(57)【要約】所望の信号における干渉を減少させる電子装置であって、（ａ）複数の測定信号線を具備し、各測定信号線はそれぞれの測定信号電極に接続され、（ｂ）１つまたは複数の基準信号線をさらに具備し、各基準信号線はそれぞれ１つまたは複数の基準電極に接続され、各測定信号線または各測定信号線グループは、それらの長さの実質的な部分についてそれぞれ基準信号線の１つと物理的にごく接近していることによって対応付けられ、各基準信号線における干渉信号を、測定信号線または測定信号線グループ／基準信号線の組において対応付けられた測定信号線における干渉信号から、または、測定信号線グループ内の各測定信号線における干渉信号から減算するための減算手段をさらに具備し、測定信号電極の少なくとも１つは、被験者と直接に電気的に接続して配置され、かつ基準信号電極の少なくとも１つは、被験者と直接に電気的に接触せず物理的にごく接近して配置される。
2008501453.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
所望の信号における干渉を減少させるための電子装置であって、
（ａ）複数の測定信号線を具備し、各測定信号線はそれぞれの測定信号電極に接続され、
（ｂ）１つまたは複数の基準信号線をさらに具備し、各基準信号線はそれぞれ１つまたは複数の基準電極に接続され、
各測定信号線または測定信号線グループはその対応する基準信号線とともに測定信号線または測定信号線グループ／基準信号線の組を構成するように、各々の前記測定信号線、または、それぞれの前記測定信号線グループは、それらの長さの実質的な部分についてそれぞれ前記基準信号線の１つと物理的にごく接近していることによって対応付けられ、
前記電子装置は、各基準信号線における干渉信号を、前記測定信号線または測定信号線グループ／基準信号線の組において対応付けられた測定信号線における干渉信号から、または、前記測定信号線グループ内の各測定信号線における干渉信号から減算するための減算手段をさらに具備し、
前記測定信号電極の少なくとも１つは、被験者と直接に電気的に接続して配置され、かつ前記基準信号電極の少なくとも１つは、前記被験者と直接に電気的に接触せず物理的にごく接近して配置される電子装置。
【請求項２】
１つまたは複数の前記基準電極を具備する電気的な導電メッシュをさらに具備する請求項１に記載の電子装置。
【請求項３】
前記被験者から前記導電メッシュを絶縁するための絶縁層が設けられた請求項２に記載の電子装置。
【請求項４】
前記導電メッシュは連続した層状の部材を具備する請求項２または３に記載の電子装置。
【請求項５】
前記導電メッシュは、それぞれ前記基準電極を具備する離散した部材の基盤を具備する請求項２または３に記載の電子装置。
【請求項６】
前記電極および前記導電メッシュを支持するための電極支持構造物をさらに具備する請求項２から５のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項７】
前記電極支持構造物は可撓性のある帽子である請求項６に記載の電子装置。
【請求項８】
前記電極支持構造物は前記電極を支持するための撓まない帽子であり、前記導電メッシュは可撓性がある請求項６に記載の電子装置。
【請求項９】
前記電極支持構造物はＥＰＭ（電気生理学的測定）を実行するために配置される請求項６から８のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１０】
前記電極支持構造物はその上に支持された電極支持物と、
前記被験者の皮膚に接触するために設けられた前記測定信号電極の配列と、
前記測定信号電極の各々への独立した電気的接続のために設けられた第１接続手段と、をさらに具備し、
前記電気的な導電メッシュは前記基準電極の各々に独立に電気的に接続するための第２接続手段をさらに具備する請求項６から９のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１１】
基準ノードの数は前記測定信号電極の数と実質的に同一である請求項９または１０のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１２】
各測定信号電極または測定信号電極グループは、それらに物理的にごく接近した対応するそれぞれの基準電極を具備する請求項９から１１のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１３】
前記電極支持物は、前記被験者の皮膚に接触するために設けられた１つまたは複数のグランド電極をさらに支持し、
前記電子装置は、前記１つまたは複数のグランド電極の各々への独立した電気的接続のための第３接続手段をさらに具備する請求項９から１２のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１４】
前記電極支持物は単一のグランド電極を支持する請求項９から１３のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１５】
前記電極支持物は補償信号電極を支持する請求項９から１４のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１６】
前記グランド電極および前記補償信号電極について、それ自身の独立した電気的接続を有するそれぞれの基準電極が設けられる請求項１４に従属した請求項１５に記載の電子装置。
【請求項１７】
それぞれのグランド線は、その長さの実質的な部分に沿って各信号線と対応してごく接近して配置され、前記グランド線の各々は、前記被験者と直接または間接に電気的に接触する１つまたは複数のグランド電極に接続される請求項１から１６のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１８】
その長さの実質的な部分に沿って各基準信号線と対応してごく接近して配置されたグランド線をさらに具備する請求項１７に記載の電子装置。
【請求項１９】
前記干渉は複数の干渉成分を含み、
前記電子装置は電子回路をさらに具備し、
前記電子回路は、
（ａ）少なくとも１つの主要信号処理ユニットを具備し、各主要信号処理ユニットは、１つまたは複数の測定信号のそれぞれ１つを受信するためにそれぞれの測定信号入力を具備し、各主要信号処理ユニットは複数の干渉減少モジュールを具備し、
（ｂ）各干渉減少モジュールについてそれぞれの補償信号成分入力をさらに具備する請求項１から１８のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項２０】
前記補償信号成分入力は、補償信号線を介して前記被験者と直接に電気的に接続する補償信号電極に接続され、
回路グランド接続は、グランド線を介してグランド電極に接続され、
それぞれの基準信号線は、それぞれの長さの実質的な部分に沿って前記補償信号線および前記グランド線とごく接近して配置され、
前記基準信号線は、それぞれの基準電極とさらに接続される請求項１９に記載の電子装置。
【請求項２１】
（ａ）補償信号入力を有し、かつ補償信号から複数の補償信号成分を抽出するための手段を具備する補償信号処理ユニットをさらに具備し、各補償信号成分はそれぞれ前記干渉成分の１つまたは複数に関係付けられ、
（ｂ）前記補償信号処理ユニットは、各補償信号成分のためのそれぞれの補償信号成分出力をさらに具備し、前記補償信号成分出力の各々は前記補償信号成分入力の１つにそれぞれ接続される請求項１９または２０のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項２２】
各主要信号処理ユニットにおいて前記干渉減少モジュールは直列に配置される請求項２１に記載の電子装置。
【請求項２３】
各主要信号処理ユニットにおいてそれぞれの干渉減少モジュールは、ｒｆ干渉、磁界切り換え干渉、幹線電力干渉、まばたきの人為的干渉、心弾動図干渉のうちの少なくとも２つの減少のために設けられる請求項２１または２２に記載の電子装置。
【請求項２４】
それぞれの測定信号電極は、測定信号線を介して少なくとも１つの主要信号処理ユニットの各測定信号入力に接続され、前記被験者と直接に電気的に接触し、
各測定信号線または測定信号線グループについて、対応する基準信号電極は、基準信号線を介して少なくとも１つの主要信号処理ユニットのそれぞれの基準信号入力に接続される請求項２１から２３のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項２５】
各主要信号処理ユニットは、対応するそれぞれの１つまたは複数の測定信号線における信号からそれぞれの基準信号における信号の少なくとも一部を減算するための減算手段をさらに具備する請求項２４に記載の電子装置。
【請求項２６】
各主要信号処理ユニットは、対応するそれぞれの１つまたは複数の測定信号線における信号から１つまたは複数の前記補償信号成分の少なくとも一部を減算するための減算手段をさらに具備する請求項２４に記載の電子装置。
【請求項２７】
前記補償信号処理ユニットは別個の回路グランド接続を具備する請求項２１から２６のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項２８】
それぞれのグランド線は、その長さの実質的な部分に沿って各測定信号線／基準信号線の組とごく接近して対応付けられ、
前記グランド線の各々は、前記被験者と直接または間接に電気的に接触して１つまたは複数のグランド電極に接続される請求項２４または２５に記載の電子装置。
【請求項２９】
前記信号線と対応付けられた前記グランド線の回路グランド接続および対応付けられたグランドは、前記基準線の回路グランド接続から電気的に絶縁される請求項２８に記載の電子装置。
【請求項３０】
各測定信号線はそれぞれの基準線およびグランド線と撚り合わされ、補償信号線はそれぞれの基準線と撚り合わされる請求項２０に記載の電子装置。
【請求項３１】
測定信号線／基準線の組、補償信号線／基準線の組、グランド線／基準線の組の全ては撚り合わされる請求項３０に記載の電子装置。
【請求項３２】
各測定信号線および対応付けられたグランド線はそれぞれ撚り合わされ、各基準線および対応付けられたグランド線はそれぞれ撚り合わされる請求項１７に記載の電子装置。
【請求項３３】
各測定信号線／グランド線の撚り合わされた組と、各々の対応付けられた補償信号線／グランド線の撚り合わされた組とは、それぞれ撚り合わされる請求項３２に記載の電子装置。
【請求項３４】
各々の対応付けられた測定信号線、基準信号線、およびグランド線は撚り合わされる請求項２９に記載の電子装置。
【請求項３５】
各測定信号線／基準信号線の組は遮蔽される請求項１７、２０、２８から３４のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項３６】
信号線／基準線の組の少なくともいくつかについて、少なくとも１つの追加の基準線が設けられ、それらまたはそれぞれのさらなる基準電極に接続される請求項１７、２０、２４、２５、２８から３５のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項３７】
請求項１から３６のいずれか１項に記載の干渉を減少させるための電子装置を具備するＭＲＩまたはＴＭＳ（経頭蓋磁気刺激）ユニットとＥＰＭシステムとを具備する複合測定装置。
【請求項３８】
前記ＭＲＩユニットはｆＭＲＩに適合する請求項３７に記載の複合測定装置。
【請求項３９】
前記ＥＰＭシステムは、ＥＥＧ（脳波測定）、ＥＣＧ（心電図検査法）、ＥＭＧ（筋電図検査法）、ＥＯＧ（電気眼球図記録法）、ＥＲＧ（網膜電図検査法）、ＧＳＲ（電気皮膚反応測定）のうち１つまたは複数を実行するためのシステムから選択される請求項３７または３８に記載の複合測定装置。
【請求項４０】
所望の信号から干渉を減少させる方法であって、
（ａ）複数の測定信号線を設けるステップを有し、各測定信号線は所望の信号および干渉信号を伝送し、
（ｂ）１つまたは複数の基準信号線を設けるステップをさらに有し、各基準信号線は少なくとも干渉信号を伝送し、それぞれの測定信号線または測定信号線グループ／基準信号線の組を与えるために、各測定信号線またはそれぞれの測定信号線グループは、それらの長さの実質的な部分について物理的にごく接近していることによってそれぞれの基準信号線と対応付けられ、
（ｃ）各基準信号線における干渉信号を、前記測定信号線または測定信号線グループ／基準信号線の組において対応付けられた前記測定信号線における干渉信号または前記測定信号線グループ内の各測定信号線における干渉信号から減算するステップをさらに有し、
測定信号電極の少なくとも１つは、被験者と直接に電気的に接続して配置され、かつ基準信号電極の少なくとも１つは、前記被験者と直接に電気的に接触せず物理的にごく接近して配置される方法。
【請求項４１】
所望の信号から干渉を減少させる方法であって、
（ａ）所望の信号および干渉信号を伝送する信号線を設けるステップと、
（ｂ）少なくとも干渉信号を伝送する基準線を設けるステップと、を有し、前記信号線および前記基準線は、それらの長さの実質的な部分について物理的にごく接近していることによって対応付けられ、
（ｃ）前記信号線における前記干渉信号から、前記基準線における前記干渉信号を減算する減算ステップをさらに有する方法。
【請求項４２】
（ａ）補償信号を抽出するステップと、
（ｂ）前記補償信号から複数の補償信号成分を生成するステップと、をさらに有し、
前記減算するステップは、測定信号から前記補償信号成分の各々の少なくとも一部を別々に減算するステップを有する請求項４０または４１に記載の方法。
【請求項４３】
所望の信号における干渉を減少させるための電子装置であって、
（ａ）信号電極に接続された信号線と、
（ｂ）基準電極に接続された基準線と、を具備し、
前記信号線および前記基準線は、それらの長さの実質的な部分について物理的にごく接近していることによって対応付けられ、
前記電子装置は、前記信号線における干渉信号から前記基準線における干渉信号を減算し、それによって前記信号線における所望の信号を向上させるための減算手段をさらに具備する電子装置。
【請求項４４】
ＥＰＭから抽出された信号における干渉を減少させるための電子装置であって、
（ａ）信号電極に接続された信号線と、
（ｂ）基準電極に接続された基準線と、
（ｃ）前記信号線および前記基準線のための少なくとも１つのグランド線と、を具備し、前記１つまたは複数のグランド線は少なくとも１つのグランド電極または個々にそれぞれのグランド電極に接続され、
前記電子装置は、前記信号線における信号から前記基準線における干渉信号を減算するための減算手段をさらに具備する電子装置。
【請求項４５】
所望の信号における干渉を減少させるための電子装置であって、
（ａ）複数の信号線を具備し、各信号線はそれぞれの信号電極に接続され、
（ｂ）１つまたは複数の基準電極に接続された１つまたは複数の基準線と、
（ｃ）１つまたは複数のグランド電極に接続された１つまたは複数のグランド線と、をさらに具備し、
前記電子装置は、前記信号線における干渉信号から各基準線における干渉信号を減算し、かつ／または、前記信号線における干渉信号から各グランド線における干渉信号を減算するための減算手段をさらに具備する電子装置。
【請求項４６】
ＥＰＭから抽出された信号における干渉を減少させる方法であって、
（ａ）所望の信号および第１干渉信号を伝送する信号線を設けるステップを有し、前記信号線は信号電極に接続され、
（ｂ）少なくとも第２干渉信号を伝送する基準線を設けるステップをさらに有し、前記基準線は基準電極に接続され、
（ｃ）前記信号線および前記基準線のためのグランド線を設けるステップをさらに有し、前記１つまたは複数のグランド線は、少なくとも１つのグランド電極または個々にそれぞれのグランド電極に接続され、
（ｄ）前記信号線における前記第１干渉信号から前記基準線における前記第２干渉信号を減算するステップをさらに有する方法。
【請求項４７】
所望の信号から干渉を減少させる方法であって、
（ａ）複数の信号線を設けるステップを有し、各信号線は所望の信号および第１干渉信号を伝送し、
（ｂ）少なくとも第２干渉信号を伝送する１つまたは複数の基準線を設けるステップと、
（ｃ）１つまたは複数のグランド線を設けるステップと、
（ｄ）前記第１干渉信号から前記第２干渉信号を減算するステップをさらに有する方法。
【請求項４８】
所望の信号における干渉を減少させるための電子装置であって、
（ａ）複数の測定信号線を具備し、各測定信号線はそれぞれの測定信号電極に接続され、
（ｂ）１つまたは複数の基準信号線をさらに具備し、各基準信号線はそれぞれ１つまたは複数の基準電極に接続され、
各測定信号線はその対応する基準信号線とともに測定信号線／基準信号線の組を構成するように、前記測定信号線の各々は、それらの長さの実質的な部分についてそれぞれ１つまたは複数の前記基準信号線と物理的にごく接近していることによって対応付けられ、
前記電子装置は、前記測定信号線／基準信号線の組において対応付けられた前記測定信号線における干渉信号から１つまたは複数の基準信号線の各々における干渉信号を減算するための減算手段をさらに具備し、
前記測定信号電極の少なくとも１つは、被験者と直接に電気的に接続して配置され、かつ前記基準信号電極の少なくとも１つは、前記被験者と直接に電気的に接触せず物理的にごく接近して配置される電子装置。
【請求項４９】
所望の信号における干渉を減少させるための電子装置において用いられる１つまたは複数の電極を支持するための帽子であって、
（ａ）導電層と、
（ｂ）被験者との接触のために配置された少なくとも１つの測定信号電極と、を具備し、
１つまたは複数の前記測定信号電極の少なくとも１つは、前記導電層と電気的に接触するが使用において前記被験者と直接に電気的に接触しないように配置される基準電極と対応付けられる帽子。
【請求項５０】
前記導電層は導電メッシュを具備する請求項４９に記載の帽子。
【請求項５１】
前記帽子はＥＰＭを実行するための電極支持構造物を具備し、
前記被験者の皮膚に接触するために設けられた測定信号電極の配列と、
前記測定信号電極の各々への独立した電気的接続のために設けられた第１接続手段と、
前記基準電極の各々への独立した電気的接続のための第２接続手段と、
をさらに具備する請求項４９または５０に記載の帽子。
【請求項５２】
使用において前記被験者から前記導電層を絶縁するために絶縁層が設けられた請求項４９から５１のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項５３】
前記基準電極の数は前記測定信号電極の数と実質的に同一である請求項４９から５２のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項５４】
各測定信号電極または測定信号電極グループは、物理的にごく接近して対応するそれぞれの基準電極を具備する請求項４９から５３のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項５５】
前記帽子は、使用において前記被験者の皮膚に接触するために設けられた１つまたは複数のグランド電極をさらに支持し、
前記帽子は、前記１つまたは複数のグランド電極の各々への独立した電気的接続のための第３接続手段をさらに具備する請求項４９から５４のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項５６】
前記帽子は単一のグランド電極を支持する請求項４９から５５のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項５７】
前記帽子は補償信号電極を支持する請求項４９から５６のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項５８】
前記グランド電極および前記補償信号電極についてそれ自身の独立した電気的接続を有するそれぞれの基準電極が設けられる請求項５６に従属した請求項５７に記載の帽子。
【請求項５９】
前記導電層は、１つまたは複数の前記基準電極を具備する連続した層状の部材を具備する請求項４９から５８のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項６０】
前記導電層は、それぞれ１つまたは複数の前記基準電極を具備する離散した部材の基盤を具備する請求項４９から５８のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項６１】
前記帽子は可撓性のある帽子である請求項４９から６０のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項６２】
前記帽子は撓まない帽子であり、前記導電層は可撓性がある請求項４９から６０のいずれか１項に記載の帽子。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、信号から抽出されるデータ成分と比較して干渉（interference）が大きい信号において干渉を減少させるための電子的方法および装置に関する。限定しないが、電界および磁界によってノイズが引き起こされる、生体電位信号の取得におけるノイズを減少させるために特に適する。また、例えば、大きく変化する磁界のために、大きなノイズ成分が存在する条件下で電気信号が抽出される半導体物理のような他の応用において用いることが可能である。
【背景技術】
【０００２】
機能的磁気共鳴映像法（ｆＭＲＩ）は、脳を通して“スライス”の空間的画像を取得するために医療および非医療の両方の映像法において広く用いられている。医療の場合において、ＭＲＩは限られた血流の領域または腫瘍のような病巣を識別するために用いられる。医療分野以外では、ｆＭＲＩは、例えば、様々な外部の刺激への脳の反応を調査するための認知神経科学における有効な道具である。
【０００３】
脳波測定（ＥＥＧ（electroencephalography））は、脳の活動の調査のために従来から用いられている。例えば、癲癇のような疾病の状態またはある精神医学的異常における異常な脳の活動を調査するために用いることが可能である。
【０００４】
ｆＭＲＩとＥＥＧを一緒に使用することができるならば、脳機能について空間的情報および時間的情報の両方を効果的に組み合わせることができ、医療および非医療の両方の使用のために大きな利益となる。しかし、頭皮電極から取得されるＥＥＧ信号は、５００Ωから５０ｋΩ近辺のインピーダンスにおいて典型的に１０μＶから１００μＶの範囲に存在する。ＭＲＩ機器によって生成される大きな磁界および高周波（ｒｆ）電磁界は、この信号を信号線の上に誘導されたノイズで圧倒する。特に、ＭＲＩの磁気勾配の切り換えは、ＥＥＧ信号に関係のないパルスを生じさせる。
【０００５】
