hzのカットオフ周波数を有する4次バタワースローパスフィルタが続く。これは、抵抗器R72〜R77が10Mオームに設定されたLinear Devices(商標)LTC1563-2フィルタ(図8のU81)を使用して実施されてもよい。50のさらなる利得およびDCオフセットフィルタリングは、R78C、R78D、R104、およびR105が1.6Mオームに設定され、C72CおよびC96が0.1μFに設定された、U82およびU86(通常、AD627)に付加される。
【０１４９】
すべてのチャネルは、先に概説したように、同じ増幅とフィルタリングを有するが、図8に示すようにチャネルnは付加的なフィルタを有する。チャネルnは耳参照チャネルであるため、このチャネルに現れる主要な信号は、大きな50/60Hz信号である。先に述べたように、この信号は、電源ライン干渉を除去するために、信号チャネルから減算される。しかし、一部の用途では、rfおよび磁気誘導干渉を最小にするための、参照ループ利得を調整するためにチャネルnを観測することが必要である場合がある。したがって、図7のU74の出力に現れる元のチャネルn信号は、表示のために増幅およびデジタル化される前に、図8の50または60Hzノッチフィルタを通過させられる。60Hzノッチフィルタは、図8に示すコンポーネント値を使用して演算増幅器U83(Texas Instruments(商標)TL072または同様なもの)の周りに構築され、トレースを無効にする過剰な電源ラインノイズがない状態でチャネルnを表示するのに十分な、60Hzにおける約45dBの除去をもたらす。
【０１５０】
この回路要素によって、電源ライン干渉成分がフィルタリング除去されること、および、測定信号が、他の干渉成分を順次にフィルタリング除去するために、例えば、ソフトウェアを使用して下流でさらに処理されることが可能になる。
【０１５１】
図9は、図1〜5の電極キャップのいずれかおよび図6〜8の電子回路が使用されてもよい、組合せ式のfMRIとEEGシステムを示す。
【０１５２】
図9に示すように、被検者201は、被検者の頭部203が、磁場巻線およびrfコイルを保持するfMRIコイルユニット207のボア105内に位置する状態で配置される。これらのコイルおよび巻線は、コイルユニット207を演算回路要素211に接続する複数の配線接続209によって電力供給される。演算回路要素ユニットは、メモリおよび表示ユニット213に接続され、それにより、MRIスキャンは、自由に、記憶され、表示され、印刷される。
【０１５３】
EEG信号を取得するための複数の電極215、217、219などは、被検者201の頭皮に取り付けられる。以下でより詳細に説明されるように、これらの電極のうちの1つの電極219は参照ノードである。電極215、217、219などからの信号は、ワイヤ221、223などによってEEG制御ユニット225に伝達され、EEG制御ユニット225は、MRI室の外にあるレコーダ227に接続される。
【０１５４】
組合せ式fMRI/EEG配置構成は、以下で述べるEEG処理回路要素の任意特定の実施形態に適用されると考えられてもよい。
【０１５５】
稼動した実施形態では、以下でより詳細に提示されるデータを取得するために使用されたMRIシステムは、Siemens Allegra(商標)(3.OT)-MR6であった。
【０１５６】
Siemens Allegra(商標)3Tは、頭部専用マグネットである。Siemens Allegra(商標)3Tは、基本スキャンおよび臨床スキャンを実施するための必要なハードウェアおよびソフトウェアを有する。勾配ハードウェアは、70%のデューティサイクルにおいて600T/m/sを超えるスルーレートを用いて60mT/mのイメージングが可能な36cmI.D.非対称勾配コイルからなり、14画像/秒の持続速度でシングルショットエコープラナイメージング(EPI)を可能にする。システムは、15kW RF増幅器を有し、このシステム用の8個のRF前置増幅器チャネルは、Ｗｉｎｄｏｗｓ（登録商標）NTプラットフォーム上のSyngo(商標)ソフトウェアをサポートする。
【０１５７】
EPIレジームは、1秒当たり1〜13の勾配スイッチングパルス(画像)、勾配強度:20〜35mT/m、最高40mT/m、スルーレート:400mT/m/msec、パルス幅:0.32〜0.64msec(正勾配と負勾配との間の発振)、Rfパルス周波数:126MHz(スライス位置について周波数変調)を使用した。
【０１５８】