しかし、そのようなシステムにおいては、少なくとも２つの他の干渉源が発生する傾向がある。第１は、ＡＣ電源設備（典型的に５０Ｈｚまたは６０Ｈｚ）からの電力線（幹線）妨害である。第２は、心弾動図（ＢＣＧ（ballistocardiogram））のノイズ、すなわち、ＭＲＩスキャナの大きな静磁界と相互作用する被験者の脈動する血流によって引き起こされるノイズである。
【０００６】
ＥＥＧにおける干渉を排除するための従来の知られた方法は、基準（reference）電極および差動アンプの使用、ＥＥＧアンプの電気的絶縁、電極導線の遮蔽、共通モード電圧を用いた導線の遮蔽の駆動、ＥＥＧ信号の電気的フィルタリングを含む。ｆＭＲＩにおけるＥＥＧのために、炭素導線およびインダクタの使用のような付加的な方式が利用されてきた。
【０００７】
例えば、ＵＳ−Ａ−５，４４５，１６２は、ノイズ吸収量を最小化するように設計された電極および配線を用いたシステムを提案し、ｆＭＲＩおよびＥＥＧのデータは交互に取得される。それは、干渉を最小化するために、ＭＲＩ室の外にＥＥＧ記録装置を配置することを提案している。
【０００８】
ＵＳ−Ａ−５，５１３，６４９は、ＥＥＧ記録から汚染要因を除去するためのシステムを提案している。それは、測定されたＥＥＧデータにおける汚染要因を推定するために適応型フィルタが用いられ、そして、訂正されたＥＥＧデータを取得するために初期の信号からそれらを減算することを提案している。
【０００９】
ＷＯ−Ａ−０３／０７３９２９は、ｆＭＲＩおよびＥＥＧの同時測定に関する潜在的課題、すなわち、（上述したように）ｒｆおよび磁界によってＥＥＧ信号に誘導されるノイズ、および、ｆＭＲＩ装置の内径へのＥＥＧ電極における強磁性体の採用によるｆＭＲＩ測定の破壊を開示している。この参考文献は、これらの課題を軽減する可能性についてコメントしている。１つは、ＥＥＧ電極において強磁性体なしで済ませること、および、炭素繊維のような代替を用いることである。もう１つは、ｒｆ電界との干渉を最小化するようにＥＥＧ導線を再配置することである。
【００１０】
上述したＷＯ−Ａ−０３／０７３９２９は、脈動するｒｆ電界の内側にＥＥＧ装置を配置することに固有の、例えば誘導電流による安全性の課題も認識している。これらの課題の解決策は、抵抗器によって、または、異なる電極方式または異なる電極材料を用いることによって、または、電極と回路との間の配線に光ファイバリンクを組み込むことによって、ＥＥＧ検出回路のインピーダンスを上昇させることを含む。この参考文献は、そのような危険を避ける、よりよい方法は、電極構造内にアンプを組み込むことであると提案している。
【００１１】
ＷＯ−Ａ−０２／１３６８９は、特にＭＲＩとの組み合わせにおいて、電極の組が差動アンプに結合された、ＥＥＧ、ＥＣＧおよびＥＭＧにおける干渉を減少させる方法を開示している。干渉信号は、信号のデジタル化を開始するタイミング信号と測定信号との同期によって取得される。そして、干渉の減算はデジタルで行われる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
これらの非常にたくさんの提案にもかかわらず、後処理によって除去するよりも処理回路内で早い段階においてＥＥＧ信号におけるいくつかの主要な干渉源を除去することによって、ＥＥＧおよびｆＭＲＩ信号の適切な同時抽出を可能とするシステムの必要性が依然として存在する。
【００１３】
原則として、多数の電気生理学的測定システムのいずれも、ＥＥＧの代わりに、または、ＥＥＧに加えて、ｆＭＲＩと組み合わせることができる。これらの例は、心電図検査法（ＥＣＧ（electrocardiography））、筋電図検査法（ＥＭＧ（electromyography））、電気眼球図記録法（ＥＯＧ（electro-oculography））、網膜電図検査法（ＥＲＧ（electroretinography））、電気皮膚反応測定（ＧＳＲ（galvanic skin response measurement））である。ＭＲＩ、例えばｆＭＲＩと組み合わせて用いるときに、これらのような電気生理学的測定に同じ課題が生じうる。従って、ｆＭＲＩと組み合わせて同時にどのような電気生理学的測定を行うときにも、干渉を十分に抑制する必要性が存在する。便宜のため、総称的な用語である電気生理学的測定（electrophysiological measurement）について、以下、略語ＥＰＭを用いる。本発明は、これらの、または他のＥＰＭシステムに有効である。また、大きな磁界、例えば、経頭蓋磁気刺激（ＴＭＳ（transcranial magnetic stimulation））を利用する処置とＥＰＭとの他の組み合わせにおいても有効である。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
本発明の第１の態様は、所望の信号における干渉を減少させるための電子装置であって、
（ａ）複数の測定信号線を具備し、各測定信号線はそれぞれの測定信号電極に接続され、
（ｂ）１つまたは複数の基準信号線をさらに具備し、各基準信号線はそれぞれ１つまたは複数の基準電極に接続され、
各測定信号線または測定信号線グループはその対応する基準信号線とともに測定信号線または測定信号線グループ／基準信号線の組を構成するように、各々の前記測定信号線、または、それぞれの前記測定信号線グループは、それらの長さの実質的な部分についてそれぞれ前記基準信号線の１つと物理的にごく接近していることによって対応付けられ、
前記電子装置は、各基準信号線における干渉信号を、前記測定信号線または測定信号線グループ／基準信号線の組において対応付けられた測定信号線における干渉信号から、または、前記測定信号線グループ内の各測定信号線における干渉信号から減算するための減算手段をさらに具備し、
前記測定信号電極の少なくとも１つは、被験者と直接に電気的に接続して配置され、かつ前記基準信号電極の少なくとも１つは、前記被験者と直接に電気的に接触せず物理的にごく接近して配置される電子装置を提供する。
【００１５】
本発明の第２の態様は、所望の信号から干渉を減少させる方法であって、
（ａ）複数の測定信号線を設けるステップを有し、各測定信号線は所望の信号および干渉信号を伝送し、
（ｂ）１つまたは複数の基準信号線を設けるステップをさらに有し、各基準信号線は少なくとも干渉信号を伝送し、それぞれの測定信号線または測定信号線グループ／基準信号線の組を与えるために、各測定信号線またはそれぞれの測定信号線グループは、それらの長さの実質的な部分について物理的にごく接近していることによってそれぞれの基準信号線と対応付けられ、
（ｃ）各基準信号線における干渉信号を、前記測定信号線または測定信号線グループ／基準信号線の組において対応付けられた前記測定信号線における干渉信号または前記測定信号線グループ内の各測定信号線における干渉信号から減算するステップをさらに有し、
測定信号電極の少なくとも１つは、被験者と直接に電気的に接続して配置され、かつ基準信号電極の少なくとも１つは、前記被験者と直接に電気的に接触せず物理的にごく接近して配置される方法を提供する。
【００１６】
ここで用いられ、かつ明確に反対に述べるのでなければ、限定のない用語“信号線”は、基準（信号）線またはグランド線と対向する、主要な測定信号を抽出する測定信号線を意味する。
【００１７】
各測定信号線はそれ自身の基準信号線と対応付けられるか、または、測定信号線は１つまたは複数のグループにグループ分けされ、各グループは複数の測定信号線を具備し、各測定信号線はそれ自身の少なくとも１つの対応付けられた基準信号線を有する。これらの配置の組み合わせも可能である。
【００１８】
ここで用いられる“直接に電気的に接触して”は、好ましくは１０ｋオームまたはそれより小さい接触抵抗、より好ましくは１ｋオームまたはそれより小さい接触抵抗を意味し、“直接に電気的に接触せずに”は、それに従って解釈されるべきである。ある好ましい実施形態において、ここで用いられる“直接に電気的に接触して”は、好ましくは１ｋオームまたはそれより小さい接触抵抗、より好ましくは１００オームまたはそれより小さい接触抵抗を意味し、“直接に電気的に接触せずに”は、それに従って解釈されるべきである。
【００１９】
ここで用いられる用語“グループ”は、好ましくは、２つまたはそれより多くを意味する。
【００２０】
以下でより詳細に説明されるように、基準信号電極は、好ましくは、被験者から実質的に絶縁された基準メッシュにおける基準ノードであるように配置される。
【００２１】
好ましくは補償信号線が設けられ、より好ましくは対応付けられた基準信号線も設けられる。一般に、個々の補償線の電極から抽出された補償信号線における補償信号は、各測定信号における干渉を減少させるために用いられる。好ましくは、補償信号線における信号は、複数の補償信号成分を生成するために補償信号処理ユニットにおいて処理される。補償信号成分は、それぞれ、好ましくは対応する１つまたは複数の基準信号の全部または一部の減算の後に、１つまたは複数のそれぞれの測定信号を処理するそれぞれの干渉減少モジュールにおける干渉を減少させるために用いられる。
【００２２】
補償信号は、好ましくは、（比較的敏感でない）被験者の神経部分に接続された個々の補償信号電極から抽出される。
【００２３】
従って、実施形態の１つの部類において、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線を介して抽出され、そのような各測定信号線について、それとともに、それらの相互の長さの実質的な部分についてごく接近して対応する基準信号線が存在する（または、同様に、１つまたは複数の測定信号線グループが、ごく接近して単一の基準信号線を共有することが可能である）。そのような各基準信号線は、使用においてその対応する測定信号電極の近くに配置されるそれぞれの基準信号電極または接続点に接続される。好ましくは、（利用されるとき）補償信号線は、補償信号電極の近くに配置された、基準信号電極または接続点に接続された対応する基準信号線とともに設けられる。好ましくは、各基準信号は、例えば、それぞれの主要な信号ユニット（または補償信号ユニット）を用いて、対応する１つの測定信号（または補償信号）から、または、共有された基準信号線の場合には対応する複数の測定信号（または補償信号）から少なくとも部分的に減算される。好ましくは、補償信号線は、それとともに、それらの相互の長さの実質的な部分に沿って物理的にごく接近してそれ自身の基準線を有する。
【００２４】
少なくともいくつかの測定信号線および／または補償信号線について、同一の基準電極またはそれ自身のそれぞれの基準電極に接続された１つより多くの追加の基準線を設けることが可能である。上述したように、１つまたは複数の測定信号線グループは、１つまたは複数の対応付けられた基準信号線を共有することも可能である。
【００２５】
また、好ましくは、各々の信号接続または信号電極および信号線、補償接続または補償電極および補償線、および、基準接続または基準電極および基準線について、対応するグランド接続／グランド線が設けられ、または、各々の信号線／基準線の組および補償線／基準線の組は、それぞれの単一の共通グランド線を共有する。グランド線は、補償信号線および付随する基準線について設けられることも可能である。特に好ましい実施形態において、実質的に全てのそのようなグランド線は共有された単一のグランド電極に接続される。
【００２６】
干渉の減少は、好ましくはリアルタイムで、除去される干渉の量が動的に決定され、かつ時間にわたって変化しうる適応型ノイズ消去を選択的に利用することが可能である。
【００２７】
好ましくは、各主要信号処理ユニットにおける干渉減少モジュールは直列に配置される。好ましくは、各主要信号処理ユニットにおいて、磁気切り換え干渉、幹線電力干渉、まばたきの人為的な干渉、心弾動図干渉のうちの少なくとも２つを減少させるために、別個の干渉減少モジュールが設けられる。
【００２８】
本発明の実施形態を利用するＥＥＧ測定において、人間または動物の皮膚（例えば頭皮）への電極は、乾燥している、または“湿っている”（すなわち、電気的に伝導性を有するゲルまたはペーストを利用する）ことが可能である。
【００２９】
回路要素または方法におけるステップは、独立してアナログまたはデジタルの手段によって実装することが可能である。
【００３０】
本発明は、以下で詳述するように、以下の本発明のさらなる態様によって定義することも可能である。また、これらの各々は、本発明（方法または装置）のそのような他の態様の必須の、好ましい、または選択的な特徴、および／または、測定、応用の類型および／または特定の電極配置または電極支持装置の使用を含む、本明細書において説明され、定義され、または特許請求された本発明の他の態様の他の必須の、好ましい、または選択的な特徴を選択的に利用することが可能である。
【００３１】
本発明の第３の態様によれば、所望の信号から干渉を減少させる方法であって、
（ａ）所望の信号および干渉信号を伝送する信号線を設けるステップと、
（ｂ）少なくとも干渉信号を伝送する基準線を設けるステップと、を有し、前記信号線および前記基準線は、それらの長さの実質的な部分について物理的にごく接近していることによって対応付けられ、
（ｃ）前記信号線における前記干渉信号から、前記基準線における前記干渉信号を減算する減算ステップをさらに有する方法が提供される。
【００３２】
好ましくは、前記方法は、
（ａ）補償信号を抽出するステップと、
（ｂ）前記補償信号から複数の補償信号成分を生成するステップと、をさらに有し、
前記減算するステップは、測定信号から前記補償信号成分の各々の少なくとも一部を別々に減算するステップを有する。
【００３３】
本発明の第４の態様によれば、所望の信号における干渉を減少させるための電子装置であって、
（ａ）信号電極に接続された信号線と、
（ｂ）基準電極に接続された基準線と、を具備し、
前記信号線および前記基準線は、それらの長さの実質的な部分について物理的にごく接近していることによって対応付けられ、
前記電子装置は、前記信号線における干渉信号から前記基準線における干渉信号を減算し、それによって前記信号線における所望の信号を向上させるための減算手段をさらに具備する電子装置が提供される。
【００３４】
本発明の第５の態様によれば、ＥＰＭから抽出された信号における干渉を減少させるための電子装置であって、
（ａ）信号電極に接続された信号線と、
（ｂ）基準電極に接続された基準線と、
（ｃ）前記信号線および前記基準線のための少なくとも１つのグランド線と、を具備し、前記１つまたは複数のグランド線は少なくとも１つのグランド電極または個々にそれぞれのグランド電極に接続され、
前記電子装置は、前記信号線における信号から前記基準線における干渉信号を減算するための減算手段をさらに具備する電子装置が提供される。
【００３５】
本発明の第６の態様によれば、所望の信号における干渉を減少させるための電子装置であって、
（ａ）複数の信号線を具備し、各信号線はそれぞれの信号電極に接続され、
（ｂ）１つまたは複数の基準電極に接続された１つまたは複数の基準線と、
（ｃ）１つまたは複数のグランド電極に接続された１つまたは複数のグランド線と、をさらに具備し、
前記電子装置は、前記信号線における干渉信号から各基準線における干渉信号を減算し、かつ／または、前記信号線における干渉信号から各グランド線における干渉信号を減算するための減算手段をさらに具備する電子装置が提供される。
【００３６】
本発明の第７の態様によれば、ＥＰＭから抽出された信号における干渉を減少させる方法であって、
（ａ）所望の信号および第１干渉信号を伝送する信号線を設けるステップを有し、前記信号線は信号電極に接続され、
（ｂ）少なくとも第２干渉信号を伝送する基準線を設けるステップをさらに有し、前記基準線は基準電極に接続され、
（ｃ）前記信号線および前記基準線のためのグランド線を設けるステップをさらに有し、前記１つまたは複数のグランド線は、少なくとも１つのグランド電極または個々にそれぞれのグランド電極に接続され、
（ｄ）前記信号線における前記第１干渉信号から前記基準線における前記第２干渉信号を減算するステップをさらに有する方法が提供される。
【００３７】
本発明の第８の態様によれば、所望の信号から干渉を減少させる方法であって、
（ａ）複数の信号線を設けるステップを有し、各信号線は所望の信号および第１干渉信号を伝送し、
（ｂ）少なくとも第２干渉信号を伝送する１つまたは複数の基準線を設けるステップと、
（ｃ）１つまたは複数のグランド線を設けるステップと、
（ｄ）前記第１干渉信号から前記第２干渉信号を減算するステップをさらに有する方法が提供される。
【００３８】
補償信号電極への接続のために少なくとも１つの補償信号線を設けることが可能である。補償信号電極は、好ましくは、“神経”部分（例えば、ＥＥＧの場合には、耳の上または耳の近く）において被験者に配置される。補償信号線を介して抽出された結果の少なくとも１つの補償信号は、例えば減算処理によって、１つまたは複数の（測定）信号線における干渉を少なくとも部分的に減少させるために用いられる。補償信号線は、好ましくはそれらの相互の長さの実質的な部分に沿って物理的にごく接近している、それ自身の基準線に対応付けられ、かつ補償信号電極に対応付けられた基準電極（ノード）に接続されることが好ましい。
【００３９】
本発明の第９の態様によれば、所望の信号における干渉を減少させるための電子装置であって、
（ａ）複数の測定信号線を具備し、各測定信号線はそれぞれの測定信号電極に接続され、
（ｂ）１つまたは複数の基準信号線をさらに具備し、各基準信号線はそれぞれ１つまたは複数の基準電極に接続され、
各測定信号線はその対応する基準信号線とともに測定信号線／基準信号線の組を構成するように、前記測定信号線の各々は、それらの長さの実質的な部分についてそれぞれ１つまたは複数の前記基準信号線と物理的にごく接近していることによって対応付けられ、
前記電子装置は、前記測定信号線／基準信号線の組において対応付けられた前記測定信号線における干渉信号から１つまたは複数の基準信号線の各々における干渉信号を減算するための減算手段をさらに具備し、
前記測定信号電極の少なくとも１つは、被験者と直接に電気的に接続して配置され、かつ前記基準信号電極の少なくとも１つは、前記被験者と直接に電気的に接触せず物理的にごく接近して配置される電子装置が提供される。
【００４０】
この実施形態は、ｆＭＲＩのようなＭＲＩと組み合わせることが可能な心弾動図（ＢＣＧ）のような電気生理学的測定システムにおける使用を見出だすことが可能である。
【００４１】
本発明の第１０の態様によれば、所望の信号における干渉を減少させるための電子装置において用いられる１つまたは複数の電極を支持するための帽子であって、
（ａ）導電層と、
（ｂ）被験者との接触のために配置された少なくとも１つの測定信号電極と、を具備し、
１つまたは複数の前記測定信号電極の少なくとも１つは、前記導電層と電気的に接触するが使用において前記被験者と直接に電気的に接触しないように配置される基準電極と対応付けられる帽子が提供される。
【００４２】
好ましくは、前記導電層は導電メッシュを具備する。
【００４３】
好ましい実施形態において、前記帽子はＥＰＭを実行するための電極支持構造物を具備し、
前記被験者の皮膚に接触するために設けられた測定信号電極の配列と、
前記測定信号電極の各々への独立した電気的接続のために設けられた第１接続手段と、
前記基準電極の各々への独立した電気的接続のための第２接続手段と、
をさらに具備する。
【００４４】
好ましくは、使用において前記被験者から前記導電層を絶縁するために絶縁層が設けられる。
【００４５】
好ましくは、前記基準電極の数は前記測定信号電極の数と実質的に同一である。
【００４６】
好ましい実施形態において、各測定信号電極または測定信号電極グループは、物理的にごく接近して対応するそれぞれの基準電極を具備する。
【００４７】
好ましくは、前記帽子は、使用において前記被験者の皮膚に接触するために設けられた１つまたは複数のグランド電極をさらに支持し、
前記帽子は、前記１つまたは複数のグランド電極の各々への独立した電気的接続のための第３接続手段をさらに具備する。
【００４８】
好ましい実施形態において、前記帽子は単一のグランド電極を支持し、好ましくは、前記帽子は補償信号電極を支持する。
【００４９】
好ましくは、前記グランド電極および前記補償信号電極についてそれ自身の独立した電気的接続を有するそれぞれの基準電極が設けられる。
【００５０】
好ましくは、前記導電層は、１つまたは複数の前記基準電極を具備する連続した層状の部材を具備する。
【００５１】
好ましい実施形態において、前記導電層は、それぞれ１つまたは複数の前記基準電極を具備する離散した部材の基盤を具備する。
【００５２】
好ましい実施形態において、前記帽子は可撓性のある帽子である。
【００５３】
代わりの好ましい実施形態において、前記帽子は撓まない帽子であり、前記導電層は可撓性がある。
【００５４】
本発明の全ての態様に関して、“基準ループ”は、外部場によって回路ループ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用いられる。以下で説明する好ましい実施形態において、この回路ループは、生物体と電子増幅回路との間の接続によって構成される。説明される実施形態において、基準ループの単純化されたものが、機能的磁気共鳴映像法（ｆＭＲＩ）において生成される磁界によって誘導されるノイズ電圧を減少させるために、ＥＥＧ記録のようなマルチチャネルのＥＰＭ記録において用いるために説明される。さらに、ＥＰＭおよびｆＭＲＩへの最小の干渉とともにＭＲＩまたはｆＭＲＩ環境において同時にＥＰＭを取得するために、十分な回路手段の実施形態が説明される。ＥＥＧ信号のようなＥＰＭ信号は、ｆＭＲＩ等なしで用いられる場合でも、例えば、近くの電気モータによって生成される大きな干渉成分が存在しうる。本発明は、ノイズ源および／またはデータ取得回路を遮蔽する必要性を減少または除去するような応用においても有効である。
【００５５】
ｆＭＲＩと同時にＥＰＭデータ取得を実行するために、ＥＰＭデータ取得回路は、（人体の）外部の電界および磁界によって引き起こされる干渉を排除しなければならない。干渉の主要な源は、ＡＣ電力幹線（一般に５０または６０Ｈｚ）からの低周波数の電界および磁界、約５００Ｈｚに落とされた基本周波数範囲を有するｆＭＲＩからの切り換え磁界、６０から１３０ＭＨｚの範囲のｆＭＲＩからの高周波（ｒｆ）電磁界である。干渉のもう１つの源は、磁界における循環血液の脈動による心弾動図のノイズである。さらにＭＲＩスキャナの大きな静磁界は、電極または導線の動きが生じるときにＥＰＭ信号線において誘導される干渉電圧を引き起こす。これらの少なくとも２つは、本発明の第１および第２の態様による別個の干渉成分として減少される。
【００５６】
単一の信号線は、それぞれ別個の信号電極に接続することが可能である。基準線は、単一の基準電極またはそれぞれの別個の基準電極に接続し、または、複数の基準電極を含む他の配置に接続することが可能である。
【００５７】
従って、それぞれの信号線および対応付けられた基準線の各々が、それぞれの信号線（または信号線グループ）／基準線の組を構成するように、各信号線（または信号線グループ）はそれらの長さの実質的な部分についてごく接近している対応する基準線の１つと対応付けられる。そして、減算手段は、組において対応付けられた信号線（またはそれぞれのグループの各信号線）における干渉信号から各基準線における干渉信号を減算するために設けられ、それによってその信号線における所望の信号を向上させる。
【００５８】
本発明の好ましい実施形態において、少なくとも１つの基準線は、人間または動物の体の一部（例えば、ＥＥＧ測定の場合においては頭皮）に直接に電気的に接触せずに物理的に近くの導電部材に接続される。この導電部材は、例えば、導電メッシュの形態とすることが可能である。
【００５９】
１つまたは複数のグランド線を設けることは、本発明のいくつかの態様については必須であるが、本発明の他の態様については単に好ましい。信号線／基準線の組は、好ましくは両方と物理的にごく接近して、共通のグランド線を共有することが可能であり、または、信号線および基準線の各々は、好ましくはそれらと物理的にごく接近して、それ自身のグランド線を設けることが可能である。そのような配置の組み合わせ（いくつかの信号線／基準線の組について１つまたは複数の共有されるグランド線、および、１つまたは複数の他の信号線／基準線の組について１つまたは複数の個々のグランド線）も可能である。全てのグランド線は、共通のグランド電極、または、独立のそれぞれのグランド電極、または、複数のグランド電極を含む他の配置に接続することが可能である。好ましくは、各グランド電極は、以下でさらに説明するように、被験者（例えば、ＥＥＧの場合において頭部の皮膚または頭皮）と直接に（低い抵抗値で）接触する。実施形態の特に好ましい部類において、複数の測定信号線は、それぞれの測定信号電極に各々接続される。各測定信号線（または測定信号線グループ）は、それぞれの基準信号電極（ノード）に接続されるそれ自身の対応付けられた基準信号線を有する。別個のグランド電極はグランド線に接続され、別個の補償信号電極は補償信号線に接続される。補償信号線およびグランド線の各々は、専用の追加のそれぞれの基準電極に接続されるそれぞれの対応付けられた基準線を有する。
【００６０】
１つまたは複数の個々の線（測定信号、補償信号、基準信号、またはグランド）は、それ自身の専用の電極（それぞれ、信号、基準、グランド）に接続され、その電極は、並列に接続される１つまたは複数の基準線を有する２つ以上の電極として実現することが可能である。明確に反対に述べられ、または、文脈が許さない場合を除いて、用語“電極”および“ノード”（下記を参照）はこれらの可能性を包含するものとして解釈されるべきである。
【００６１】
場合によって、各々の測定信号線、補償信号線および／またはグランド線は、それらの長さの実質的な部分について、それぞれの基準線、それぞれのグランド線、または両方と、物理的にごく接近し、好ましくは一緒に撚り合わされる。
【００６２】
好ましくは、信号電極およびグランド電極は被験者（一般に、頭部、または、ＥＰＭがＥＥＧであるときには頭部／首の領域、例えば主に頭皮）と直接に電気的に接続される。好ましくは、これは１ｋオームより小さい個々の電極の接触抵抗を意味する。しかし、基準電極は、好ましくは、被験者と直接に電気的に接触しないが、電極は被験者と物理的にごく接近し、好ましくは、各々はその対応付けられた信号電極に近い。
【００６３】
好ましくは、特にＥＰＭがＥＥＧであるとき、基準電極はメッシュとして設けられる。そして、信号電極および基準電極は、頭部または頭皮の上に配置されるが、１つの信号電極／基準電極の組は、耳の下のような、生理学的な電気信号のピックアップが低い位置に取り付けられる。しかし、少なくとも１つの基準電極は被験者から電気的に絶縁される。従って、用語“電極”は被験者と直接に電気的に接触しない変形も含むことを理解すべきである。
【００６４】
構造の好ましい形態は、電極を決まった場所に保持する帽子として機能する、可撓性のある電気的に伝導性を有する伸縮性のある基準メッシュ素材を具備する。基準メッシュ素材は、人体および電極からメッシュを電気的に絶縁するために絶縁層で被覆されることが可能である。全ての構成要素は、好ましくは、化学的な消毒薬および洗浄剤に耐性があるように選択された素材で作られる。
【００６５】
好ましい実施形態において、前記装置はＥＰＭを実行するための電極支持構造物をさらに具備し、前記装置はそれによって支持された電極支持体と、被験者の皮膚に接触するために設けられた測定信号電極の配列と、前記測定信号電極の各々に独立に電気的に接続するために設けられた第１接続手段と、を具備し、前記装置は、１つまたは複数の基準ノードを有する電気的導電メッシュと、前記基準ノードの各々に独立に電気的に接続するための第２接続手段と、をさらに具備する。この支持構造は、本発明の他の態様による回路、方法または装置とともに使用することが可能である。
【００６６】
ここで用いられる基準メッシュへの電気的接触点は、通常、“電極”と称する。しかし、用語“ノード”は、基準メッシュとのそのような電気的接触点について用いられ、メッシュの一部が被験者と、例えば、被験者の皮膚と直接に電気的に接触してもしなくても、電極と同義に考えることができる。
【００６７】
構造の１つの適切な形態は、撓まない、または、可撓性のある帽子の形態であり、好ましくは、間に挟まれた電気的に伝導性を有する基準メッシュ構造（好ましくは可撓性のある）と帽子に固定された電極とを有する、絶縁された伸縮性のある帽子素材の２つの層を有する。ＥＥＧ電極を支持するための帽子構造は、ＷＯ−Ａ−００／２７２７９およびＵＳ−Ａ−６，７０８，０５１において既に知られている。
【００６８】
適切な帽子構造における各電極位置は、例えば、信号ループについて２つおよび基準ループについて２つの４つの導線を有し、互いに撚り合わされた２つの撚り対線として到達する。１つの導線は人体の電極に接続し、１つの導線は電極の隣の基準メッシュに接続し、１つの導線は帽子を横切って人体のグランド電極に進み、１つの導線は帽子を横切って基準メッシュのグランド接続に進む。マルチチャネル配置は複数のそのような位置を具備する。
【００６９】
基準メッシュ素材は、炭素を加えた物質、気泡体、または糸（炭素導線）から作ることが可能である。他の伝導性を有する素材は、炭素に加えて、または炭素に代えて、銀メッキされたポリマー基質（polymer substrate）のようなもの、例えばナイロンを加えるために用いることが可能である。
【００７０】
疑義を避けるため、本発明のどの態様による減算への言及も、対応する基準線から干渉信号を抽出し、かつ信号線における干渉信号を減少させるために用いることによる、信号線における干渉のあらゆる減衰を意味する。他の演算とともに算術的な減算はこの用語に含まれる。この定義は、干渉信号の実質的な全体の除去を含むが、信号線からの干渉信号の少なくともいくらかの減少も含む。
【００７１】
２つ以上の線がそれらの長さの実質的な部分についてごく接近して対応付けられるとは、好ましくは、それぞれの線がそれらの長さの少なくとも５０％、より好ましくは少なくとも６０％、さらに好ましくは７０％、さらにまた好ましくは８０％、最も好ましくは９０％について物理的にごく接近して伸びることを意味する（１つまたは複数の導線が他の関係する導線より長いとき、これらの比率は最も長いものの比率である）。
【００７２】
従って、ごく接近している線は、適切な手段、例えば（信号線の芯を取り巻く基準線を有するような、またはその逆の）同軸によって、または、一対の導線の組（または複数の導線の組）として一緒に伸ばされることによって、または、他の手段によって、最も好ましくは、一緒に撚り合わされることによって、配置することが可能である。
【００７３】
前記減算手段は、好ましくは、それぞれ信号線および基準線に接続された反転および非反転入力を有する差動アンプを具備する。
【００７４】
各々の信号線／基準線の組は、例えば、適切にグランド接続に接続された金属製の保護被覆によって遮蔽することが可能である。
【００７５】
また、前記減算手段は、それぞれの信号線／基準線の組に対応付けられた１つまたは複数の共通モードチョークを具備し、そのような各共通モードチョークの巻線はそれぞれ信号線および基準線の１つに接続される。前記減算手段は、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具備し、その典型的な実施形態は０．０５°の等リプル型（Equiripple-type）フィルタである。
【００７６】
本発明のどの態様の装置および方法も、記録はその室外で行うことが可能であるが、それ自体ＭＲＩ室に配置することが可能である。本発明のどの態様の装置も、実質的に全体として電気的に配線され、すなわち、光または無線リンクは、後者は可能であるが、これを必要としない。
【００７７】
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取得および読み出しを提供し、従って、そうでなければ例えば後処理のために生じうる、データ取得とデータの利用可能性との間の最小の遅延を提供する。
【００７８】
本発明の１つまたは複数の好ましい実施形態の電子回路および干渉減少方法は、干渉を受ける測定信号を用いて利用することが可能であるが、ＥＰＭ単独について、または、ＭＲＩ、ｆＭＲＩまたはＴＭＳと組み合わせて利用することが可能である。また、電磁式脳造影法（ＭＥＧ（magnetoencephalography））から取得される信号における干渉を減少させるために用いることが可能である。ＭＥＧはＥＥＧに類似の技術であり、頭部の表面における電極を用いる代わりに、神経活動によって生成される頭蓋骨の外部の磁界における変化を測定するためにセンサーの配列を用いる。
【００７９】
以下でさらに説明されるように、本発明は、ＥＥＧ以外の医療または準医療測定の適用においても有効である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００８０】
ここで、添付図面を参照して、以下の好ましい実施形態の説明を通して本発明をより詳細に説明する。
【００８１】
図１は、本発明の１つまたは複数の実施形態の装置および方法が利用されうる基本的なｆＭＲＩおよびＥＥＧシステムを表わす。図１に表わされているように、被験者１は、被験者の頭部３を磁界巻線およびｒｆコイルを設けたｆＭＲＩコイルユニット７の内径５の内側に位置して配置される。これらのコイルおよび巻線は、コイルユニット７を演算回路１１に接続する多数の導線接続９等を介して電圧が加えられる。演算回路ユニットはメモリおよびディスプレイユニット１３に接続され、そこでＭＲＩスキャンが随意に蓄積、表示および印刷される。
【００８２】
ＥＥＧ信号を取得するための複数の電極１５、１７、１９等は、被験者１の頭皮に取り付けられる。以下でより詳細に説明するように、これらの１つの電極１９は、“基準電極”である。電極１５、１７、１９等からの信号は、導線２１、２３等によってＭＲＩ室の外部に設置されたレコーダ２７に接続されたＥＥＧ制御ユニット２５に伝達される。
【００８３】
組み合わされたｆＭＲＩ／ＥＥＧの配置は、以下で説明されるＥＥＧ処理回路のどのような特定の実施形態にも適用されると考えうる。
【００８４】
考案された実施形態において、以下でより詳細に提示されるデータを取得するために用いられるＭＲＩシステムは、Siemens AllegraTM(3.0T)-MR6である。
【００８５】
Siemens AllegraTM 3Tは、頭部のみの調査磁石である。それは、基本的かつ医療用のスキャンを実施するために必要なハードウェアおよびソフトウェアを備える。勾配（gradient）ハードウェアは、１４画像／秒の持続速度においてシングルショットのエコープラナー法（ＥＰＩ（echoplanar imaging））を可能とする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（slew rate）で６０ｍＴ／ｍで影像可能な３６ｃｍＩ．Ｄ．非対称勾配磁場コイルからなる。このシステムは、１５ｋＷアンプおよび８ＲＦプリアンプチャネルを備え、このシステムはWindows（登録商標）ＮＴプラットフォーム上のSyngoTMソフトウェアをサポートする。
【００８６】
ＥＰＩ仕様は、毎秒１から１３の勾配切り換えパルス（画像）が用いられる。勾配強度（gradient strength）：２０−３５ｍＴ／ｍ、最大４０ｍＴ／ｍ、スルーレート：４００ｍＴ／ｍ／ｍｓｅｃ、パルス幅：０．３２−０．６４ｍｓｅｃ、正と負の勾配の間で振動する、Ｒｆパルス周波数：１２６ＭＨｚ、スライス位置について変調された周波数。
【００８７】
ｆＭＲＩのために用いられる従来のシーケンスは、マルチスライスエコープラナー法である。ここにおいて、最大の勾配は二極性の方形波として印加され、多くの場合、（端部を滑らかにするために）より台形または正弦の形状となるように修正される。典型的に、１つの画像について、これは２から０．５ｋＨｚの基本周波数を用いて２０−１００ｍｓについて印加される。他の２つの勾配の１つは、大きな切り換え勾配の零交叉において一連のより小さいパルス（典型的な１００μｓの持続時間）として、通常、印加される。一方、第３の（スライス選択の）勾配は、通常、典型的に３−５ｍｓ持続する二極性の方形波としてシーケンスの最初においてだけ印加される。ｒｆは、通常、スライス選択の勾配として同一の時間においてだけ印加される。
【００８８】
図２は、図１の配置において用いられる基本的なＥＰＩシーケンスを表わす。Ｇｚはスライス選択を表わし、Ｇｘは大きい勾配であり、Ｇｙはより小さいパルス化された勾配である。図２にはｒｆパルスも表わされている。以下、さらに説明される検査において、Ｇｘは３０ｍｓについてオンであった。用いられるＭＲＩ装置に応じて、スライス勾配時間は２の倍率（factor）で変化することが可能である。切り換えられる勾配は、周波数および強度において２の倍率でより小さくすることが可能である。
【００８９】
図３から図５は、ｆＭＲＩおよびＥＥＧの同時測定のために干渉を減少させるためのプリアンプ回路の例を表わす。図８から図２１に表わされているような本発明の好ましい実施形態は、１つまたは複数の基準電極が被験者との直接の電気的接点ではなく、図３から図５に表わされているような回路の動作における干渉信号の減少を向上することを指向している。
【００９０】
図３は、ＥＥＧデータ取得回路の信号チャネルを表わす。それは、ｆＭＲＩによって生成される干渉を抑えるために基準ループおよび他の手段を組み込む。この図に表わされているように、被験者３１の頭部には、生体電位信号取得のための信号電極３３、基準電極３５、回路グランド電極３７が取り付けられる。ＥＥＧ信号におけるｒｆノイズを最小化するために、電極は金属ではなく炭素を加えた素材が好ましい。ｆＭＲＩへの干渉を最小化するために、金属、にかわ、エポキシ等の使用は避けるべきである。
【００９１】
導線３９、４１は、それぞれ信号電極３３および基準電極３５から延び、かつ可能な限り物理的に互いに近くに配置される。電極導線３９、４１は炭素繊維で作られているので、導線電極は、頭皮または耳たぶの上に機械的に決まった位置に保持され、かつ電極ゲルを用いて人体３１に電気的に接続された導線の端部を用いることによって簡単に実現することが可能である。基準電極３５は、好ましくは耳たぶの上に配置され、かつ基準電極３５からの導線４１は、基準電極３５から頭皮の上に配置された信号電極３３に非常に近い位置まで延びるように配置される。そして、信号電極３３に接続された導線３９は導線４１と撚り合わされ、約２〜５ｍの長さの撚り対線は、以下でさらに説明されるフィルタおよび増幅回路に接続される。
【００９２】
複数の信号電極を具備するマルチチャネルアプリケーションにおいて、各信号電極導線３９は基準電極３５から延びる別個の導線４１と一組にされ、かつ全ての遮蔽された撚り対線は、電極ケーブルセットを形成するためにグランド基準導線と一緒に束ねられる。
【００９３】
図３に表わされているように、信号電極３３および基準電極３５から離れたそれぞれの端部において、導線３９、４１の遮蔽された撚り対線は、共通モードチョーク４７の巻線４３、４５のそれぞれの入力に接続される。共通モードチョーク４７の出力端子４９、５１は、それぞれ２つのコンデンサＣ１およびＣ２を介して回路グランドに接続される。共通モード（両方の導線について同一の電圧）ｒｆは、２つのコンデンサＣ１およびＣ２と結合された共通モードチョーク４７によって大きく減少する。
【００９４】
共通モードチョーク４７の第１出力端子４９は第１インダクタＬ１の入力端子にも接続され、共通モードチョーク４７の第２出力端子５１は第２インダクタＬ２の入力端子に接続される。第１および第２インダクタＬ１、Ｌ２の出力端子は、第３コンデンサＣ３によって橋絡される。従って、それによって、共通モードチョーク４７の出力からの残存する差動モードｒｆは、それぞれ一端においてチョーク出力４９、５１に接続され、かつ他端において第３コンデンサＣ３によって橋絡されたインダクタＬ１およびＬ２によって共通モードに変換される。好ましくはインダクタＬ１、Ｌ２は１μＨ付近のインダクタンスを有するが、問題とされるｒｆ周波数において数百オームのインピーダンスを有するフェライトビーズをインダクタＬ１およびＬ２に結合された導線上に配置することが可能である。これらは、飽和を防止するためにスキャナヘッドの静的磁界から十分遠くに配置すべきである。コンデンサＣ１、Ｃ２、Ｃ３は、信号電極３３から生じる低周波数信号について高インピーダンスを維持するために小さく（約１ｎＦ）なければならない。第１インダクタＬ１の出力端子は、第１オペアンプＵ１の非反転入力に接続される。第４コンデンサＣ４は、第１オペアンプＵ１の非反転入力と反転入力との間に接続される。第１オペアンプＵ１の反転入力は、第１抵抗器Ｒ１の第１端子にも接続される。第１抵抗器Ｒ１の他の端子は回路グランドに接続される。第２抵抗器Ｒ２は、第１抵抗器Ｒ１の第１端子と第１オペアンプＵ１の出力との間に接続される。
【００９５】
好ましくは、第４コンデンサＣ４は１００ｐＦ付近の静電容量を有し、抵抗器Ｒ１およびＲ２はそれぞれ１００ｋオーム付近および１０オーム付近の抵抗値を有する。
【００９６】
同様に、第２インダクタＬ２の出力端子は、第２オペアンプＵ２の非反転入力に接続される。第５コンデンサＣ５は、第２オペアンプＵ２の非反転入力と反転入力との間に接続され、第２オペアンプＵ２の反転入力は、第３抵抗器Ｒ３の第１端子にも接続される。第３抵抗器Ｒ３の他の端子は回路グランドに接続される。第４抵抗器Ｒ４は、第３抵抗器Ｒ３の第１端子と第２オペアンプＵ２の出力との間に接続される。第３抵抗器Ｒ３は、好ましくは、１Ｍオーム付近の抵抗値を有する可変抵抗器である。第４抵抗器Ｒ４は、好ましくは、１０オーム付近の抵抗値を有する。
【００９７】
第１オペアンプＵ１の出力は第５抵抗器Ｒ５の第１端子にも接続され、第２オペアンプＵ２の出力は第６抵抗器Ｒ６の第１端子にも接続される。抵抗器Ｒ５およびＲ６の第２端子は、それぞれ第３差動アンプＵ３の非反転入力および反転入力に接続される。第６コンデンサＣ６は、第３差動アンプＵ３の反転入力および非反転入力を橋絡する。第３差動アンプＵ３の出力信号Ｖｏは干渉が減少した信号である。
【００９８】
“基準ループ”は、基準電極３５からそれに結合された導線４１を通してアンプＵ２の非反転入力へ、そしてグランド電極３７を通して人体に戻る回路グランドへの経路をたどることによって形成される回路である。類似のループが、信号電極３３から導線３９を通してもう１つのアンプＵ１の非反転入力へ、および、回路グランドおよびグランド電極３７を通して人体３１に戻る信号経路において形成される。
【００９９】
低ノイズの第１および第２オペアンプＵ１およびＵ２は、１に近い利得を有する高入力インピーダンスを有し、かつそれぞれインダクタＬ１およびＬ２から非反転入力において信号を受信する。アンプＵ１およびＵ２はインピーダンス変換器として動作し、電極への高インピーダンス、および、それぞれ第３アンプＵ３の非反転入力および反転入力を駆動する低インピーダンスを与える。アンプＵ１およびＵ２の利得は、Ｕ１およびＵ２の利得に密接に整合するために可変であるＲ３を用いて抵抗器Ｒ１からＲ４によって設定される。コンデンサＣ４およびＣ５は、入力において現れる残存するｒｆの調整によって引き起こされるアンプＵ１およびＵ２の低周波数応答を最小化するために、Ｕ１およびＵ２それぞれの反転入力と非反転入力との間に接続される。Ｕ１およびＵ２の出力は、それぞれ第３差動アンプＵ３の非反転入力および反転入力と直列に、それぞれ抵抗器Ｒ５およびＲ６に接続される。これらは、設定された−３ｄＢ（フィルタカットオフ）周波数より上の差動モード電圧を共通モード電圧に変換するために、（Ｕ３の入力にまたがる）コンデンサＣ６と結合する。Ｕ３はｒｆまで共通モード電圧を除去することが可能な（Analog DevicesTM AD8129のような）高速差動アンプが好ましい。
【０１００】
従って、Ｒ５、Ｒ６、Ｃ６、Ｕ３は結合して単極ローパスフィルタとしての機能し、信号線および基準線における差動モード電圧を、−３ｄＢカットオフ周波数より上の１０の基準について−６ｄＢにおける共通モード電圧に変換する。差動モード電圧を共通モード電圧に変換するそのようなフィルタは、以下、ＤＭ／ＣＭフィルタと呼ぶ。また、Ｕ３は、ＤＭ／ＣＭフィルタのカットオフ周波数より下の帯域幅において信号電圧からの基準電圧の減算を実行する。ＤＭ／ＣＭカットオフ周波数より下の信号線および基準線における干渉電圧の間の不整合は、結果として信号において残存する干渉成分となる。カットオフ周波数より上において、信号および基準信号の両方はフィルタされるが、フィルタは単極にすぎないので、フィルタカットオフに近い周波数において信号線および基準線に現れるノイズ電圧における大きな不整合は、結果として出力において現れる残存する干渉となる。
【０１０１】
ＤＭ／ＣＭフィルタのカットオフ周波数は、磁気的に誘導された干渉電圧の最大の除去を得るために可能な限り低く設定される。典型的に、Ｒ５およびＲ６は３６５Ωであり、Ｃ６は１．０μＦであり、結果として、約２１８Ｈｚの−３ｄＢカットオフ周波数となる。Ｕ３は１０の利得によってＵ１およびＵ２から受信した残存する差動モード信号を増幅し、この出力はさらに増幅され、かつ（図示しない）ハイパスフィルタおよびローパスフィルタを用いてフィルタリングされる。典型的なフィルタの実装は、１．０Ｈｚの−３ｄＢ周波数を有する単極ハイパスフィルタ、および、２５６Ｈｚの−３ｄＢ周波数を有する４極バターワースローパスフィルタを含む。全てのフィルタの結合は、結果として最終の信号帯域幅となり、１から１００Ｈｚであることが好ましい。さらに干渉を減少させるために、関心のある信号の周波数範囲に応じて、帯域幅を狭めることが可能である。
【０１０２】