fMRIについて使用される従来のシーケンスは、マルチスライスエコープラナイメージングである。このイメージングでは、最も大きな勾配が、(エッジを平滑にするために)形態がより台形または正弦波になるように修正されることが多い、2極方形波として印加される。通常、1つの画像について、これは、2〜0.5kHzの基本周波数で、20〜100msの間、印加される。他の2つの勾配の一方は、通常、大きなスイッチング勾配のゼロ交差において一連の小さなパルス(通常、100μsの継続時間)として印加され、一方、第3の(スライス選択)勾配は、一般に、通常、3〜5ms持続する2極方形パルスとしてシーケンスの始めに印加されるだけである。rfは、通常、スライス選択勾配と同時に印加されるだけである。
【０１５９】
本発明は、述べた実施形態に限定されず、これらの実施形態の変更形態、ならびに、開示され、かつ、本明細書で教示される、例えば、添付特許請求の範囲に規定される本発明の精神および範囲内にある、他の実施形態すべてが可能にされる。
【図面の簡単な説明】
【０１６０】
【図１Ａ】本発明による電極キャップの第1の実施形態の平面図である。
【図１Ｂ】本発明による電極キャップの図1Aの実施形態の側面図である。
【図１Ｃ】図1Aおよび図1Bに示す実施形態の電極キャップの正面図である。
【図１Ｄ】図1A〜1Cに示す実施形態の電極キャップの背面からの全体斜視図である。
【図２】図1A〜1Dの実施形態で使用される電極の断面図である。
【図３Ａ】本発明による電極キャップの第2の実施形態の全体斜視図である。
【図３Ｂ】図3Aに示す電極キャップの第2の実施形態のキャップ内の電極支持体の斜視図である。
【図３Ｃ】図3Aおよび3Bの実施形態の電極キャップの使用するための中間ブラダの斜視図である。
【図３Ｄ】図3A〜3Cに示す電極キャップの第2の実施形態の剛性外部ヘルメットを示す図である。
【図４Ａ】図3A〜3Dに示す電極キャップの第2の実施形態の組み立ておよび装着方法を示す図である。
【図４Ｂ】図3A〜3Dに示す電極キャップの第2の実施形態の組み立ておよび装着方法を示す図である。
【図４Ｃ】図3A〜3Dに示す電極キャップの第2の実施形態の組み立ておよび装着方法を示す図である。
【図５Ａ】ブラダが収縮した状態で、被検者の頭部を水平に切った、図3および4に示す電極キャップの部分断面図である。
【図５Ｂ】図5Aの断面に相当するが、被検者の頭部を垂直に切った断面図である。
【図５Ｃ】図5Aの断面に相当するが、ブラダが膨張した状態の断面図である。
【図５Ｄ】図5Bの断面に相当するが、ブラダが膨張した状態の断面図である。
【図６】図1〜5に示す実施形態の電極キャップと共に使用するための回路要素のフロントエンドの第1の例を示す図である。
【図７】図6のフロントエンド回路要素を処理する中間回路要素を示す図である。
【図８】図6のフロントエンド回路要素を処理する中間回路要素を示す図である。
【図９】図1〜5に示すいずれかの実施形態による電極キャップが、MRIまたはfMRIユニットと組み合わされて、図6〜8のいずれかの電子回路要素と共にどのように使用されることができるかを示す図である。
【符号の説明】
【０１６１】
1、61    電極キャップ
3    被検者
5    防水外部膜(上部層)
7    一体型顎ストラップ
9、23、105    穴
11    耳
13、15、65、67    電極
17、19、69、71    電気リード線
21、73    リード線束
25    層状構造
27    下部層
29    導電性ゲル層
31    上部フィルム層(絶縁性プラスチック層)
33    下部フィルム層(絶縁性プラスチック層)
35    プラスチックグロメット(プラスチックインサート)
37    中央ボア
39    上部(最も外側)端
41    下側端
43    下側部分
45    ウェル
47    内部環状炭素部材
49    凹所
51、53    外部接続ワイヤ
55    外部管上炭素部材
57    接着剤
59    環状封止部材
63    キャップ部材
75    膨張可能空気ブラダ
77    下部周縁
79、81    膨張可能指状部
83、85    ギャップ
91    外部剛性ヘルメットシェル
93、95    スロット
97    上部穴
99    顎ストラップ
101    Velco(商標)留め具
103    空気チューブ
【図１Ａ】
2009514629.tif 000003
【図１Ｂ】
2009514629.tif 000004
【図１Ｃ】
2009514629.tif 000005
【図１Ｄ】
2009514629.tif 000006
【図２】
2009514629.tif 000007
【図３Ａ】
2009514629.tif 000008
【図３Ｂ】
2009514629.tif 000009
【図３Ｃ】
2009514629.tif 000010
【図３Ｄ】
2009514629.tif 000011
【図４Ａ】
2009514629.tif 000012
【図４Ｂ】
2009514629.tif 000013
【図４Ｃ】
2009514629.tif 000014
【図５】