ｆＭＲＩの大きな磁界は、基準ループおよびその類似のループにおいてボルトのオーダーで電圧を誘導しうる。誘導された電圧は、ループの範囲を最小化することによって減少するが、グランド電極の位置に対する頭皮への電極の物理的な配置は、結果として避けることができないループとなり、結果として大きな誘導電圧となるのに十分な大きさである。基準電圧は信号電圧から減算されるので、空間的に信号ループおよび基準ループをごく接近して対応付けることは、結果として誘導された干渉のさらなる減少となる。全ての信号チャネルについて基準電極からの単一の導線を用いることが可能であり、これは結果として大多数のチャネルについて大きな空間的不整合となる。図３において表わされている配置とともに、好ましくは、複数の信号電極が用いられ、それぞれが自身の信号導線を有する。そして、ループの空間的な整合が最大化されるように、別個の基準導線が各信号チャネルについて用いられ、密接に信号導線に従う（好ましくは導線を撚り合わせる）。１つより多くの基準電極３５が設けられるならば、全ての基準導線は１つまたは複数の基準電極３５において電気的に終端する。これは、そのような配置において、多くの基準導線が単一の基準電極３５または基準電極グループにおいて終端することを意味する。
【０１０３】
図３の回路の利点は、各信号導線（基準ループ）、共通モードチョーク４７、利得整合されたバッファアンプＵ１およびＵ２の結合、ＤＭ／ＣＭフィルタ、高速差動アンプＵ３について、基準電極３５からの別個の導線の使用によってもたらされる。電極として炭素導線の端部を使用すること、および、回路グランドに接続され、かつ撚り合わされた導線の対を取り囲む第２遮蔽の使用も効果的である。
【０１０４】
図３に表わされた回路の基本となる目的は、干渉電圧を低レベルに減少させ、かつ信号を増幅することである。これは、関係する広範囲の周波数にわたって達成されなければならない。電力幹線の干渉を減衰させるために、バッファアンプＵ１およびＵ２の高インピーダンス、厳密な利得の整合、Ｕ３の高い共通モード除去、基準ループの厳密な整合、電力または純正なグランドからの回路グランドの電気的絶縁が十分に効果的である。信号線および基準線から抽出された共通モード信号とともに、グランドされた遮蔽内で第２の撚り対線の遮蔽を行うことは、長い電極導線を用いるとき、特に、導線の撚り対線が回路グランドに接続された遮蔽内に配置されるときに、高い入力インピーダンスを維持するために役立つ。ｆＭＲＩの磁界からの干渉について、正確に整合された基準ループは誘導電圧をかなり減少させ、かつ４極ローパスフィルタと結合されたＤＭ／ＣＭローパスフィルタであるＲ５−Ｒ６−Ｃ６−Ｕ３は大部分の残存する干渉を除去する。炭素導線、回路グランドに接続されたケーブル遮蔽、ｒｆ共通モードおよび差動モードフィルタ、バッファアンプＵ１およびＵ２の入力にまたがるｒｆ遮断コンデンサＣ１およびＣ２、高速差動アンプＵ３の使用は、ｒｆ干渉を減少させるように結合されて動作する。
【０１０５】
もう１つの回路が図４に表わされ、符号６１は信号電極６３、６５等（典型的に頭皮に取り付けられる）、補償電極６９（典型的に耳たぶに取り付けられる）、グランド電極７１が付けられた被験者を表わす。電極６３から７１および接続する導線は、典型的に炭素を加えた（より低い導電率まで、従って、電極および導線におけるｒｆ電流を減少させる）素材であり、ｒｆ電流制限、安全性、フィルタリングのために電極の近くに直列に挿入された、１０ｋΩから１５ｋΩの炭素抵抗器（図示しない）を有する。符号７３は、多数の基準導線Ｒ１からＲｎを分配するための（典型的にｒｆ電流減少のために炭素を加えた素材の）導電分岐点を表わし、基準導線Ｒ１からＲｎは、炭素を加えた素材で形成され、各々がごく接近して配置され、可能であれば信号電極導線と撚り合わされる。補償電極６９は、好ましくは、被験者の耳たぶに取り付け可能である。各基準導線は、信号（または補償）電極導線によって形成されるループに正確に整合された基準ループを形成する。
【０１０６】
各信号−基準導線の対６３／Ｒ１からＲｎ等は、ｒｆフィルタ７５、７６等を介して、それぞれプリアンプの組７７、７９等に接続される。図３の配置のように線をまたがるコンデンサ（典型的に１ｎＦ）が続く各線において、絶縁されたグランドへのコンデンサ、および、一連のインダクタ（典型的に１μＨ）または（数百オームのｒｆインピーダンスを与える）フェライトチップが続く、導線の組をまたがる共通モードチョークを用いることによって、プリアンプ７７、７９等の入力において追加のｒｆフィルタリングを実現することが可能である。グランドへのコンデンサ（典型的に１ｎＦ）が続く、一連のインダクタ（典型的に１μＨ、またはフェライトチップ）からなるｒｆフィルタ８７もグランド線に配置される。各プリアンプの出力はローパスフィルタに接続される。これらは、プリアンプの組７７、７９についてローパスフィルタ８１、８３等として表わされている。従って、信号電極６３からの各信号線およびそれらに対応付けられた各基準線Ｒｎは、（ＤＭ／ＣＭフィルタおよび差動アンプ８５として表わされている）回路ユニットに接続されたローパスフィルタの出力とともにそれ自身のｒｆフィルタに接続される。回路ユニットは、図３のそれと同様に、フィルタリングおよび減算機能を実行する。
【０１０７】
信号および基準導線の組は、グランド電極導線とともに典型的に約２から５メートルについて束ねられ、その位置で各導線（図においては簡単にするため電極６３について１つのみ表わす）についてｒｆフィルタ７５等を含む遮蔽された金属（アルミニウム）筐体内で炭素導線が終端される。ｒｆフィルタ筐体の金属ケースは、低インピーダンスのｒｆグランドを確立するためにＭＲＩ装置のフレームに接合される。ｒｆフィルタは、筐体において絶縁されたｒｆグランドに接続されたコンデンサが続く一連のインダクタ（典型的に１μＨ）からなり、そして、単一の１ｎＦのコンデンサによって金属ケースに接続される。撚り対線における金属性の（通常は銅の）導線は各信号−基準の組についてｒｆフィルタ出力に接続され、かつ単一の金属導線はグランド電極のｒｆフィルタ出力に接続され、金属遮蔽（ｒｆフィルタボックスにおいてグランドに接続された遮蔽）内部で束ねられたケーブルとなる。このケーブルは、プリアンプ、フィルタ、差動アンプ、フィルタ、メインアンプ、サンプルホールド、デジタイザ、デジタル制御、およびイーサネット（登録商標）インタフェース回路を含む金属（アルミニウム）筐体へ（典型的に２メートル）伸びる。ｒｆフィルタボックスからのケーブルの遮蔽は、アンプ／デジタイザ筐体の金属外被において終端する。
【０１０８】
図５は、図４のブロック図における構成要素７５から８５の回路図を表わす。
信号電極および基準電極からの信号導線および基準導線は、共通の芯の上に２つの巻線を具備する共通モードチョーク９０に接続される。共通モードチョークの信号巻線の出力９２は、第１コンデンサＣ１０および第１インダクタＬ１０を具備するＲＦフィルタに接続される。コンデンサＣ１０の他の端子は回路グランドに接続される。コンデンサＣ１０の第１端子は第１インダクタＬ１０の第１端子にも接続され、インダクタＬ１０の第２端子は第１オペアンプＵ１０の非反転入力に接続される。
【０１０９】
共通モードチョーク９０の基準巻線の出力９４は、第２コンデンサＣ１２および第２インダクタＬ１２を具備する第２ＲＦフィルタに接続される。基準巻線は第２コンデンサＣ１２の第１端子に接続され、第２コンデンサＣ１２の第２端子は回路グランドに接続される。第２コンデンサＣ１２の第１端子は第２インダクタＬ１２の第１端子にも接続され、第２インダクタＬ１２の第２端子は第２オペアンプＵ１２の非反転入力に接続される。
【０１１０】
第３コンデンサＣ１３は、オペアンプＵ１０およびＵ１２の非反転入力の間に接続される。さらなるコンデンサＣ１４は、第１オペアンプＵ１０の非反転入力および反転入力の間に接続される。抵抗器Ｒ１０およびコンデンサＣ１５を具備するフィードバック構成要素は、第１オペアンプＵ１０の反転入力および出力の間に互いに並列に接続される。さらなる抵抗器Ｒ１１の第１端子は、第１オペアンプＵ１０の反転入力に接続され、抵抗器Ｒ１１の第２端子は、さらなる抵抗器Ｒ１２の第１端子に接続される。抵抗器Ｒ１２の第１端子は、さらなるコンデンサＣ１６の第１端子にも接続される。抵抗器Ｒ１２の第２端子は、コンデンサＣ１６の第２端子と同様に回路グランドに接続される。それによって、コンデンサＣ１６は抵抗器Ｒ１２と並列に接続される。
【０１１１】
オペアンプＵ１０の出力は、抵抗器Ｒ１３の第１端子に接続され、抵抗器Ｒ１３の第２端子は、さらなる抵抗器Ｒ１４の第１端子に接続され、かつさらなるコンデンサＣ１７の第１端子にも接続される。抵抗器Ｒ１４の第２端子はオペアンプＵ１３の非反転入力に接続される。コンデンサＣ１７の第２端子は、オペアンプＵ１３の反転入力およびオペアンプＵ１３の出力に接続される。
【０１１２】
さらなるコンデンサＣ１８は、第２オペアンプＵ１２の入力の間に接続される。抵抗器Ｒ１５およびコンデンサＣ１９を具備するフィードバック構成要素は、第２オペアンプＵ１２の反転入力および出力の間に互いに並列に接続される。抵抗器Ｒ１５は、好ましくは、デジタル制御される可変抵抗器である。
【０１１３】
抵抗器Ｒ１５は、２つのさらなる抵抗器Ｒ１６およびＲ１７と直列に接続され、抵抗器Ｒ１７の第２端子は回路グランドに接続される。Ｒ１７は、好ましくは、デジタル制御される可変抵抗器である。
【０１１４】
第２オペアンプの出力は、さらなる抵抗器Ｒ１８の第１端子にも接続され、さらなる抵抗器Ｒ１８の第２端子は抵抗器Ｒ１９の第１端子およびコンデンサＣ２０の第１端子に接続される。抵抗器Ｒ１９の第２端子は、さらなるオペアンプＵ１４の非反転入力に接続され、コンデンサＣ２０の第２端子は、オペアンプＵ１４の反転入力およびオペアンプＵ１４の出力に接続される。
【０１１５】
第３オペアンプＵ１３の出力は抵抗器Ｒ２０の第１端子に接続され、抵抗器Ｒ２０の第２端子は第５オペアンプＵ１５の非反転入力に接続される。
【０１１６】
オペアンプＵ１４の出力は抵抗器Ｒ２１の第１端子に接続され、抵抗器Ｒ２１の第２端子は第５オペアンプＵ１５の反転入力に接続される。
【０１１７】
さらなるコンデンサＣ２１は、抵抗器Ｒ２０およびＲ２１の第２端子の間で、第５オペアンプＵ１５の反転入力および非反転入力の間に接続される。オペアンプＵ１５の出力は、干渉が減少した出力電圧Ｖ０である。オペアンプＵ１５のグランド接続は回路グランドに接続される。
【０１１８】
信号および基準の組のためのプリアンプは、低ノイズかつ高入力インピーダンスを有する、Ｂｉ−ＦＥＴ、ＪＦＥＴ、またはＣＭＯＳのオペアンプＵ１０およびＵ１２が好ましい。Ｕ１０およびＵ１２は、Analog Devices AD8620またはOP2177のようなデュアルオペアンプ集積回路の形態で実現することが可能である。コンデンサ（Ｃ１４およびＣ１８、典型的に１００ｐＦ）は、入力において残存するｒｆの整流によって引き起こされるオペアンプ出力における低周波数応答を最小化するために、オペアンプの反転入力および非反転入力にまたがって接続することが可能である。
【０１１９】
プリアンプは、約１から２の利得を有し、かつ電極−組織（tissue）インタフェースの比較的高いインピーダンスを補償するために主としてインピーダンス変換器の役割を果たす。各信号プリアンプＵ１０は固定の利得を有するが、基準プリアンプは（デジタル制御される抵抗器Ｒ１７およびＲ１５を用いてオペアンプの周囲のフィードバック抵抗を変化させることによって調節される）可変の利得を有し、これは、続いて起こる減算のために信号線および基準線における干渉電圧のよりよい整合を提供するために、基準電圧の大きさの動的な調整を可能とする。Ｒ１７およびＲ１５は、１０ｋオームの抵抗値を有するAnalog Devices AD7376デジタルポテンショメータを用いて実現することが可能である。図５に表わされた回路実装において、信号プリアンプの利得は１．１であり、基準プリアンプの利得は１．０から１．２の間で変化する。信号プリアンプの利得を範囲の中央に設定し（例えば、２．０の中央利得）、範囲の両端の間（例えば、１．０から４．０の範囲）で基準プリアンプの利得を変化させることによってより広い範囲を用いることが可能である。
【０１２０】
デジタルポテンショメータはプリアンプのフィードバック回路への抵抗値に加えて静電容量を与えるので、補償コンデンサＣ１５およびＣ１６（典型的にはAD7376について６８０ｐＦ）がプリアンプのフィードバックループに付加される。プリアンプのために同様な周波数応答を維持するために、基準プリアンプのフィードバック回路におけるＲ１７によって付加された静電容量を整合させるために、図示されているように信号プリアンプのフィードバック回路においてＣ１６（典型的には４５ｐＦ）が用いられる。
【０１２１】
１の利得を有する（好ましくはパルスのオーバーシュートを最小化するためにベッセル型の）２次ローパスフィルタ８１、８３等が各プリアンプに続く。図５に表わされているようにオペアンプＵ１３、Ｕ１４（AD8620、OP2177または類似品）および回路素子Ｒ１３、Ｒ１４、Ｒ１８、Ｒ１９、Ｃ１７、Ｃ２０は、１４５．４Ｈｚのカットオフ周波数を有する２次ベッセルフィルタを構成する。結果としてフィルタリングされた信号電圧および基準電圧は、信号線および基準線の両方をフィルタリングし、かつフィルタカットオフ周波数より下の帯域における信号から基準信号を減算する目的のために、１次ＤＭ／ＣＭフィルタを介して（典型的には約１０の利得を有する）広帯域差動アンプＵ１５に入力される。しかし、ベッセルおよびＤＭ／ＣＭフィルタについてのカットオフ周波数の正しい選択とともに、１次フィルタに代えて、３次ローパスフィルタを差動アンプの出力において実現することが可能である。従って、干渉のよりよいフィルタリングが達成される。図５において、回路素子Ｒ２０、Ｒ２１、Ｃ２１はＵ１５（Analog Devices AD8129または類似品）と結合されて、１３２．８Ｈｚの−３ｄＢ周波数を有するＤＭ／ＣＭフィルタを構成する。結果として３次フィルタは１００Ｈｚの−３ｄＢカットオフ周波数を有する。ＥＥＧの取得において通常行われるように、差動アンプに続いて、追加の増幅段およびローパルフィルタが配置される。（（図示しない）ｒｆフィルタリングの後に）グランド電極導線が絶縁された回路グランドに接続される。絶縁は、ｒｆフィルタリングのために低インピーダンスを可能とし、低周波数の干渉除去および患者の安全のために依然として高インピーダンスを維持するために、約１ｎＦを保つ。
【０１２２】
図６は、図３から図５に関して表わされ説明された回路において用いるための単一チャネルの基準ループ配置についての等価回路を表わす。図６に表わされているように、信号電極、基準電極、グランド電極、および対応付けられた導線およびインピーダンスを具備する図３から図５の回路によって構成された３つのループが存在する。
【０１２３】
導線と被験者の人体との間の接点は、本来備わっている付随するインピーダンスを有し、電極への導線は炭素繊維のような素材で構成することが可能であるので、導線は、安全性の理由のために付加される抵抗に加えて、本来備わっている抵抗を有しうる。図６は、信号電極、基準電極、グランド電極と被験者の人体との接点を表わす３つのインピーダンスを表わし、これらの接点は、被験者の現実の人体を表わす共有点を有する。付加的な抵抗とともに導線のインピーダンスは、電極のインピーダンスとして一まとめに表わされている。信号電極および基準電極からの導線は、回路グランド、従って、アンプの入力におけるグランド電極に戻り、アンプの入力は実効インピーダンスを有する。
【０１２４】
信号電極ループｌ１は、電極と人体との間のインピーダンス、信号導線、アンプの入力インピーダンス、グランド電極導線、グランド電極から人体への人体のインピーダンスを含む。基準電極ループｌ２は、基準電極から人体への人体のインピーダンス、基準導線、グランドへのアンプの入力インピーダンス、グランド導線、グランド電極と人体との間のインピーダンスを含む。
【０１２５】
第３ループｌ３は、信号電極と人体との間のインピーダンス、信号電極導線、回路グランドへのアンプの入力インピーダンス、基準入力の入力インピーダンス、基準電極導線、人体への基準電極のインピーダンスを含む。
【０１２６】
ループによって構成される領域を通る外部の変化する磁界は、人体において検出された所望の信号電圧を不明瞭にする、回路において望ましくない電圧を誘導しうる。しかし、ループによって構成された領域を最小化することによって干渉電圧は減少され、信号回路における電圧から基準回路において現れる電圧を減算することによっても減少されうる。適切な空間配置を有するので、基準回路において関心のある生理学的信号は存在しないはずである。図６の等価回路において、ループｌ１およびｌ２によって構成される領域が十分に整合されるならば、信号電圧Ｖｓからの基準電圧Ｖｒの減算は、ループｌ１のために信号チャネルにおいて誘導される磁気的に誘導される干渉をかなり減少させ、または解消する。しかし、基準ループは耳たぶに取り付けられるので、第３ループｌ３は人体および電極の低インピーダンスを介して構成されうる。しかし、ループｌ３において誘導される干渉はループ領域を減少させることによって最小化されうる。
【０１２７】
図７は、図１〜５の回路配置によってはあまり十分に減少されないもう１つの干渉源を表わすための等価回路を表わす。表わされているように、全ての信号導線（Ｓ１，Ｓ２，・・・，Ｓｍ）は、（各種の信号電極位置の間の信号抵抗として表わされている）電極および人体のインピーダンス、従って、構成されるループ（ｌ１２、ｌ１３、ｌ２３等）を介して接続される。基準ループ電圧の減算によって磁気的に誘導される干渉を解消するために、各信号−信号ループに十分に整合された基準ループ回路のための並列の経路が必要とされる。図１〜５の配置は、各信号チャネルのために信号基準ループを効果的に提供するのみであるが、図７に表わされているように、基準ループは多数の信号チャネルによって構成される追加のループに整合していない。
【０１２８】
各信号位置は、図７に表わされているように、電極および人体のインピーダンスを介して全ての他の信号位置（およびグランド電極）に接続されると仮定する。
【０１２９】
本発明の好ましい実施形態は、耳たぶへの接続から基準導線を除去し、かつループｌ２のための回路を完成するために付加される別個のグランド帰還を設けることによって、図６に表わされているループｌ３において誘導される干渉を効果的に除去することが可能である。従って、この場合において、各信号および基準回路は密接に撚り合わされた帰還負荷を有するので、図６の等価回路のループｌ１およびｌ２は、物理的に十分に整合され、かつ領域においてより小さい。基準回路と信号回路との間にもはや低インピーダンス経路は存在しないので、ループｌ３は破壊され、従って、その源からの干渉を劇的に減少させる。
【０１３０】
本発明の第１実施形態において、各信号チャネルにおけるループの全体についてよりよい整合を提供するために、絶縁された基準回路またはメッシュを基準電極の代わりに用いることが可能である。図８は、そのような配置の一部を表わす等価回路であり、複数の信号電極Ｓ１からＳｍは円内の点で示され、各信号電極の周りの円によって示される付随する基準ループ回路またはメッシュとともに人体に取り付けることが可能である。
【０１３１】
明確性のために、信号および基準出力の単一チャネルが表されており、各信号電極の周りの円は、そこから基準接点が取られる信号電極に近接した場所を表わす。しかし、全てのそのような場所はメッシュによって相互接続され、これは図８において円を結合する抵抗によって表わされている。
【０１３２】
（“Ｇ”と示される）グランド電極もメッシュによって取り囲まれる。グランド電極からの導線は、信号電極からの導線と撚り合わされ、グランド電極に近接した場所において基準メッシュからの導線は、信号電極に対応する基準点からの導線と撚り合わされる。メッシュはグランド電極の周りに広がる。
【０１３３】
図８から分かるように、信号電極間の経路は導電基準回路によって構成された基準経路によって密接に整合される。ループにおいて誘導電圧の最もよい整合を得るために、信号ループおよび基準ループにおける経路のインピーダンスは類似すべきである。
【０１３４】
図８に表わされた等価回路に基づく本発明の好ましい実施形態は、好ましくは、信号回路ループを整合するために基準ループについて多数の経路を提供するために、（人体から絶縁された電極帽子に搭載される等の）信号電極の領域に配置された、炭素（または類似の）導線のメッシュ、または、前もって形成された導電素材メッシュを利用する。さらに、これらの実施形態は、人体から基準回路を絶縁させる、すなわち、もはや耳たぶに基準導線が接続されないおかげで、信号導線および基準導線の間に構成される第３ループを除去する。さらに、向上した方法は、以下で説明するように、耳たぶに接続され、続いて（図８に図示しない）ＥＥＧ信号チャネルから減算される（絶縁された並列の基準ループを有する）別個の信号回路によって幹線電力の干渉を排除する手段を提供する。
【０１３５】
図９は、図８の等価回路において具体化された原理を実装するために、ＥＥＧの単一チャネルに対応付けられたアンプおよびフィルタを具備する実際の回路の一部を表わす。信号導線はアンプＵ２０の非反転入力に接続され、信号線に対応付けられた基準ループはアンプＵ２１の非反転入力に接続される。アンプＵ２０の反転入力はアンプＵ２０の出力に接続される。Ｕ２１の反転入力は抵抗器Ｒ２２の第１端子に接続され、抵抗器Ｒ２２の第２端子は回路グランドに接続される。Ｕ２１の反転入力は抵抗器Ｒ２３の第１端子にも接続され、抵抗器Ｒ２３の第２端子はアンプＵ２１の出力に接続される。抵抗器Ｒ２３は好ましくはデジタルポテンショメータである。
【０１３６】
アンプＵ２０は、１から２の固定利得を有する高インピーダンス低ノイズのオペアンプである。アンプＵ２１もまた高インピーダンス低ノイズのオペアンプである。
【０１３７】
アンプＵ２１の利得は、基準ループ回路において誘導される干渉電圧の大きさを信号回路において誘導される干渉電圧と整合する目的のために、ソフトウェア制御によってＵ２１の利得の動的な設定を可能とするデジタルポテンショメータＲ２３によって制御される。その代わりに、アンプの利得設定成分を（５％またはより小さい範囲内に）密接に整合することによって、Ｕ２１の利得はＵ２０の利得に整合されることが可能である。
【０１３８】
アンプＵ２０の出力はフィルタＦ１の入力に接続され、アンプＵ２１の出力はフィルタＦ２の入力に接続される。フィルタＦ１およびＦ２は、ベッセルフィルタのように低オーバーシュート特性を有する整合された２極ローパスアクティブフィルタである。フィルタＦ１の出力は抵抗器Ｒ２４の第１端子に接続され、抵抗器Ｒ２４の第２端子はコンデンサＣ２２の第１端子およびさらなるアンプＵ２２の非反転入力に接続される。フィルタＦ２は抵抗器Ｒ２５の第１端子に接続され、抵抗器Ｒ２５の第２端子はコンデンサＣ２２の第２端子およびアンプＵ２２の反転入力端子に接続される。
【０１３９】
抵抗器Ｒ２４およびＲ２５およびコンデンサＣ２２は差動アンプＵ２２と結合してローパスフィルタを構成し、差動アンプＵ２２は、好ましくは、高周波数において高い共通モード除去を維持する（例えば、Analog Devices, Inc.によって製造された１ＭＨｚにおいて９０ｄＢの共通モード除去を有するAD8129差動アンプ）。
【０１４０】
Ｕ２２の出力は、１０の利得を有する所望の信号から基準ループの整合された干渉を減算したものである。ローパスフィルタのカットオフ周波数より下に信号ループおよび基準ループにおける不整合の干渉が存在する。幹線電力線の干渉もＵ２２の出力に存在する。信号における電力線干渉を減少させる手段は、補償ループを構成するために、耳に近い耳たぶまたは頭皮の位置に、付随する基準ループを有する信号チャネルを接続することによって実現される。
【０１４１】
（主に人体から誘導される電力線の干渉電圧を構成する）耳たぶからの信号は、さらなるオペアンプＵ２３の非反転入力に接続される。オペアンプＵ２３の反転入力はオペアンプＵ２３の出力に接続され、オペアンプＵ２３の出力はフィルタＦ３の入力に接続される。
【０１４２】
対応付けられた基準信号からの入力はもう１つのオペアンプＵ２４の非反転入力に接続される。オペアンプＵ２４の反転入力は抵抗器Ｒ２６の第１端子に接続され、抵抗器Ｒ２６の第２端子は回路グランドに接続される。非反転入力は抵抗器Ｒ２７の第１端子にも接続され、抵抗器Ｒ２７の第２端子はオペアンプＵ２４の出力およびさらなるフィルタＦ４の入力に接続される。抵抗器Ｒ２７は、好ましくは可変抵抗器である。
【０１４３】
フィルタＦ３の出力は抵抗器Ｒ２８の第１端子に接続され、抵抗器Ｒ２８の第２端子はコンデンサＣ２３の第１端子およびさらなるアンプＵ２５の非反転入力に接続される。フィルタＦ４の出力は抵抗器Ｒ２９の第１端子に接続され、抵抗器Ｒ２９の第２端子はコンデンサＣ２３の第２端子およびアンプＵ２５の反転入力に接続される。
【０１４４】
ＥＥＧ信号に、電極導線において誘導される５０または６０Ｈｚの干渉を加算した信号を含むアンプＵ２２の出力信号は、差動アンプＵ２６の非反転入力に渡される。５０または６０Ｈｚの信号を含むオペアンプＵ２５の出力信号は、差動アンプＵ２６の反転入力に渡される。差動アンプＵ２６は、ＥＥＧ信号を含む出力電圧Ｖ０を与えるために、ＥＥＧに５０／６０Ｈｚの信号を加算したものから５０または６０Ｈｚの信号を減算する。
【０１４５】
アンプＵ２３は１から２の固定利得を有する高インピーダンス低ノイズのオペアンプである。アンプＵ２４も高インピーダンス低ノイズのオペアンプである。
【０１４６】
アンプＵ２４の利得は、基準ループ回路において誘導される干渉電圧の大きさを信号回路において誘導される干渉電圧と整合する目的のために、ソフトウェア制御によってＵ２４の利得の動的な設定を可能とするデジタルポテンショメータＲ２７によって制御される。
【０１４７】
フィルタＦ３およびＦ４はＦ１およびＦ２と同様に整合されたフィルタであり、Ｒ２８、Ｒ２９、Ｃ２３はＵ２５（Ｕ３と同じタイプの差動アンプ）と結合されてローパスフィルタを構成する。Ｕ２５は、ソフトウェア制御のもとでデジタルポテンショメータによって実現される可変利得機能を有する。Ｕ２５の出力は、電力線の干渉電圧から、基準ループからの整合された磁気的な干渉を減算したものである。
【０１４８】
アンプＵ２６は典型的に５０の利得を有し、出力は磁気（ｆＭＲＩ）および静電気（ＡＣ電力）の源からのかなりの干渉の量が除去されて増幅されたＥＥＧ信号である。さらに、ＥＥＧの増幅およびフィルタリングはＵ２６の出力において実現することが可能である。
【０１４９】
従って、図９は、Ｕ２５の出力が全てのＥＥＧ信号チャネルについて等価なＵ２６アンプの反転入力に供給されるマルチチャネルの実装において、向上した基準ループの単一チャネルの実装を表わす。
【０１５０】
本発明による装置および方法を例示するもう１つの実施形態が図１０〜１６に表わされている。
【０１５１】
図１０は、この実施形態のフロントエンド回路を表わし、その回路は信号電極、基準電極、グランド電極に取り付けられ、それらはスキャン室内のスキャンヘッドの内側にいる被験者に取り付けられる。図１１および１２は、それぞれ、被験者の頭部への電極接続および基準メッシュの接続を表わす。図１３は、スキャン室に関する被験者の位置およびシステムの構成要素を表わす。図１４、１５、１６は、この実施形態の他の回路の詳細を表わす。
【０１５２】
図１０に戻り、ｎ個の測定チャネルが存在し、ｎは典型的に２から１０２４の範囲である。便宜のため、第１および第ｎチャネルのみ実際に図示する。各測定チャネルは信号線および基準線を具備する。各チャネルの信号線および基準線は（図示しない）それぞれのグランド線と一組にされる。
【０１５３】
従って、図示のように、測定チャネル１について表されたように、同一の構成のｎ個の測定チャネル（１からｎ）が存在する。ｎ個のチャネルは同一の構成なので、チャネル１のみ以下で詳細に説明する。チャネル１は“信号１”と示された信号線の組および“基準１”と示された基準線の組を具備する。表わされたように、“信号１”の信号線は、抵抗器Ｒ３０Ａと表わされたインピーダンスを有する信号電極または測定電極を介してＥＥＧのために頭皮に接続され、好ましくは、約１０ｋオームまたはより小さい電極インピーダンスを有する。他の信号電極はＲ３０Ｂ等と表わされる。全ての人体の電極は、好ましくは、炭素を加えたプラスチックのような抵抗性の素材で構成されるか、または、炭素導線のむき出しの端部である。人体への接続は導電ペーストによって行われる。
【０１５４】
信号チャネル１において、遮蔽されたフィルタ筐体の外側に、多数の抵抗器Ｒ３０Ａ、Ｒ３２、Ｒ３７Ａ、Ｒ３７Ｂ、Ｒ３８Ａ、Ｒ３８Ｂ、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、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。基準チャネル１において、遮蔽されたフィルタ筐体の外側に、多数の抵抗器Ｒ３７Ｃ、Ｒ３７Ｄ、Ｒ３８Ｃ、Ｒ３８Ｄ、Ｒ４０Ａ、Ｒ４１Ａ、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。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。
【０１５５】
他のチャネル／基準の組について同様な接続が存在する。
【０１５６】
チャネル１について（および同様に全ての信号チャネルについて）、Ｒ３７ＡおよびＲ３７Ｂによって表わされた導線は、導線によって構成されるループ領域を最小化するために密接に撚り合わされ、従って、信号において誘導される磁界の干渉を最小化する。
【０１５７】
従って、測定チャネル１において、Ｒ４１Ａは、頭部の表面に広がるが、人体と電気的に接触しない導電基準メッシュへの炭素導線の接続点である。Ｒ４１ＡはＲ３０Ａのたいへん近くに配置される。Ｒ４０Ａは基準メッシュのインピーダンスを表わす。Ｒ４２は、メッシュから、Ｒ３７Ｄによって表わされる基準ループのための帰還導線への接続点である。Ｒ４２はＲ３２のたいへん近くに配置される。基準ループ（Ｒ３７ＣおよびＲ３７Ｄ）のための導線は、ループ領域を最小化するために密接に撚り合わされ、その組はループが従う経路と整合するようにＲ３７Ａ−Ｒ３７Ｂの組とともに撚り合わされる。
【０１５８】
好ましくは、Ｒ３０ＡおよびＲ４１Ａのインピーダンスは、Ｒ３２およびＲ４０Ａのインピーダンス、および、Ｒ３９およびＲ４２のインピーダンスと同様に整合される。しかし、単にインピーダンスの合計Ｒ３０Ａ＋Ｒ３２＋Ｒ３９およびＲ４１Ａ＋Ｒ４０Ａ＋Ｒ４２が適切に整合されるならば許容しうる。
【０１５９】
遮蔽されたフィルタ筐体内で、信号線において、抵抗器Ｒ３８Ａの第２端子はコンデンサＣ３８Ａおよび抵抗器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端子および抵抗器Ｒ４４Ｂ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筐体に接続される。
【０１６０】
抵抗器Ｒ４４Ａの第２端子はコンデンサＣ３９Ａの第１端子およびオペアンプＵ３０Ａの非反転入力に接続される。
【０１６１】
遮蔽されたフィルタ筐体内で、基準線において、抵抗器Ｒ３８Ｃの第２端子はコンデンサＣ３８Ｃの第１端子および抵抗器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端子および抵抗器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筐体に接続される。
【０１６２】
遮蔽されたアンプ筐体内で、信号線において、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端子は回路グランドにも接続される。抵抗器Ｒ４６Ａの第２端子は、抵抗器Ｒ４７Ａの第１端子とともにオペアンプＵ３０Ａの反転入力およびコンデンサＣ４０Ａ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、信号出力Ｓ１を供給するためにオペアンプＵ３０Ａの出力に接続される。
【０１６３】
抵抗器Ｒ４４Ｃの第２端子はコンデンサＣ３９Ｃの第１端子およびオペアンプＵ４０Ａの非反転入力に接続される。抵抗器Ｒ４４Ｄの第２端子は回路グランドとともにコンデンサＣ３９Ｄの第１端子および抵抗器Ｒ４６Ｂの第１端子に接続される。抵抗器Ｒ４６Ｂの第２端子は、デジタル制御ポテンショメータＵ５０の１つの抵抗入力とともに、オペアンプＵ４０Ａの反転入力およびコンデンサＣ４０Ｂの第１端子に接続される。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端子はオペアンプＵ４０Ａの出力およびデジタル制御ポテンショメータ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からＣ３８ＤおよびＣ３９ＡからＣ３９Ｄの第２端子は遮蔽されたアンプ筐体に接続される。
【０１６４】
アンプＵ４０Ａの出力は基準出力信号である。
【０１６５】
基準回路に現れる信号は信号回路から減算される。インピーダンスおよび導線経路が信号ループと基準ループとの間で十分に整合されるならば、信号回路に現れる磁気的に誘導された干渉は基準信号の減算によって除去される。
【０１６６】
Ｒ３２と示された各抵抗器は、信号電極とグランド電極との間の、典型的に１００オームの、人体組織のインピーダンスを表わす。Ｒ３９と示された各抵抗器は、典型的に首の下部に配置された、好ましくは１０ｋオームまたはより小さい、グランド電極を表わす。同様に、各抵抗器Ｒ４２は、対応付けられた基準電極Ｒ４１Ａ、Ｒ４１Ｂ等についての対応するグランド電極を表わす。抵抗器Ｒ３７（ＡからＨ）は、患者の安全性のための抵抗器の抵抗値と結合された、電極または基準ループを電子的アンプに接続する炭素導線の抵抗値を表わす。Ｒ３７の典型的な値は１３ｋオームである。安全性のための抵抗器は、典型的に１２．５ｋオーム（１０ｋから１５ｋオームの範囲）、好ましくは（Ohmite MacrochipTM SMD抵抗器のような）磁性でない抵抗器であり、電極導線において患者の近く（０．３ｍ以内）に設けられる。
【０１６７】
基準メッシュおよび人体の電極に対応付けられる全ての構成要素は、インピーダンスである（すなわち、より大きいまたはより小さい程度の抵抗成分、誘導成分および容量成分を有する）と考えうる。従って、反対に明示的に示される場合、または、文脈が許容しない場合を除いて、ここでは、抵抗への全ての言及はインピーダンスへの言及を含むものと考えられ、かつ“抵抗性”も同様に解釈すべきである。
【０１６８】
人体の電極（Ｒ３０Ａ等およびＲ４２）は、下方に約１０Ｈｚに至るまでの全ての周波数における抵抗成分およびかなりの容量成分から構成される。Ｒ３２、頭皮の下の人体組織、は１００Ｈｚより下において単独で抵抗であると考えうる。主に、関心のある生理学的信号についての周波数範囲１−１０００Ｈｚにおいて、電気的にこれらの対応する成分を整合させる目的とともに、基準メッシュにおけるＲ４１Ａ等はＲ３０Ａ等に対応し、基準メッシュにおけるＲ４０Ａ等はＲ３２に対応する。磁気およびｒｆノイズを除去するために、その範囲より上において電子的フィルタが引き受ける。基準メッシュにおいて高周波数におけるかなりの容量成分および誘導成分が存在し、高周波数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、整合させる目的のために、最大の許容範囲は、（ループがケーブルに接続する位置において、すなわち、抵抗器Ｒ３７の前部において測定される）５０から５０ｋオームの基準メッシュループにおいて測定されるＤＣ抵抗と考えうる。好ましい範囲は、１０Ｈｚの周波数で基準ループにおいて測定された１ｋと１０ｋオームとの間のインピーダンスである。（１０Ｈｚにおける）人体の電極のインピーダンスは、信号電極とグランド電極との間で測定される２０ｋオームの最大値を有し、１０ｋオームより小さいことが好ましい。
【０１６９】
一般に、構造に応じて、基準メッシュとの接続点の間にいくつかのレベルの電気的相互接続が存在しうる。連続した導電性の素材または発泡体が用いられるならば、素材にわたってかなりの接続が存在し、Ｒ４０Ａ等は主な抵抗成分および容量成分によって全て接続される。領域の他端において、格子回路が用いられるならば、Ｒ４１Ａ等がＲ４０Ａ等と交わる各種の交点を導電性のひも状のものが接続する。従って、“基準電極”は構造の両極端にあるものおよび全ての可能な中間形態を包含するものとして解釈されるべきである。接続は主に抵抗性および容量性であり、両極端の一方において、全ての他の交点に接続される全ての交点、または、両極端の他方において、接続される最も近くの隣接する交点でありうる。
【０１７０】
ｎ番目のチャネルは、ＥＥＧのために耳の裏または耳たぶの上のような（関心のある生理学的信号であるが信号の活動のない領域に近い）電気的に中性の位置に接続され、整合される基準ループと一組にされた信号ループの（信号チャネルと）同一の構成を有する。従って、ｎ番目のチャネルは補償信号を伝達し、測定信号はチャネル１から（ｎ−１）を介して供給される。Ｒ３２は全ての信号回路について人体への共通のグランド電極の役割を果たし、同様に、Ｒ４２は全ての基準回路について基準メッシュへの共通グランド接続である。ｎ番目のチャネルにおいて、Ｕ３０ＡおよびＵ３０Ｂに対応するアンプはそれぞれＵ３３ＡおよびＵ３３Ｂとして示され、Ｕ５０に対応するデジタル制御ポテンショメータはＵ６０として示されている。
【０１７１】
一組に撚り合わされた全ての炭素導線からなる患者のケーブルは長さが約２から５メートルであり、ｒｆフィルタ、アナログアンプ、フィルタ、Ａ／Ｄコンバータ、デジタル制御回路を含む遮蔽された筐体において終端する。ｒｆ干渉についてのフィルタリングは（図１０において“遮蔽されたフィルタ筐体”と表示された）５つの面が遮蔽された筐体によって絶縁されたフィルタの２つの層を用いて達成される。第１ｒｆフィルタは、１００から１ｋオーム、炭素または厚い皮膜組成の抵抗器Ｒ３８とともに始まる。コンデンサＣ３８は、遮蔽されたフィルタ筐体の側壁に挿入された１０００ｐＦから１０，０００ｐＦの貫通コンデンサを表わす。その代わりに、コンデンサＣ３８は、πフィルタ構成を有するAmphenolTM部品番号21-474021-025のようなフィルタコネクタによって置き換えることも可能である。
【０１７２】
抵抗器Ｒ４４は、遮蔽されたアンプ筐体の側壁に挿入された（Ｃ３８と同じ値および種類の）貫通コンデンサＣ３９とともに（Ｒ３８と同じ値および種類の）第２ｒｆフィルタが始まる。さらなるｒｆフィルタリングは、各チャネルの４つの導線についての４チャネルの共通モードチョークを使用して、および／または、各プリアンプの非反転入力（図１０においてＵ３０およびＵ４０のピン３および５）への導線においてグランドへの１から５ｎＦのコンデンサが続く１００から１ｋオームの抵抗器を追加して、および／または、プリアンプの反転入力と非反転入力との間に１００から５００ｐＦのコンデンサを挿入して、達成することが可能である。
【０１７３】
図１０の下付近に、遮蔽されたアンプ筐体内に三角の記号によって示された回路電力グランド（共通）は、好ましくは、図に表わされているように１つの位置において金属遮蔽筐体に接続されるが、遮蔽は回路グランドから絶縁されたままであることも可能である。回路電力接続は図に表わされていないが、アナログ集積回路アンプおよびフィルタＩＣ等が典型的に±２．５ボルトから±１０ボルトのバイポーラ電源に接続され、デジタルモジュールが＋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、遮蔽されたアンプ筐体内に配置されたバッテリーから供給されるが、信号線について表わされたフィルタに類似のフィルタを用いて遮蔽筐体において電力入力がｒｆについてフィルタされるならば、外部電源（絶縁された医療用電源またはバッテリー）から供給されることも可能である。
【０１７４】
プリアンプ（図１０におけるＵ３０およびＵ４０）は、典型的に、Analog Devices AD8620またはOP2177のような低ノイズ、高入力インピーダンスのデュアルオペアンプである。信号側（図１０におけるＵ３０ＡおよびＵ３０Ｂ）において、典型的に３３ｋオームの抵抗器Ｒ４６およびＲ４７によって２の利得（典型的に１から４の範囲）が確立される。基準側において、Ｒ４７の位置においてデジタル制御ポテンショメータ（図１０におけるＵ５０およびＵ６０）の使用によって可変利得が実現される。これは、最大の干渉の減少のためにプログラム制御のもとで基準信号利得の動的な調整を可能とする。その代わりに、基準側におけるＲ４７は信号側におけるＲ４７に整合された抵抗器とすることが可能である。
【０１７５】
チャネルにおいて信号レベルの正確な整合のために高解像度が必要である。１２８のポジションを有するAnalog DevicesTM AD7376または１０２４のステップを有するAnalog Devices AD5231は、Ｕ５０およびＵ６０のために用いることが可能なデジタルポテンショメータの例である。一実施形態において、１００ｋオームのAD7376は３３ｋオームに等しいＲ４６およびＲ４７とともに用いられる。この場合において、信号利得は２であり、基準利得は１から約４まで変化する。もう１つの例において、５０ｋオームのAD5231が１７ｋオームに等しいＲ４６およびＲ４７とともに用いられる。この場合において、信号利得は２であり、基準利得は１から約４まで変化するが、調整の解像度は１２８の代わりに１０２４のステップを有して大きく向上する。両方の場合において、ポテンショメータの制御は、図１０においてＣＳ、ＣＬＫおよびＳＤ１と表示された３つのデジタル制御線を介して実現される。制御のこの方法は、図１０に表わされたようにデジタルポテンショメータの“デイジーチェーン”を可能とするので望ましく、これは多数のチャネルが用いられるとき基準レベルを調整するために効果的である。コンデンサＣ４０は調整するときにデジタルポテンショメータからのノイズを減少させ、信号の帯域幅を維持するために信号アンプにおいて用いられ、基準アンプはより密接に整合される。
【０１７６】
従って、全体の電気的接続配置は、（それぞれのグランド電極を有する）信号電極および基準電極、および、被験者の頭皮の上に取り付けられる接続点（チャネル１−（ｎ−１））とともに図１１および図１２からより明瞭に理解することができる。
【０１７７】
ｎ番目のチャネルは、最後の信号電極および基準電極、および、耳の下または上に配置される（グランド電極および接続点とともに）接続点を具備することを理解することができる。繰り返すと、信号電極およびグランド電極は皮膚と低い抵抗値で接触し、基準電極（または接続点）はメッシュの一部であり、皮膚の近くであるが直接の接点ではない（すなわち、低い抵抗値ではない）。
【０１７８】
図１１は、被験者の人体をたどり、グランド電極Ｒ３９に出る、信号電極Ｒ３０Ａ（頭皮電極）およびＲ３０Ｂ（耳の基準電極）についての導電経路を表わす。一方、図１２は、頭皮および耳の基準電極に対応付けられた基準ループについての導電経路を表わす。基準ループ電極Ｒ４１ＡおよびＲ４１Ｂは、頭皮を覆うが頭皮との直接の電気的接点ではないメッシュに接続される。従って、図１１および図１２は図１０の増幅およびフィルタリング回路に接続される別個の回路ループを表わす。
【０１７９】
図１３は本発明の実施形態の設備を表わす。例えば図８から図１２の電子機器とともに被験者およびスキャナは、外部の干渉から遮蔽されたスキャナ室の内部に密閉される。電子機器のアンプおよびフィルタは電極導線を介してスキャナヘッドに接続され、出力信号は光信号に変換され、光ファイバケーブルを介して遮蔽されたスキャナ室の壁を通して伝送される。遮蔽されたスキャナ室の外で、光ファイバケーブルは光ファイバトランシーバに接続され、そこで信号が電気信号に戻して変換され、イーサネット（登録商標）システムによって、制御、記憶、表示、印刷出力の目的のためにコンピュータに渡される。遮蔽されたスキャナ室におけるシステムはコンピュータによって制御することができるように、光ファイバシステムは双方向である。
【０１８０】
図１４は、図１０の回路の出力を処理するために、図１０に表わされた回路の出力に接続された遮蔽されたアンプ筐体に密閉された回路の詳細を表わす。
【０１８１】
図１０のアンプＵ３０Ａの出力から得られる頭皮信号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端子およびアンプＵ７０Ａの非反転入力に接続される。コンデンサＣ５１Ａの第２端子は回路グランドに接続され、コンデンサＣ５０Ａの第２端子はオペアンプＵ７０Ａの反転入力およびオペアンプＵ７０Ａの出力に接続される。
【０１８２】
同様に、（図１０のオペアンプＵ４０Ａの出力から得られる）基準信号Ｒ１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端子およびオペアンプＵ７０Ｂの非反転入力に接続される。コンデンサＣ５１Ｂの第２端子は回路グランドに接続され、コンデンサＣ５０Ｂの第２端子はオペアンプＵ７０Ｂの反転入力およびオペアンプＵ７０Ｂの出力に接続される。
【０１８３】
オペアンプ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端子はオペアンプＵ７１の非反転入力に接続される。同様に、オペアンプ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端子はオペアンプＵ７１の反転入力に接続される。コンデンサＣ５２ＡはオペアンプＵ７１の反転入力と非反転入力との間に接続される。
【０１８４】
オペアンプ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端子およびオペアンプＵ７１の利得設定端子に接続される。抵抗器Ｒ５４の第２端子は回路グランドに接続される。
【０１８５】