2009514629.tif 000015
【図６】
2009514629.tif 000016
【図７】
2009514629.tif 000017
【図８】
2009514629.tif 000018
【図９】
2009514629.tif 000019
【手続補正書】
【提出日】平成19年9月10日(2007.9.10)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検者の頭部からEPM信号を取得する電極キャップであって、
(i)前記被検者の前記頭部に近接して位置決めされる絶縁層と、
(ii)使用時に前記絶縁層によって前記被検者の前記頭部から分離されるように、前記絶縁層の上になる導電性層とを備え、前記導電性層の導電率は、主にイオン伝導手段によっており、
(iii)前記被検者の前記頭部に接触するために、前記導電性層および前記絶縁層を貫通して延びる複数の測定信号電極を備え、前記測定信号電極は前記導電性層から電気絶縁され、
(iv)前記導電性層に電気接続した少なくとも1つの参照ノードを備え、
複数の参照ノードは、前記導電性層に電気接続される電極キャップ。
【請求項２】
前記導電性層は、0.1オームcm〜1,000オームcm、好ましくは、0.5オームcm〜350オームcmの抵抗を有する導電性媒体を備える請求項1に記載の電極キャップ。
【請求項３】
前記導電性層は、10Hz〜1,000Hzの範囲の周波数で1,000〜70,000の比誘電率を有する導電性媒体を備える請求項1または2のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項４】
前記導電性媒体は、生理食塩水を含む請求項1から3のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項５】
前記導電性媒体は、多糖類ガム増粘剤、スターチおよびスターチ誘導体増粘剤、ならびに合成ポリマ増粘剤から選択された増粘剤を含む水性導電性ゲルである請求項1から4のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項６】
前記被検者の前記頭部に電極キャップを固定する固定手段をさらに備える請求項1から5のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項７】
前記固定手段はブラダである請求項1から6のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項８】
前記ブラダは、前記導電性層および前記絶縁層の上になる層の形態である請求項7に記載の電極キャップ。
【請求項９】
前記ブラダは、膨張するようになっている請求項7または8に記載の電極キャップ。
【請求項１０】
前記ブラダ内に流体を注入する膨張手段をさらに備える請求項9に記載の電極キャップ。
【請求項１１】
前記ブラダの膨張および収縮ならびに膨張状態における前記ブラダの保守を可能にする弁手段をさらに備える請求項5から9のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項１２】
前記ブラダは、複数の硬質部分を含み、かつ、排気されるようになっている請求項7または8に記載の電極キャップ。
【請求項１３】
前記ブラダから空気を取り出す排気手段をさらに備える請求項12に記載の電極キャップ。
【請求項１４】
前記ブラダからの空気の取り出しまたは侵入、および、減圧状態での前記ブラダの保守を可能にする弁手段をさらに備える請求項12または13に記載の電極キャップ。
【請求項１５】
前記参照ノードの数は、前記測定信号電極の数に実質的に同じである請求項1から14のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項１６】
各測定信号電極または信号電極の群は、対応するそれぞれの参照ノードを物理的に非常に接近して有する請求項1から15のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項１７】
使用時に、前記被検者の皮膚に接触するために提供される1つまたは複数の接地電極を支持し、また、前記1つまたは複数の接地電極のそれぞれに独立に電気接続する第3接続手段をさらに備える請求項1から16のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項１８】
単一接地電極を支持する請求項1から17のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項１９】
前記被検者を補償信号位置に接触させるために、前記導電性層および前記絶縁層を貫通して延びる補償信号電極をさらに備え、前記補償信号電極は前記導電性層から電気絶縁される請求項1から18のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項２０】