オペアンプＵ７１の出力は抵抗器Ｒ５５Ａの第１端子にも接続される。抵抗器Ｒ５５Ａの第２端子はコンデンサＣ５３Ａの第１端子およびオペアンプＵ７２の非反転入力に接続される。コンデンサＣ５３Ａの第２端子はオペアンプＵ７２の周波数制御入力に接続される。
【０１８６】
同様に、図１０の回路におけるアンプＵ３０Ｂの出力から得られるグランド信号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端子およびオペアンプＵ７３Ａの非反転入力に接続される。コンデンサＣ５０Ｃの第２端子はオペアンプＵ７３Ａの反転入力およびオペアンプＵ７３Ａの出力に接続される。
【０１８７】
図１０の回路におけるオペアンプＵ４０Ｂの出力から得られる対応する基準信号は抵抗器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端子およびオペアンプＵ７３Ｂの非反転入力に接続される。コンデンサＣ５１Ｄの第２端子は回路グランドに接続される。
【０１８８】
コンデンサＣ５０Ｄの第２端子はオペアンプＵ７３Ｂの反転入力およびオペアンプＵ７３Ｂの出力に接続される。
【０１８９】
オペアンプ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端子はさらなるオペアンプＵ７４の非反転入力に接続される。基準線において、オペアンプ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端子はオペアンプＵ７４の反転入力に接続される。コンデンサＣ５２ＢはオペアンプＵ７４の入力の間に接続される。
【０１９０】
オペアンプ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端子およびアンプＵ７４の利得設定入力に接続される。抵抗器Ｒ５７の第２端子は回路グランドに接続される。オペアンプＵ７４の出力は５０または６０Ｈｚに設定されるフィルタ集積回路Ｕ７５の入力にも接続される。
【０１９１】
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多数の抵抗器Ｒ５８、Ｒ５９、Ｒ６０、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端子およびオペアンプＵ７６Ａの非反転入力に接続される。抵抗器Ｒ６２Ａの第２端子はオペアンプＵ７６Ａの反転入力および抵抗器Ｒ６２Ｂの第１端子に接続される。抵抗器Ｒ６２Ｂの第２端子はオペアンプＵ７６Ａの出力、コンデンサＣ６１の第１端子、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端子およびオペアンプＵ７６Ｂの非反転入力に接続される。抵抗器Ｒ６２Ｃの第２端子はオペアンプ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端子はオペアンプＵ７６Ｂの出力に接続される。オペアンプＵ７６Ｂの出力は抵抗器Ｒ５５Ｂの第１端子にも接続され、抵抗器Ｒ５５Ｂの第２端子はオペアンプ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端子はオペアンプＵ７２の周波数調整入力に接続される。
【０１９２】
図１４において、信号および基準信号はＵ７０およびＵ７３の周りに構成された２次ベッセルフィルタによってフィルタリングされ、Ｕ７０およびＵ７３は図１０のＵ３０およびＵ４０と同じ種類のデュアルオペアンプである。ベッセルフィルタは典型的に１４５Ｈｚのカットオフ（−３ｄＢ）を有するローパスである。１４５Ｈｚのカットオフのために、抵抗器Ｒ５０およびＲ５１は６６５０オーム、コンデンサＣ５１は０．１２μＦ、コンデンサＣ５０は０．２２μＦである。フィルタは差動アンプにおける高ノイズ除去を維持するために各信号−基準の組において密接に整合されなければならない。これは、好ましくは０．１％の許容範囲内、または最大１%の許容範囲でフィルタ成分を密接に整合させることによって達成される。
【０１９３】
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のためにそれぞれ６００オームおよび１．０μＦ）で構成される差動モードから共通モードへのフィルタが、Analog DevicesTM AD8129または類似品のような広帯域差動アンプ（図１４におけるＵ７１およびＵ７４）の入力において配置される。フィルタおよび差動アンプの組み合わせによって構成される１００Ｈｚのカットオフの等価な３次ローパスフィルタを有し、このステージにおいて基準ループ信号が減算される。ローパスフィルタは干渉を最小化するために効果的であるが、この場合において１００Ｈｚの信号帯域幅内の干渉を最小化するために、信号ループおよび基準ループは十分に整合されなければならない。
【０１９４】
差動アンプについての利得は典型的に１２．５に設定される。図１４において、抵抗器Ｒ５４およびＲ５３（それぞれ２２１オームおよび２．５５ｋオーム）は、信号チャネルについての利得を設定する。（ＥＥＧのために耳たぶまたは耳の裏のような）関心のある生理学的信号に近い人体の電気的に中性の位置に接続されるチャネルｎは、電力線の干渉の減少のために用いられる。ｒｆおよび磁気的に誘導された干渉はフィルタリングされ、かつチャネルｎから減算され、残存信号（電力幹線から人体に容量的に結合される主として５０／６０Ｈｚの電圧から構成される）はＥＥＧ信号から減算される。従って、チャネルｎは５０／６０ＨｚにおいてＥＥＧチャネルに密接に整合されなければならず、図１４の差動アンプＵ７４における調整可能な利得制御はチャネルｎの利得を他のチャネルに整合させることを可能とする。Ｕ７４についての利得範囲は２２１オームのＲ５７、および１００オームのポテンショメータと直列の２４９０オームの抵抗器Ｒ５６によって設定される。最大の電力線の干渉の除去のために、Ｒ５３を１００オームのポテンショメータと直列の２４９０オームの抵抗器で置き換えるような、個々の調整のために各ＥＥＧチャネルに可変利得制御を付加することが可能である。
【０１９５】
チャネルｎにおける信号は他の信号チャネルから減算されるので、それが各信号チャネルにおける干渉に整合されていないならば、５０／６０Ｈｚの電力線電圧以外の源からチャネルｎに現れる残存する干渉が信号チャネルに現れる。チャネルにわたる残存する干渉の正確な整合は期待されないので、チャネルｎに現れる電力線ノイズ以外の信号を最小化する手段が必要である。
【０１９６】
図１４に表わされた１つの方法は、５０または６０Ｈｚに設定されたTexas InstrumentsTM UAF42フィルタＩＣ（Ｕ７５）を用いてチャネルｎを帯域通過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、１の帯域通過利得のために、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。フィルタリングの後、チャネルｎに残存する５０／６０Ｈｚの信号の位相を他の信号チャネルに正確に整合させるために、位相調整が必要である。図１４において、これは、デュアルオペアンプＵ７５（Texas Instruments TL072または類似品）の周辺に構成された２つの全通過フィルタ回路を用いて実現される。６０Ｈｚにおける９０度の位相シフトのために、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は位相調整のための１０ｋオームのポテンショメータと直列の２６１ｋオームとの組み合わせである。抵抗器Ｒ６２は１００ｋオームである。その代わりに、Ｒ６４は、プログラムされた手段によって位相シフトを調整するために、アンプの利得を調整するための上述したデジタル制御ポテンショメータと置き換えることが可能である。
【０１９７】
（図示しない）代わりのアプローチは、５０から６０Ｈｚの通過帯域を可能とする、より低いＱを有する帯域通過フィルタを用いて、電力線ノイズに同期するために位相同期ループを用いて追随することである。位相同期ループの出力は位相調整され、利得は信号チャネルに現れる電力線の干渉を整合させるために調整されることが可能である。フィルタリングされ、かつ位相調整されたチャネルｎの電力線干渉信号は差動アンプ（図１４におけるＵ７２、Analog Devices AD620または類似品）を用い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）は広帯域差動アンプＵ７１の出力において現れる高周波数ノイズをフィルタリングし、Ｕ７１における入力を整合させる。
【０１９８】
図１５において、信号増幅の主要なステージおよび追加のフィルタリングが表わされている。
【０１９９】
図１４の回路におけるオペアンプＵ７２の出力から得られる信号Ｓ１は、図１５に表わされている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オペアンプ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端子およびオペアンプ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端子は回路グランドに接続される。オペアンプ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端子はフィルタＵ８１の入力とともに抵抗器Ｒ７３Ｂの第１端子および抵抗器Ｒ７４Ｂの第１端子に接続される。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に接続される。抵抗器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Ｒ７８Ｄの第１端子とともに抵抗器Ｒ７５Ａの第１端子および抵抗器Ｒ７８Ｃの第１端子に接続される。抵抗器Ｒ７８Ｃの第２端子はオペアンプ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端子およびオペアンプＵ８２の反転入力に接続される。コンデンサＣ７２Ｃの第２端子は回路グランドに接続される。減少された干渉を有する出力信号Ｓ１はオペアンプＵ８２の出力から得られる。
【０２００】
図１４の回路におけるオペアンプＵ７４の出力から得られるグランド信号Ｓｎは、図１５の回路に表わされているように、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端子はコンデンサＣ９２の第１端子とともに抵抗器Ｒ９１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端子はオペアンプＵ８３Ａの非反転入力に接続される。オペアンプＵ８３Ａの反転入力はオペアンプＵ８３Ａの出力に接続される。
【０２０１】
コンデンサＣ９３の第２端子はさらなるオペアンプＵ８３Ｂの反転入力およびオペアンプＵ８３Ｂの出力に接続される。オペアンプ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端子はオペアンプＵ８３Ａの出力に接続され、抵抗器Ｒ９５の第２端子は回路グランドに接続される。
【０２０２】
オペアンプＵ８３Ａの出力はさらに２つの抵抗器Ｒ９６ＢおよびＲ９７Ｂの第１端子に接続される。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オペアンプ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端子およびオペアンプＵ８４の反転入力に接続される。コンデンサＣ９４ＢおよびＣ９５Ｂの第２端子は回路グランドに接続される。
【０２０３】
オペアンプ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の入力および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。
【０２０４】
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および２つの抵抗器Ｒ１０２ＢおよびＲ１０３Ｂ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端子および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端子はオペアンプ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端子およびオペアンプＵ８６の反転入力に接続される。コンデンサＣ９６の第２端子は回路グランドに接続される。５０／６０Ｈｚの干渉が除去された耳の基準信号はオペアンプＵ８６の出力から取得可能である。
【０２０５】
Ｕ８０（Analog DevicesTM AD627のような差動アンプ）への出力において、人体への電極インタフェースにおいて現れるＤＣオフセットを除去するために信号チャネルは高域通過フィルタリングされる。素子の典型的な値は、Ｒ７０が３９．２ｋオーム、Ｒ７１が１．６Ｍオーム、Ｃ６０が０．０１μＦ、Ｃ６１が０．１μＦである。このステージにおける利得は１０に設定される。以下は、２５６Ｈｚのカットオフ周波数を有する４次バターワースローパスフィルタである。これは１０Ｍオームに設定された抵抗器Ｒ７２からＲ７７とともにLinear DevicesTM LTC1563-2フィルタ（図１５におけるＵ８１）を用いて実現することが可能である。１．６Ｍオームに設定されたＲ７１、Ｒ７８、Ｒ９７、Ｒ１０４、Ｒ１０５および０．１μＦにおけるＣ７１、Ｃ７２、Ｃ９５、Ｃ９６とともに、Ｕ８２およびＵ８６（典型的にAD627）において追加の５０の利得およびＤＣオフセットのフィルタリングが付加される。
【０２０６】
上記で大要を述べたように、全てのチャネルは同一の増幅およびフィルタリングを有するが、図１５に表されているようにチャネルｎは追加のフィルタを有する。チャネルｎは耳の基準チャネルであるので、このチャネルに現れる主要な信号は大きな５０／６０Ｈｚの信号である。上述したように、この信号は電力線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、ある応用において、ｒｆおよび磁気的に誘導された干渉を最小化するために基準ループの利得を調整するため、チャネルを監視することが必要となりうる。従って、図１４におけるＵ７４の出力において現れる元のチャネルｎの信号は、表示のための増幅およびデジタル化の前に図１５における５０または６０Ｈｚのノッチフィルタを通して送られる。６０Ｈｚのノッチフィルタは図１５において表わされた素子の値を用いてオペアンプＵ８３（Texas InstrumentsTM TL072または類似品）の周辺に構成され、結果として６０Ｈｚにおいて約４５ｄＢの除去となり、追跡を圧倒する過度の電力線ノイズなしでチャネルｎを表示するために十分である。
【０２０７】
図１６においてシステムの最後の構成要素が表わされている。
【０２０８】
ノイズを減少させる装置は遮蔽されたアンプ筐体１０００に配備される。図１５の装置からの各チャネル出力からのチャネル信号Ｓ１からＳｎ−１は、（チャネル１からｎ−１について）Ｕ８２の出力から、および、チャネルｎについてアンプＵ８６から、サンプルホールドユニットＵ１００の入力に取得される。サンプルホールドユニットＵ１００からのサンプル信号出力は、利得アナログデジタル変換および多重化ユニット１００１の入力に印加され、ユニット１００１からのデジタル出力は中央処理ユニット１００２の入力に印加される。中央処理ユニット１００２からの出力はイーサネット（登録商標）形式であり、光ファイバトランシーバ１００３に印加される。２つの光ファイバリンク１００４、１００５（送信のために１つ、受信のために１つ）は、遮蔽されたアンプ筐体１０００および遮蔽されたスキャナ室１００６の側壁を通過する。外部の制御室１００７において、光ファイバケーブル１００４および１００５は、さらなる光ファイバトランシーバ１００８の入力に接続される。トランシーバ１００８からのイーサネット（登録商標）出力は、（ラップトップまたはＰＣのような）コンピュータ１００９および／またはインターネット１０１０に接続することが可能である。制御信号はユニット１００１からユニットＵ１００に戻して渡される。
【０２０９】
Ｕ１００は各チャネルについてのサンプルホールドアンプを表わし、全てのチャネルについての同時のサンプリングが、時間の歪みによる信号サンプルの歪みを防止することを可能とする。さらなるオプションの利得調整の後に、サンプルされた信号は１６ビットの解像度にデジタル化される。ＰＣ／１０４バス上のDiamond SystemsTM Diamond-MM-32-ATのような市場で入手可能な３２チャネルアナログＩ／Ｏモジュールがアナログデジタル変換のために使用可能である。サンプリングのタイミング、デジタル化、イーサネット（登録商標）上の通信および他の機能を制御するためのソフトウェアがＰＣ／１０４のＣＰＵモジュールにロードされる。
【０２１０】
外界との通信はイーサネット（登録商標）接続を介して実現され、金属性の導線上で遮蔽された部屋に干渉を伝達することを防止するために、遮蔽されたＭＲＩスキャナ室の外でＰＣ／１０４のＣＰＵとネットワーク接続との間に光ファイバリンクが挿入される。また、光ファイバリンクは、遮蔽されたアンプ筐体の中へのまたは外へのｒｆ干渉の漏洩を最小化し、患者の安全性のためにネットワーク接続を通るＡＣ電力漏洩からアンプ電子機器を絶縁する。光ファイバ変換は、光ファイバトランシーバへのTelebye Model 373 10Base-T（イーサネット（登録商標））を用いて実現することが可能である。ネットワークを介したＰＣ／１０４のＣＰＵとの通信は（ＭＲＩ制御室のような）遠隔位置からシステムの命令を可能とし、記録、表示、分析のために（本質的にインターネット上のどこでも）複数の位置にデータが伝送されることを可能とする。外部のコンピュータ制御からの命令は、サンプリング、基準利得調整、リアルタイムなデータ表示、恒久的な記録のためのデータダンプ等を含むＰＣ／１０４のＣＰＵの機能を起動する。データは一時的にＰＣ／１０４のＣＰＵに記憶されるが、恒久的な記録のためにコンピュータのハードドライブのようなデータ記憶装置に転送される。
【０２１１】
図８〜図１６の実施形態において、信号線および基準線は、それらの互いの長さの実質的な部分に沿って物理的にごく接近している。基準線における基準信号は、干渉を減少させるのに役立つように、それらの対応付けられた測定信号線におけるそれぞれの測定信号から少なくとも部分的に減算される。
【０２１２】
図１７Ａ、図１７Ｂおよび図１８は、特に好ましい実施形態の部類の例である実施形態を表わす。これらの実施形態は、各々が測定信号線および基準信号線を具備する１つまたは複数の測定チャネルを利用する。測定信号線および基準信号線は、それらの互いの長さの大部分に沿って一緒に撚り合わされ、各々が対応付けられたグランド線を有し、物理的に密接に対応付けられる。
【０２１３】
信号１／基準１から信号ｎ／基準ｎについてＲ３０Ａ等からＲ４６Ａ等およびＣ３９Ａ等と示された素子は、それに反して説明される場合を除いて、図１０に表わされたのと同一の意味または機能を有し、それらの値は図１０についての値と同一である。さらに以下で説明されるように、信号処理回路において基準線の信号はそれらの対応する測定信号から減算される。
【０２１４】
また、図１０の実施形態と同様に、ｎ番目の信号電極は、耳の裏または耳たぶの上のような電気的に中性の位置において患者の皮膚に接続され、対応するｎ番目の基準電極は、ｎ番目の信号電極に近い基準メッシュ／帽子における位置に接続される。従って、信号電極１から（ｎ−１）への導線は測定信号を伝達し、ｎ番目の信号電極への導線は補償信号を供給する。以下でさらに説明されるように、補償信号は各測定信号における干渉を減少させるために別個に用いられる干渉成分を抽出するために用いることが可能である。
【０２１５】
ここで図１７Ａ、図１７Ｂを詳細に参照すると、ｎチャネルを有するシステムの１番目および最後のチャネルが表され、ｎは２から１０２４の範囲を有する。
【０２１６】
電極および基準の源は、ケーブルコネクタ１１００を介してアンプケーブルに接続された患者の被験者ケーブルに接続される。アンプケーブルはケーブルコネクタ１２００を介して遮蔽されたアンプ筐体に搭載された遮蔽されたフィルタ筐体に接続される。患者のケーブルにおいて、（図１０と同様に）Ｒ３０Ａは電極のインピーダンスを表わす。抵抗器Ｒ３０Ａの第１端子は、人体組織のインピーダンスを表わす抵抗器Ｒ２００Ａに接続され、抵抗器Ｒ３０Ａの第２端子は、患者のケーブルにおいてケーブルコネクタ１１００に信号電極を接続する導体のインピーダンス表わす抵抗器Ｒ３７Ａの第１端子に接続される。抵抗器Ｒ２００Ａの第２端子は回路グランド電極のインピーダンスを表わす抵抗器Ｒ３９の第１端子に接続される。抵抗器Ｒ３９の第２端子はケーブルコネクタ１１００に回路グランド電極を接続する導体のインピーダンスを表わす抵抗器Ｒ３７Ｂに接続される。
【０２１７】
抵抗器Ｒ４１Ａは基準メッシュへの導体の接続点のインピーダンスを表わす。抵抗器Ｒ４１Ａの第１端子は（図１０と同様に）基準メッシュのインピーダンスを表わす抵抗器Ｒ４０Ａに接続され、抵抗器Ｒ４１Ａの第２端子は導体のインピーダンスを表わす抵抗器Ｒ３７Ｃに接続される。抵抗器Ｒ３７Ｃの第２端子はケーブルコネクタ１１００を介してアンプケーブルに接続される。抵抗器Ｒ４０Ａの第２端子は基準メッシュからグランド導体への接続点のインピーダンスを表わす抵抗器Ｒ２０２Ａの第１端子に接続される。抵抗器Ｒ２０２Ａの第２端子はケーブルコネクタ１１００において回路グランドに接続される。
【０２１８】
アンプケーブルにおいて、抵抗器Ｒ３７Ａの第２端子はケーブルコネクタ１１００を介してコンデンサＣ２００Ａの第１端子および抵抗器Ｒ３８Ａの第１端子に接続される。コンデンサＣ２００Ａの第２端子は回路グランドに接続される。抵抗器Ｒ３８Ａの第２端子はケーブルコネクタ１２００を介して遮蔽されたフィルタ筐体に接続される。患者の被験者ケーブルにおける抵抗器Ｒ３７Ｃの第２端子はケーブルコネクタ１１００を介してコンデンサＣ２００Ｂの第１端子および抵抗器Ｒ３８Ｃの第１端子に接続される。コンデンサＣ２００Ｂの第２端子は回路グランドに接続され、抵抗器Ｒ３８Ｃの第２端子はケーブルコネクタ１２００を介して遮蔽されたフィルタ筐体に接続される。
【０２１９】
遮蔽されたフィルタ筐体において、（図１０と同様に）抵抗器Ｒ３８Ａの第２端子はコンデンサＣ３８Ａの第１端子および抵抗器Ｒ４４Ａの第１端子に接続される。コンデンサＣ３８Ａの第２端子は回路グランドに接続される。抵抗器Ｒ４４Ａの第２端子は遮蔽されたアンプ筐体においてコンデンサＣ３９Ａの第１端子および抵抗器Ｒ２０４Ａの第１端子に接続される。コンデンサＣ３９Ａの第２端子は回路グランドに接続される。
【０２２０】
遮蔽されたフィルタ筐体において、抵抗器Ｒ３８Ｃの第２端子はコンデンサＣ３８Ｂの第１端子および抵抗器Ｒ４４Ｂの第１端子に接続される。コンデンサＣ３８Ｂの第２端子は回路グランドに接続される。
【０２２１】
遮蔽されたアンプ筐体において、抵抗器Ｒ４４Ｂの第２端子はコンデンサＣ３９Ｂの第１端子および抵抗器Ｒ２０４Ｂの第１端子に接続される。コンデンサＣ３９Ｂの第２端子は回路グランドに接続される。
【０２２２】
抵抗器Ｒ２０４Ａの第２端子は、コンデンサＣ２０４Ａの第１端子、もう１つのコンデンサＣ２０６の第１端子、ダイオードＤ１Ａのカソード、さらなるダイオードＤ２Ａのアノード、抵抗器Ｒ２１０Ａの第１端子に接続される。
【０２２３】
抵抗器Ｒ２０４Ｂの第２端子は、コンデンサ２０４Ａの第２端子、さらなるコンデンサＣ２０８の第１端子、オペアンプＵ１１０Ａの非反転入力に接続される。コンデンサＣ２０６およびＣ２０８の第２端子は回路グランドに接続される。ダイオードＤ１Ａのアノードは回路グランドに接続され、ダイオードＤ２Ａのカソードも回路グランドに接続される。アンプＵ１１０Ａの反転入力は抵抗器Ｒ２１２の第１端子および可変抵抗器Ｒ２１３Ａの第１端子に接続される。抵抗器Ｒ２１２の第２端子は回路グランドに接続される。
【０２２４】
可変抵抗器Ｒ２１３Ａの第２端子はアンプＵ１１０Ａの出力に接続される。アンプＵ１１０Ａの出力は可変抵抗器Ｒ２１４Ａの第１端子にも接続され、抵抗器Ｒ２１４Ａの第２端子はさらなるコンデンサＣ２１０Ａの第１端子および計測アンプＵ１１２Ａの反転入力に接続される。コンデンサＣ２１０Ａの第２端子は回路グランドに接続される。
【０２２５】
抵抗器Ｒ２１０Ａの第２端子はスイッチＳＷ１Ａの第１接点に接続される。スイッチＳＷ１Ａの第２接点はさらなるスイッチＳＷ２Ａのワイパーに接続される。スイッチＳＷ１Ａのワイパーは計測アンプＵ１１２Ａの非反転入力に接続される。スイッチＳＷ２Ａの第１接点は回路グランドに接続され、スイッチＳＷ２Ａの第２接点は較正端子に接続される。利得設定抵抗器Ｒ２１５Ａは計測アンプＵ１１２Ａの利得設定端子に接続される。回路グランドは遮蔽されたアンプ筐体に接続される
【０２２６】
上記素子は１番目のチャネルを構成する。
【０２２７】
図１７Ａ、図１７Ｂのシステムは複数のｎチャネルを表わし、２番目からｎ番目のチャネルは、好ましくは、上述した１番目のチャネルと同一である。１番目からｎ−１番目のチャネルは被験者の頭皮の上の電極に接続され、ｎ番目のチャネルは耳たぶのような電気的に中性の位置に接続される。２番目からｎ番目のチャネルについて、対応する参照数字は同一の参照数字によって示されるが、異なるアルファベット参照を有する。
【０２２８】
チャネル１は、好ましくは１０Ｈｚにおいて５０００オーム以下の抵抗器Ｒ３０Ａによって表わされる電気的インピーダンスを有する電極によってＥＥＧのために典型的に頭皮に接続される信号チャネルである。全ての電極は、炭素を加えたプラスチック、圧縮成形された炭素粉末、または炭素導線のむき出しの端部のような、抵抗性の素材で構成される。電極と人体との間の電気的接触は電気生理学的測定のために用いられる一般的な種類の導電性ペーストによって容易になる。Ｒ２００Ａは約１００オームの人体組織のインピーダンスを表わす。Ｒ３９は、典型的に首の下部に配置され、好ましくは１０Ｈｚにおいて５０００オーム以下のインピーダンスである、人体への回路グランド電極を表わす。Ｒ３７Ａは、電極に接続された炭素導線の抵抗値と患者の安全性のための抵抗器の抵抗値との結合を表わす。Ｒ３７Ａの典型的な値は１３ｋオームである。安全性のための抵抗器は典型的に１２．５ｋオーム（１０ｋから１５ｋオームの範囲）であり、好ましくは（Ohmite Macrochip SMD抵抗器のような）非磁性体であり、患者の近くに（０．３メートル以内に）図１７Ａ、図１７Ｂにおけるケーブルコネクタ１１００の患者のケーブル側に搭載される。同様に、Ｒ３７Ｂはグランド電極に接続された炭素導線と患者の安全性のための抵抗器との抵抗値の結合である。
【０２２９】
各信号電極について、導線によって構成されるループ領域を最小化するために、従って、信号における誘導される磁界の干渉を最小化するために、伴うグランド導線は電極導線と密接に撚り合わされる。典型的に３３０ｐＦのコンデンサＣ２００Ａは、ケーブルコネクタ１１００のアンプケーブル側に配置され、Ｒ３７Ａと結合されて信号線において現れる高周波（ｒｆ）干渉をフィルタするように動作する。グランド導線はＲ３７Ｂを介してアンプケーブルの遮蔽に接続され、それは遮蔽されたアンプ筐体において絶縁された回路グランドに接続される。同様に、Ｒ３０Ｂ、Ｒ２００Ｂ、Ｒ３７Ｄ、Ｒ３７Ｅ、Ｃ２００Ｃは信号チャネルｎの構成要素を表わす。
【０２３０】
Ｒ４１Ａは、頭部の表面に広がるが人体と電気的に接触しない導電性の基準メッシュへの炭素または銅の導線の接続点の抵抗値を表わす。基準メッシュの目的は、（図１７Ａ、図１７Ｂにおいて“基準ループ１”と表示された）基準ループの構造が、空間的に整合され、（図１７Ａ、図１７Ｂにおいて“信号１”と表示された）電極導線およびグランド導線によって構成されるループから（共通の回路グランドを除いて）電気的に絶縁されることを可能とすることである。基準ループにおける電圧は主として磁気的に誘導された干渉から生じるので、信号チャネルにおける電圧からそれを減算することは、結果として信号における磁気的に誘導された干渉を除去する。Ｒ４１Ａは、信号ループおよび基準ループを密接に整合させるためにＲ３０Ａに空間的にたいへん近くに配置されなければならない。Ｒ４０Ａは基準メッシュの抵抗値を表わす。Ｒ２０２Ａはメッシュからグランド導線への接続点の抵抗値であり、Ｒ３９に空間的にたいへん近くに配置されなければならない。基準ループのための導線は、ループ領域を最小化するために一緒に密接に撚り合わされ、その組は、チャネルについての基準導線および信号導線が従う経路を密接に整合させるために電極導線の組と一緒に撚り合わされる。Ｒ３７Ｃは、ケーブルコネクタ１１００の患者のケーブル側に配置された３００から１５ｋオームの抵抗器を表わし、ケーブルコネクタ１１００のアンプケーブル側に配置された、典型的に３３０ｐＦのコンデンサＣ２００Ｂと結合されて、基準ループにおいて現れるｒｆ干渉をフィルタリングする目的のために動作する。基準ループについてのグランド導線はアンプケーブルの遮蔽に直接に接続される。同様に、Ｒ４１Ｂ、Ｒ４０Ｂ、Ｒ２０２Ｂ、Ｒ３７Ｆ、Ｃ２００Ｄは信号チャネルｎにおける干渉を減少させるための基準ループｎの構成要素を表わす。
【０２３１】
基準ループ（Ｒ４１、Ｒ４０、Ｒ２０２）における抵抗値は、外部の源から基準ループにおいて誘導される静電気の干渉のレベルを最小化するために値が低い（好ましくは、それぞれ５００オームより小さく、各ループについて合計が１０００オームより大きくない）。基準ループの抵抗値に対する信号電極のインピーダンスにおける差分信号のための補償は、以下で説明するように、アンプのフロントエンド回路において実現される。抵抗率が低く維持されるならば基準メッシュに接続するために炭素導線を用いることが可能であるが、銅の導線が好ましい。基準メッシュは、好ましくは頭部にぴったりフィットする伸縮性のある特性を有する、柔軟な導電性の素材で構成される。許容し得る素材の一例は（ニューヨーク州オールバニーのLess EMF, Inc.によって供給される）”See-Through Conductive Fabric”, # N208であり、５ohm/squareより小さい電気抵抗を生じる銀被膜を有するナイロン編物である。典型的に基準メッシュは、頭皮電極のための隙間を許容するために基準メッシュの適切な位置において小さい穴がカットされ、縫合または面ファスナー（hook and loop）によって電極帽子に取り付けされる。電極帽子は、頭皮電極を決まった位置に保持し、かつ人体から基準メッシュを電気的に絶縁する役割を果たす。基準ループの導線は、基準メッシュの織物を通して導線を挿入して決まった位置に縫い合わせる、または小さい面ファスナー、または導電性エポキシによって決まった位置に接着する等の機械的手段によって基準メッシュに取り付けることが可能である。電気的絶縁体の第２層は、絶縁素材を用いて、または、基準メッシュにラテックスゴムの薄い層のような絶縁素材を塗布することによって、基準メッシュの頂上およびその導線接続点の上に配置することが可能である。その代わりに、電気的絶縁被膜または隔膜が基準メッシュの両側に付加されるならば、基準メッシュは電極帽子として２重にすることが可能である。
【０２３２】
グランド導線の配置において可能な変形が存在する。１つの許容可能な構成は、人体からアンプに続く全部の経路について密接に撚り合わされたグランド導線と一組にされた各信号導線で構成される。この場合において、基準ループは同様の構成を有し、対応するグランド導線は基準メッシュからアンプに続く全部の経路について密接に撚り合わされる。この構成とともに、各チャネルは４つの導線を有し、グランド導線は遮蔽されたフィルタまたはアンプ筐体のシャーシにおいて終端する。このアプローチの変形は、上述したようにアンプケーブルの遮蔽において終端するグランド導線を有する。第２の種類の配線構成は、全ての信号チャネルについて単一のグランド導線および全ての基準ループについて単一のグランド導線の代わりに各チャネルについてグランド導線を除去する。この場合において、グランド導線についての患者の安全性のための抵抗器（図１７Ａ、図１７ＢにおけるＲ３７Ｂ、Ｒ３７Ｅ）は、グランド電極Ｒ３９から来る単一のグランド導線に接続される単一の安全性のための抵抗器に減少される。同様に、基準ループのグランド接続（図１７Ａ、図１７ＢにおけるＲ２０２ＡおよびＲ２０２Ｂ）は、単一の接続および単一のグランド導線に減少される。この構成とともに、各チャネルは、一緒に密接に撚り合わされた２つの導線である信号ループおよび基準ループを有し、また、一緒に密接に撚り合わされた単一の組のグランド導線が存在する。上述したように、グランド導線は、アンプケーブルの遮蔽、または遮蔽されたフィルタまたはアンプ筐体のシャーシにおいて終端することが可能である。さらにもう１つの変形は、信号ループおよび基準ループの両方についてただ１つのグランド線を用いる。この場合において、基準ループのグランド接続（図１７Ａ、図１７ＢにおけるＲ２０２ＡおよびＲ２０２Ｂ）は患者のグランド電極Ｒ３９において終端する。
【０２３３】
図１７Ａ、図１７Ｂにおけるより低いチャネル（ｎ番目のチャネル）は（ＥＥＧのために耳の裏または耳たぶの上のような）関心のある生理学的信号に関して電気的に中性の位置に接続され、整合された基準ループと一組にされた信号ループから構成される信号チャネルと同一の構成を有する。このチャネルは、これから説明されるように、静電気および心弾動図（ＢＣＧ）の干渉を減少させるために用いられる。
【０２３４】
全ての信号ループ、基準ループ、グランド導線から構成される患者のケーブルは人体から長さが約２から５メートル（好ましくは約２．５から５メートル）延び、ｒｆフィルタ、アナログアンプ、フィルタ、Ａ／Ｄコンバータ、デジタル制御回路を含む遮蔽されたフィルタまたはアンプ筐体において終端することが可能である。この場合において、患者の安全性のための抵抗器は人体の約０．３メートル以内で電極導線に挿入されなければならない。その代わりに、好ましくは、患者のケーブルは人体から短い距離（約０．３メートル）延び、アンプ筐体から延びるアンプケーブルと結び付けるために（図１７Ａ、図１７Ｂのケーブルコネクタ１１００において配置される）多芯コネクタにおいて終端する。図１７Ａ、図１７Ｂにおいて表わされ、上述したように、ｒｆフィルタリングはケーブルコネクタ１１００の接合部分において患者の安全性とともに組み込むことが可能である。遮蔽内で銅の導線の複数の撚り合わされた組から構成されるアンプケーブルは、図１７Ａ、図１７Ｂに表わされた遮蔽されたフィルタ筐体において配置されるケーブルコネクタ１１００からケーブルコネクタ１２００へ２．５から５メートル延びる。
【０２３５】
その代わりに、遮蔽されたフィルタ筐体の使用によってもたらされる追加のｒｆフィルタリングが要求されないならば、ケーブルコネクタ１２００は遮蔽されたアンプ筐体において終端することが可能である。もう１つの代替は、ケーブルコネクタ１２００を用いて与えられ、遮蔽されたフィルタ筐体または遮蔽されたアンプ筐体のいずれかに恒久的に取り付けられたアンプケーブルを有する。好ましい場合において、図１７Ａ、図１７Ｂに表わされているように、アンプケーブルのケーブルコネクタに配置され、炭素または薄い被膜成分の、典型的に３００オームであるが１００から１０００オームの値の範囲である抵抗器Ｒ３８Ａ等から構成された第１ｒｆフィルタとともにケーブルコネクタが用いられる。典型的に３３０ｐＦであるが１００から１０００ｐＦの値の範囲であるコンデンサＣ３８Ａ等は、遮蔽されたフィルタ筐体の側壁に搭載された相手となるケーブルコネクタのハウジング内に組み込まれる。その代わりに、ケーブルが恒久的に取り付けられるならば、コンデンサＣ３８は遮蔽されたフィルタ筐体の側壁に搭載された貫通型である。抵抗器Ｒ４４は（Ｒ３８と同一の値および種類の）第２ｒｆフィルタを開始し、（Ｃ３８と同一の値の範囲である）貫通コンデンサＣ３９は遮蔽されたアンプ筐体の側壁に挿入される。さらなるｒｆフィルタリングは、各チャネルの信号線および基準線において挿入される２チャネル共通モードチョークの使用、または、図１７Ａ、図１７Ｂにおいて表わされているように各チャネルの入力の組にまたがるグランドへの２００から５００ｐＦのＸ２ＹコンデンサＣ２０４Ａが続く１００から１０００オームの抵抗器の追加とともに実現可能である。
【０２３６】
図１７Ａ、図１７Ｂの下部付近の遮蔽されたアンプ筐体内の三角の記号によって示された回路電力グランドまたは共通レールは、図に表わされているように１つの位置において金属製の遮蔽された筐体に接続される。回路電力接続は図示されていないが、アナログ集積回路アンプおよびフィルタＩＣの１８−２１等は典型的に±２．５ボルトから±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。電力は、好ましくは、遮蔽されたアンプ筐体内に配置されたバッテリーから供給されるが、電力入力が信号線について表わされたフィルタと類似のフィルタを用いて遮蔽筐体におけるｒｆについてフィルタリングされるならば、電力は外部の電源（絶縁された医療用電源またはバッテリー）から供給されることも可能である。
【０２３７】
患者の安全性の目的のために、図１７Ａ、図１７Ｂに表わされたダイオードＤ１およびＤ２は、人体に接続される電極から延びる全ての信号線において回路グランドへの逆極性の構成で配置される。ダイオードは、アンプ回路における故障の場合に人体への漏洩電流を制限するために患者の安全性のための抵抗器と結合して動作し、約０．６ボルトの順方向電圧を有する共通信号ダイオードである。典型的に１０００オームの抵抗器Ｒ２１０はダイオードにおける電流の流れを制限する。図１７Ａ、図１７ＢにおけるスイッチＳＷ１およびＳＷ２は、チャネル選択、（図１７Ａ、図１７Ｂにおける“ＣＡＬ”の源である）較正信号の注入、電極接点インピーダンスの検査動作を可能とする。典型的にスイッチは低い漏洩電流を有し、ＭＡＸ３９３（カリフォルニア州サニーベールのMaxim Integrated Products）のような半導体アナログスイッチであり、ソフトウェア命令によってデジタル制御される。
【０２３８】
各チャネルにおいて磁気的に誘導される干渉の減算は、（典型的に１００ｄＢまたはよりよい）高い共通モード除去および拡張された帯域において低ノイズである、図１７Ａ、図１７Ｂにおける計測アンプＵ１１２の使用によって実現される。この種類の素子の例はマサチューセッツ州ノーウッドのAnalog Devicesによって生産されているAD8221である。計測アンプは、電気生理学的な電極のような高インピーダンスを有する信号源への接続に適し、従って信号入力におけるインピーダンス整合用プリアンプの必要性を排除するように、非常に高い入力インピーダンスを有することも要求される。しかし、基準ループ入力において、基準ループに存在する磁気的に誘導される干渉の変化する振幅および位相の調整は、信号インピーダンスおよび基準インピーダンスにおける差分を補償するために、従って、減算処理において最大のノイズ除去を達成するために用いられる。
【０２３９】
アンプＵ１１０および図１７Ａ、図１７Ｂにおける関連する回路は調整を可能とする好ましい手段を構成する。Ｕ１１０はAnalog Devices, Inc.によって生産されたOP1177のような低ノイズオペアンプである。デジタル制御ポテンショメータは、特定の電極帽子のための較正値に基づくソフトウェア制御または事前調整のもとで動的な調整を可能とするためにＲ２１３およびＲ２１４について用いることが可能である。１０２４ステップの調整および２０ｋオームの公称値を有する単一のAnalog Devices AD5231デュアルチャネルデジタルポテンショメータを各チャネルの両方の制御のために用いることが可能である。ポテンショメータの制御は多数のチャネルを調整するために効果的な“デイジーチェーン”構成における３つのデジタル制御列によって実現される。計測アンプＵ１１２の利得は抵抗器Ｒ２１５を用いて典型的に約６に設定され、０．０５％の許容範囲の抵抗器を用いてチャネルにまたがって整合される。
【０２４０】
図１８において、１つの信号チャネルおよび耳のチャネルが表されているが、図１７Ａ、図１７Ｂと同様に、表わされているものに追加して複数の信号チャネルが考えられることが理解される。
【０２４１】
図１８は、本発明の実施形態による装置のフィルタリング部を表わす。図１７Ａ、図１７Ｂにおける計測アンプＵ１１２Ａの出力からの信号は可変抵抗器Ｒ３００Ａの第１端子に接続される。可変抵抗器Ｒ３００Ａの第２端子はコンデンサＣ３００Ａの第１端子およびオペアンプＵ３００Ａの非反転入力に接続される。コンデンサＣ３００Ａの第２端子は回路グランドに接続され、オペアンプＵ３００Ａの反転入力はオペアンプＵ３００Ａの出力に接続される。オペアンプＵ３００Ａの出力はさらなる抵抗器Ｒ３０１Ａの第１端子にも接続され、抵抗器Ｒ３０１Ａの第２端子はコンデンサＣ３０１Ａの第１端子および抵抗器Ｒ３０２Ａの第１端子に接続される。コンデンサＣ３０１Ａの第２端子はさらなるオペアンプＵ３０２Ａの反転入力およびアンプＵ３０２Ａの出力に接続される。抵抗器Ｒ３０２Ａの第２端子はアンプＵ３０２Ａの非反転入力およびコンデンサＣ３０２Ａの第１端子に接続される。コンデンサＣ３０２Ａの第２端子は回路グランドに接続される。
【０２４２】
アンプＵ３０２Ａの出力は抵抗器Ｒ３０４Ａの第１端子に接続される。抵抗器Ｒ３０４Ａの第２端子はコンデンサＣ３０４Ａの第１端子および抵抗器Ｒ３０５Ａの第１端子に接続される。コンデンサＣ３０４Ａの第２端子はアンプＵ３０４Ａの反転入力およびアンプＵ３０４Ａの出力に接続される。抵抗器Ｒ３０５Ａの第２端子はアンプＵ３０４Ａの非反転入力およびコンデンサＣ３０６Ａの第１端子に接続される。コンデンサＣ３０６Ａの第２端子は回路グランドに接続される。オペアンプＵ３０４Ａの出力はさらに抵抗器Ｒ３０６Ａの第１端子に接続される。抵抗器Ｒ３０６Ａの第２端子はコンデンサＣ３０７Ａの第１端子および抵抗器Ｒ３０７Ａの第１端子に接続される。コンデンサＣ３０７Ａの第２端子はオペアンプＵ３０５Ａの反転入力およびアンプＵ３０５Ａの出力に接続される。抵抗器Ｒ３０７Ａの第２端子はアンプＵ３０５Ａの非反転入力およびコンデンサＣ３０９Ａの第１端子に接続される。コンデンサＣ３０９Ａの第２端子は回路グランドに接続される。
【０２４３】
アンプＵ３０５Ａの出力は抵抗器Ｒ３０８Ａの第１端子および抵抗器Ｒ３０９Ａの第１端子に接続される。抵抗器Ｒ３０８Ａの第２端子はアンプＵ３０６Ａの非反転入力に接続される。抵抗器Ｒ３０９Ａの第２端子はアンプＵ３０６Ａの反転入力およびコンデンサＣ３１０Ａの第１端子に接続される。コンデンサＣ３１０Ａの第２端子は回路グランドに接続される。
【０２４４】
アンプＵ３０６Ａの出力はさらなるアンプＵ３０７Ａの非反転入力に接続される。アンプＵ３０７Ａの反転入力は抵抗器Ｒ３１０Ａのスライダに接続される。抵抗器Ｒ３１０Ａの第１端子は基準電圧（Ｅｒｅｆ）に接続され、抵抗器Ｒ３１０Ａの第２端子は抵抗器Ｒ３１２Ａの第１端子に接続される。抵抗器Ｒ３１２Ａの第２端子は回路グランドに接続される。
【０２４５】
抵抗器Ｒ３１４ＡはアンプＵ３０７Ａの利得設定端子の間に接続される。
【０２４６】
上記は１番目のチャネルに関し、２番目からｎ−１番目のチャネルは上述したチャネルと同一である。利得設定抵抗器Ｒ３１４Ｂが、対応するアンプＵ３０６Ｂの利得設定端子の間に接続され、アンプＵ３０７Ａが省略されていることを除いて、ｎ番目のチャネル（耳のチャネル）について、この回路は上述したアンプＵ３０６Ａまで同一である。
【０２４７】
オペアンプＵ３００からＵ３０５および関連する素子を用いて実現される７次ローパスフィルタによって全てのチャネルがフィルタリングされる。Ｕ３００からＵ３０５はAnalog Devices OP4177のような単一の集積回路、低ノイズ、低オフセットのクワッドオペアンプパッケージにおいて実現可能である。用いられるローパスフィルタの種類はベッセルからバターワースまで多岐にわたる。ベッセルフィルタはバターワースよりも良好なステップ応答（より少ないオーバーシュートおよびリンギング）を有するが、バターワースはベッセルよりも良好なノイズ除去を有する。この例において、ベッセルとバターワーストとの間の中間の特性を有する０．０５°の等リプルフィルタとして知られる妥協（compromise）フィルタはフィルタのリンギングを最小化するが、許容可能なノイズ除去を維持するために用いられる。フィルタにおける全ての抵抗器（Ｒ３０１からＲ３０６）は０．０５％の許容範囲であり、コンデンサは２％の許容範囲である。各チャネルについての位相調整は可変抵抗器Ｒ３００を用いて実現され、AD5231のようなデジタル制御ポテンショメータとすることが可能である。この調整は、特にＡＣ電力線の源について、静電ノイズ除去の目的のために耳のチャネルへの各チャネルの正確な位相整合を可能とする。
【０２４８】
図１８に表わされたような計測アンプＵ３０６（Analog Devices AD627または類似品）および関連する素子の使用によって各チャネルからＤＣ電極オフセット電位が除去される。さらに、信号チャネルにおいてこのステージで５の倍率によって信号が増幅される。耳のチャネルにおいて、抵抗器Ｒ３１４Ｂによって設定されたわずかに高い利得によって信号が増幅される。そして、人体においておよび信号導線において現れるＡＣ電力線およびｆＭＲＩのような静電的な源から干渉を減算する目的のために、図１８において“ＥＲＥＦ”と表示された耳のチャネルの出力は、各信号チャネルについて最終ステージの計測アンプ（図１８におけるＵ３０７、AD627または類似品）の反転入力に供給される。さらに、この方法を用いて信号チャネルにおけるＢＣＧが減少される。ＥＲＥＦにおいて現れる干渉を各信号チャネルにおいて現れる干渉に密接に整合させるために、図１８における抵抗器Ｒ３１０ＡおよびＲ３１２Ａから構成される電圧分割器が各信号チャネルについてＥＲＥＦの振幅を調整するために用いられる。Ｒ３１０Ａはデジタル制御ポテンショメータとすることが可能であり、好ましくは、チャネルにおける位相調整のためにＲ３００Ａとして実現される他のチャネルとともに、公称抵抗値２０ｋオームのデュアルチャネルAD5231の１つのチャネルである。この構成とともに、単一の集積回路は各チャネルにおける静電的なおよびＢＣＧの干渉の減少のために振幅および位相の調整を制御する。AD5231集積回路は上述したように磁気的干渉の減少のために用いられるAD5231集積回路とともにデイジーチェーンすることが可能である。抵抗器Ｒ３１４はアンプＵ３０６およびＵ３０７の利得を２００に設定する。