それ自身の独立した電気接続を有するそれぞれの参照ノードが、前記接地電極および前記補償信号電極について設けられる請求項19に記載の電極キャップ。
【請求項２１】
実質的に完全に柔軟性がある請求項1から20のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項２２】
キャップの一部は実質的に剛性があり、前記導電性層は柔軟性がある請求項1から21のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項２３】
請求項1から22のいずれかに記載の電極キャップおよび電子回路を備える電子装置であって、前記電子回路は、
(a)それぞれが、前記測定信号電極のそれぞれの1つに接続される、複数の測定入力と、
(b)それぞれが、前記参照ノードのそれぞれの1つまたは複数に接続される、少なくとも1つ、好ましくは、複数の参照信号入力とを備え、
電子装置は、対応する測定信号入力または測定信号入力の群内のそれぞれの各測定信号入力からの干渉信号から、それぞれの各参照信号入力からの干渉信号を減算する減算手段をさらに備える電子装置。
【請求項２４】
前記干渉は複数の干渉成分を含み、前記電子回路は、
(a)少なくとも1つの主信号処理ユニットをさらに備え、前記または各主信号処理ユニットは、前記1つまたは複数の測定信号のそれぞれの1つを受信するそれぞれの測定信号入力を有し、前記または各主信号処理ユニットは、複数の干渉低減モジュールを備え、
(b)それぞれの干渉低減モジュール用のそれぞれの補償信号成分入力をさらに備える請求項23に記載の電子装置。
【請求項２５】
(a)補償信号入力を有し、かつ、それぞれが、前記干渉成分のそれぞれの1つまたは複数の干渉成分に関連する、複数の補償信号成分を補償信号から導出する手段を備える補償信号処理ユニットをさらに備え、
(b)前記補償信号処理ユニットは、それぞれの補償信号成分についてのそれぞれの補償信号成分出力を同様に有し、それぞれの前記出力は、前記補償信号成分入力のうちの1つの補償信号成分入力にそれぞれ接続される請求項23または24に記載の電子装置。
【請求項２６】
それぞれの主信号処理ユニットでは、前記干渉低減モジュールが直列に配置される(arrange)請求項25に記載の電子装置。
【請求項２７】
それぞれの主信号処理ユニットでは、それぞれの干渉低減モジュールは、それぞれ、rf干渉、磁場切換え干渉、電源ライン電力干渉、まばたきアーチファクト干渉、およびバリストカルジオグラム干渉のうちの少なくとも2つの低減のために設けられる請求項25または26に記載の電子装置。
【請求項２８】
MRIまたはTMSユニットおよび請求項19から23のいずれかに記載の電子装置を備えるEPMシステムを備える組合せ式測定装置。
【請求項２９】
前記MRIユニットは、fMRIに適合する請求項28に記載の組合せ式装置。
【請求項３０】
前記EPMシステムは、EEG、ECG、EMG、EOG、ERG、およびGSRのうちの1つまたは複数を実施するシステムから選択される請求項28または29に記載の組合せ式装置。
【請求項３１】
前記絶縁層および前記導電性層を備える電極支持手段と、複数の電極であって、複数の電極が前記頭部に接触することを可能にする前記電極支持手段上に支持される、複数の電極と、前記頭部に対して前記電極を固定するブラダ手段とを備える請求項1から30のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項３２】
前記ブラダ手段は、前記電極支持手段上になる層の形態である請求項30に記載の電極キャップ。
【請求項３３】
前記ブラダ手段は、膨張するようになっている請求項31または32に記載の電極キャップ。
【請求項３４】
前記ブラダ手段内に流体を注入する膨張手段をさらに備える請求項33に記載の電極キャップ。
【請求項３５】
前記ブラダ手段の膨張および収縮ならびに膨張状態における前記ブラダ手段の保守を可能にする弁手段をさらに備える請求項31から34のいずれかに記載の電極キャップ。
【請求項３６】
前記ブラダ手段は、複数の硬質部分を含み、かつ、排気されるようになっている請求項31または32に記載の電極キャップ。
【請求項３７】
前記ブラダ手段から空気を取り出す排気手段をさらに備える請求項36に記載の電極キャップ。
【請求項３８】
前記ブラダ手段からの空気の取り出しまたは侵入、および、減圧状態での前記ブラダ手段の保守を可能にする弁手段をさらに備える請求項36または37に記載の電極キャップ。
【国際調査報告】
2009514629.tif 000020
2009514629.tif 000021
2009514629.tif 000022