【０２４９】
システムの全体の構成は図１６の実施形態について表わされている通りである。スキャナおよび外界への関連する構成要素は図１３に関して説明した通りである。
【０２５０】
上述した基本的なアンプおよびフィルタリング回路に加えて、ソフトウェアフィルタリング操作のために増幅された基準ループ信号が要求されることも考えられる。この場合において、個々の基準ループは２から１０の倍率によって増幅され、（図１８に表わされた７極０．０５°の等リプルローパスフィルタのような）信号チャネルについて用いられるような同一のローパスフィルタを用いて選択的にフィルタリングされる。さらに１０００の倍率までフィルタリング後に利得が要求されうる。従って、上述したように信号チャネル出力を用いて基準ループ信号は同時にサンプリングおよびデジタル化される。
【０２５１】
本発明のさらにもう１つの実施形態において、各信号チャネルについての個々の基準ループは、信号チャネルのグループにおいて干渉を減少させる役割を果たす局所的な基準ループによって置き換えられる。例えば、基準ループは頭皮電極について上述したように実現することが可能である。そして、この同一の基準ループは、４つの周囲の頭皮電極について基準入力として用いることが可能である。信号ループと基準ループとの間の干渉における整合は、隣接する電極について中央電極ほど正確でない可能性があるが、隣接する電極の各々について上述した例に表わされたように基準入力の利得および位相の調整は結果として向上したノイズ除去となる。このアプローチの極端な例は全ての信号チャネルについて１つの単一の基準ループの使用である。この場合において、基準ループの利得および位相は全てのチャネルにわたって大きな範囲の調整を必要とし、結果として各電極または狭い近傍のチャネルについての個々の基準ループの場合より小さいノイズ除去となりうる。
【０２５２】
本発明のさらにもう１つの実施形態において、基準ループのグランドは、減算ステージの前に測定信号のグランドから電気的に絶縁される。これは共通のグランドが両方のために用いられるとき、信号ループと基準ループとの間に構成されるループにおいて生じる磁気的に誘導される干渉電圧を減少させる効果を有する。絶縁された類型の実施形態の例が図１９Ａ、図１９Ｂに表わされ、これは信号ループのグランドと基準ループのグランドとの間に電気的絶縁体を追加した図１７Ａ、図１７Ｂの実施形態である。この場合において、（抵抗器Ｒ２０２ＡおよびＲ２０２Ｂと示された）基準ループのグランド接続は（前述のように遮蔽されたアンプ筐体を介して）アンプ電源のグランドに接続されないが、その代わりに“Ｖｉｓｏ＋”および“Ｖｉｓｏ−”と示された別個の２極電源の“Ｖｉｓｏ  ＧＲＯＵＮＤ”と示された絶縁されたグランドに接続される。絶縁された電源は、バッテリー、または遮蔽されたアンプ筐体に入って行く電源導線における適切なｒｆフィルタリングとともに医療用に承認された絶縁された２極電源によって外部で得ることが可能である。この例において、絶縁された電源は＋および−５ボルトである。電気的絶縁はＵ４００、Ｕ１１０および関連する回路素子から構成される線形の光起電性の絶縁アンプを用いて達成される。オペアンプＵ４００およびＵ１１０はOP1177のような低ノイズ型であり、Ｕ４０１はドイツのハイルブロンのVishay Semiconductor GmbHによって生産されているIL300のような線形アプリケーションにおける使用のために設計されたオプトカプラーである。
【０２５３】
図１９Ａ、図１９Ｂにおいて、信号ループ回路は図１７Ａ、図１７Ｂに関して上述したものと同一であり、同様の参照符号が同様の構成要素を示すために用いられている。しかし、抵抗器Ｒ２０２Ａの第２端子がケーブルコネクタ１１００において回路グランドに直接に接続されていないが、アンプケーブルにおいてさらなるコンデンサＣ４００Ｃの第１端子に接続され、コンデンサＣ４００Ｃの第２端子が回路グランドに接続されている点で、図１９Ａ、図１９Ｂの基準ループ回路は図１７Ａ、図１７Ｂに関して上述した基準ループ回路と異なる。また、図１９Ａ、図１９Ｂの回路において、抵抗器Ｒ２０２Ａの第２端子はコンデンサＣ４０２Ｃの第１端子にも接続される。コンデンサＣ４０２Ｃの第２端子は遮蔽されたフィルタ筐体において回路グランドに接続される。
【０２５４】
コンデンサＣ４０２Ｃの第１端子はコンデンサＣ４０４Ｃの第１端子およびアンプＵ４００Ａの非反転入力に接続される。コンデンサＣ４０４Ｃの第２端子は回路グランドに接続される。アンプＵ４００Ａの非反転入力はＶｉｓｏｇｒｏｕｎｄに接続される。アンプＵ４００Ａの反転入力はコンデンサＣ４０６の第１端子および抵抗器Ｒ２０４Ｂの第２端子に接続される。コンデンサＣ４０６の第２端子はアンプＵ４００Ａの出力に接続される。
【０２５５】
アンプＵ４００Ａの正電力ピンはＶｉｓｏ＋に接続され、アンプＵ４００Ａの負電力ピンはＶｉｓｏ−に接続される。アンプＵ４００Ａの出力はトランジスタＱ１のベースに接続される。トランジスタＱ１のコレクタはＶｉｓｏｇｒｏｕｎｄおよびアンプＵ４０１Ａのピン４に接続される。トランジスタＱ１のエミッタはアンプＵ４０１Ａのピン１に接続される。アンプＵ４００Ａの反転入力はアンプＵ４０１Ａのピン３および抵抗器Ｒ４１０の第１端子に接続される。抵抗器Ｒ４１０の第２端子はＶｉｓｏ＋に接続される。アンプＵ４０１Ａのピン２は抵抗器Ｒ４１２の第１端子に接続され、Ｒ４１２の第２端子はＶｉｓｏ＋に接続される。アンプＵ４０１Ａのピン５は回路グランドに接続される。アンプＵ４０１Ａのピン６はアンプユニットＵ１１０Ａの反転入力および抵抗器Ｒ４１３Ａの第１端子に接続される。抵抗器Ｒ４１３Ａの第２端子は＋５ボルトに接続される。アンプＵ１１０Ａの非反転入力は回路グランドに接続される。アンプＵ１１０Ａの反転入力は抵抗器Ｒ２１３Ａの第１端子およびコンデンサＣ４１０の第１端子に接続される。抵抗器Ｒ２１３Ａの第２端子はアンプＵ１１０Ａの出力とともに抵抗器Ｒ２１４Ａの第１端子およびコンデンサＣ４１０の第２端子に接続される。
【０２５６】
図１９Ａ、図１９Ｂに表わされているように、各基準ループはｒｆフィルタリングとともに絶縁されたグランド導線を有する。最大の絶縁を得るために、１つの絶縁されたグランド導線において全ての基準ループを終端することが好ましい。これは、各チャネルについての信号導線および基準導線、および、全ての信号ループおよび基準ループについて足し合わせる２つのグランド導線から構成される上述した実施形態に類似する。信号ループのグランド導線は人体に取り付けられたグランド電極Ｒ３９に接続され、基準ループの（絶縁された）グランド導線は人体のグランド電極Ｒ３９に近く、人体から電気的に絶縁された基準メッシュに接続される。
【０２５７】
図２０において、本発明の実施形態による電極支持帽子２０１０が被験者の頭部２０３０の決まった位置に表わされている。耳のために２０７０等のような穴が設けられた柔軟な頭部を覆うヘッドピース２０５０を具備する。帽子は顎ストラップによって頭部に保持される。４つの測定信号／基準ノードの組が、参照符号２１１０、２１３０、２１５０、２１７０によって示され、帽子の表面にわたって空間的に別々に設けられる。これらの組の各々は、撚り合わされた導線の組２１９０、２２１０、２２３０、２２５０によって外部の回路に接続される。
【０２５８】
外部接続のためにそれ自身の撚り合わされた導線の組を有し、対応付けられた基準電極を有する別個の補償電極が符号２２７０によって示されている。これは右耳のちょうど裏に配置されている。
【０２５９】
ヘッドピース２０５０の首部分の下部において、撚り合わされた導線の組の遠隔回路への接続を有するグランド電極／基準電極の組２２９０が配置される。
【０２６０】
１つの測定電極／基準ノードの組２１１０を通る断面が図２１に表わされている。
【０２６１】
この断面図から理解できるように、柔軟な帽子のヘッドピース２０５０は、絶縁されたナイロンの伸縮素材の基層２３１０を具備し、その上に銀が塗布されたナイロンの基準メッシュ２３３０が配置される。この上に上部伸縮素材のネッティング２３５０が配置される。
【０２６２】
この３層構造２３１０、２３３０、２３５０には、適切な絶縁素材の円柱状のグロメット２３７０によって橋絡された穴が設けられている。中央のボア２３９０はグロメットの中央を通して軸を成す。このボアの下方部分が導電性ゲル２４１０で満たされ、その上に電気的に接触して測定電極の金属または炭素の挿入物２４３０が存在し、それは、撚り合わされた導線の組２１９０の片方を構成する測定信号導線２４５０に接続され、グロメットの側壁を抜け、伸縮素材のネッティング層２３５０を通して上方に抜ける。
【０２６３】
グロメット２３７０にすぐ近くに隣接して基準電極（ノード）接続点２４７０が配置され、導電性の銀が塗布された基準メッシュ層２３３０に埋め込まれ、それは撚り合わされた導線の組２１９０の他の片方を構成する導線２４９０と電気的に接触し、上部の伸縮素材のネッティング２３５０を通して抜け、測定信号導線２４５０と撚り合わされる。
【０２６４】
使用において、導電性ゲル２４１０の下部２５１０は被験者の頭皮と接触する。
【０２６５】
説明された実施形態に照らして、全体として明細書に照らして解釈される添付の請求項の範囲内に存在し、かつこの技術分野の当業者の知識を用いた全ての他の実施形態とともに上記実施形態の変形はここで明らかである。
【図面の簡単な説明】
【０２６６】
【図１】本発明の実施形態による干渉を減少させる装置が用いられるＥＥＧおよびｆＭＲＩの構成図を表わす。
【図２】図１の構成において用いられるｆＭＲＩのパルスシーケンスを表わす。
【図３】電子的干渉を減少させる装置の一例の回路図を表わす。
【図４】電子的干渉を減少させる装置のさらなる例のブロック図を表わす。
【図５】図４のシステムの回路図を表わす。
【図６】基準電極および人体に接続されたグランド電極を使用する図３から図５の回路において用いられる単一チャネルの基準ループ配置の等価回路を表わす。
【図７】もう１つの干渉源を表わす等価回路を表わす。
【図８】付随する基準ループ回路またはメッシュを有する人体に取り付けられた複数の信号電極Ｓ１からＳｎの一部分についての等価回路を表わす。
【図９】図８に表わされた一般的な配置とともに用いられる適切な増幅、減算およびフィルタ回路を表わす。
【図１０】基準電極およびグランド電極を使用する本発明の特に好ましい実施形態の一部を構成するフロントエンド回路を表わす。
【図１１】図１０に表わされた回路を具備する実施形態において用いられる人間の頭部へのＥＥＧ電極接続点の側面図を表わす。
【図１２】図１０に表わされた回路を具備する実施形態において用いられる基準メッシュ接続点の側面図を表わす。
【図１３】遮蔽されたスキャナ室に関して、図１０から図１２の実施形態についてスキャナヘッドおよび回路の配置を表わす。
【図１４】図１０に表わされたフロントエンド回路からの信号を受信する遮蔽されたアンプ筐体内部の中間回路を表わす。
【図１５】図１０に表わされたフロントエンド回路からの信号を受信する遮蔽されたアンプ筐体内部の中間回路を表わす。
【図１６】遮蔽されたスキャナ室および外部の制御室に関して、遮蔽されたアンプ筐体内部の図１４および図１５の回路の配置を表わす。
【図１７Ａ】本発明によるノイズを減少させる回路の代わりの実施形態のフロントエンド回路図を表わす。
【図１７Ｂ】図１７Ａに続き、本発明によるノイズを減少させる回路の代わりの実施形態のフロントエンド回路図を表わす。
【図１８】図１７Ａ、図１７Ｂに表わされたフロントエンドの下流のフィルタ回路を表わす。
【図１９Ａ】基準ループのグランド線の電気的絶縁を有する本発明の実施形態のフロントエンド回路図を表わす。
【図１９Ｂ】図１９Ａに続き、基準ループのグランド線の電気的絶縁を有する本発明の実施形態のフロントエンド回路図を表わす。
【図２０】本発明による、および、本発明において用いられる電極帽子の全体像を表わす。
【図２１】図２０に表わされた電極帽子の１つの電極部分を通る断面図を表わす。
【符号の説明】
【０２６７】
１、３１、６１  被験者
３  被験者の頭部
５  内径
７  ｆＭＲＩコイルユニット
９  導線接続
１１  演算回路
１３  メモリおよびディスプレイユニット
１５、１７、１９  電極
２１、２３  導線
２５  ＥＥＧ制御ユニット
２７  レコーダ
３３  信号電極
３５  基準電極
３７  回路グランド電極
３９、４１  導線
４３、４５  巻線
４７  共通モードチョーク
４９、５１  出力端子
６３、６５  信号電極
６９  補償電極
７１  グランド電極
７５、７６、８７  ｒｆフィルタ
７７、７９  プリアンプ
８１、８３  ローパスフィルタ
８５  ＤＭ／ＣＭフィルタおよび差動アンプ
８７  ｒｆフィルタ
９０  共通モードチョーク
９２、９４  出力
１０００  遮蔽されたアンプ筐体
１００１  利得アナログデジタル変換および多重化ユニット
１００２  中央処理ユニット
１００３、１００８  光ファイバトランシーバ
１００４、１００５  光ファイバリンク
１００６  スキャナ室
１００７  制御室
１００９  コンピュータ
１０１０  インターネット
１１００、１２００  ケーブルコネクタ
２０１０  電極支持帽子
２０３０  被験者の頭部
２０５０  ヘッドピース
２３７０  グロメット
２３９０  ボア
２４１０  導電性ゲル
【図１】
2008501453.tif 000003
【図２】
2008501453.tif 000004
【図３】
2008501453.tif 000005
【図４】
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【図５】
2008501453.tif 000007
【図６】
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【図７】
2008501453.tif 000009
【図８】
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【図９】
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【図１０】
2008501453.tif 000012
【図１１】
2008501453.tif 000013
【図１２】
2008501453.tif 000014
【図１３】
2008501453.tif 000015
【図１４】
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【図１５】
2008501453.tif 000017
【図１６】
2008501453.tif 000018
【図１７Ａ】
2008501453.tif 000019
【図１７Ｂ】
2008501453.tif 000020
【図１８】
2008501453.tif 000021
【図１９Ａ】
2008501453.tif 000022
【図１９Ｂ】
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【図２０】
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【図２１】
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【手続補正書】
【提出日】平成18年2月21日(2006.2.21)
【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】
被験者からの所望の信号における干渉を減少させるための電子装置であって、
（ａ）複数の測定信号電極と、
（ｂ）１つまたは複数の基準電極と、
（ｃ）複数の測定信号線と、を具備し、各測定信号線はそれぞれ前記測定信号電極の１つに接続され、
（ｄ）１つまたは複数の基準信号線をさらに具備し、各基準信号線はそれぞれ前記基準電極の１つまたは複数に接続され、
各測定信号線または測定信号線グループはその対応する基準信号線とともに測定信号線または測定信号線グループ／基準信号線の組を構成するように、各々の前記測定信号線、または、それぞれの前記測定信号線グループは、それらの長さの実質的な部分についてそれぞれ前記基準信号線の１つと物理的にごく接近していることによって対応付けられ、
前記電子装置は、各基準信号線における干渉信号を、前記測定信号線または測定信号線グループ／基準信号線の組において対応付けられた測定信号線における干渉信号から、または、前記測定信号線グループ内の各測定信号線における干渉信号から減算するための減算手段をさらに具備し、
前記測定信号電極の少なくとも１つは、前記被験者と直接に電気的に接続し、かつ前記基準信号電極の少なくとも１つは、前記被験者と直接に電気的に接触せず物理的にごく接近している電子装置。
【請求項２】
１つまたは複数の前記基準電極を具備する電気的な導電メッシュをさらに具備する請求項１に記載の電子装置。
【請求項３】
前記被験者から前記導電メッシュを絶縁するための絶縁層が設けられた請求項２に記載の電子装置。
【請求項４】
前記導電メッシュは連続した層状の部材を具備する請求項２または３に記載の電子装置。
【請求項５】
前記導電メッシュは、それぞれ前記基準電極を具備する離散した部材の基盤を具備する請求項２または３に記載の電子装置。
【請求項６】
前記電極および前記導電メッシュを支持するための電極支持構造物をさらに具備する請求項２から５のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項７】
前記電極支持構造物は可撓性のある帽子である請求項６に記載の電子装置。
【請求項８】
前記電極支持構造物は前記電極を支持するための撓まない帽子であり、前記導電メッシュは可撓性がある請求項６に記載の電子装置。
【請求項９】
前記電極支持構造物はＥＰＭ（電気生理学的測定）を実行するために配置される請求項６から８のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１０】
前記電極支持構造物はその上に支持された電極支持物と、
前記被験者の皮膚に接触するために設けられた前記測定信号電極の配列と、
前記測定信号電極の各々への独立した電気的接続のために設けられた第１接続手段と、をさらに具備し、
前記電気的な導電メッシュは前記基準電極の各々に独立に電気的に接続するための第２接続手段をさらに具備する請求項６から９のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１１】
基準ノードの数は前記測定信号電極の数と実質的に同一である請求項９または１０のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１２】
各測定信号電極または測定信号電極グループは、それらに物理的にごく接近した対応するそれぞれの基準電極を具備する請求項９から１１のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１３】
前記電極支持物は、前記被験者の皮膚に接触するために設けられた１つまたは複数のグランド電極をさらに支持し、
前記電子装置は、前記１つまたは複数のグランド電極の各々への独立した電気的接続のための第３接続手段をさらに具備する請求項９から１２のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１４】
前記電極支持物は単一のグランド電極を支持する請求項９から１３のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１５】
前記電極支持物は補償信号電極を支持する請求項９から１４のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１６】
前記グランド電極および前記補償信号電極について、それ自身の独立した電気的接続を有するそれぞれの基準電極が設けられる請求項１４に従属した請求項１５に記載の電子装置。
【請求項１７】
それぞれのグランド線は、その長さの実質的な部分に沿って各信号線と対応してごく接近して配置され、前記グランド線の各々は、前記被験者と直接または間接に電気的に接触する１つまたは複数のグランド電極に接続される請求項１から１６のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項１８】
その長さの実質的な部分に沿って各基準信号線と対応してごく接近して配置されたグランド線をさらに具備する請求項１７に記載の電子装置。
【請求項１９】
前記干渉は複数の干渉成分を含み、
前記電子装置は電子回路をさらに具備し、
前記電子回路は、
（ａ）少なくとも１つの主要信号処理ユニットを具備し、各主要信号処理ユニットは、１つまたは複数の測定信号のそれぞれ１つを受信するためにそれぞれの測定信号入力を具備し、各主要信号処理ユニットは複数の干渉減少モジュールを具備し、
（ｂ）各干渉減少モジュールについてそれぞれの補償信号成分入力をさらに具備する請求項１から１８のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項２０】
前記補償信号成分入力は、補償信号線を介して前記被験者と直接に電気的に接続する補償信号電極に接続され、
回路グランド接続は、グランド線を介してグランド電極に接続され、
それぞれの基準信号線は、それぞれの長さの実質的な部分に沿って前記補償信号線および前記グランド線とごく接近して配置され、
前記基準信号線は、それぞれの基準電極とさらに接続される請求項１９に記載の電子装置。
【請求項２１】
（ａ）補償信号入力を有し、かつ補償信号から複数の補償信号成分を抽出するための手段を具備する補償信号処理ユニットをさらに具備し、各補償信号成分はそれぞれ前記干渉成分の１つまたは複数に関係付けられ、
（ｂ）前記補償信号処理ユニットは、各補償信号成分のためのそれぞれの補償信号成分出力をさらに具備し、前記補償信号成分出力の各々は前記補償信号成分入力の１つにそれぞれ接続される請求項１９または２０のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項２２】
各主要信号処理ユニットにおいて前記干渉減少モジュールは直列に配置される請求項２１に記載の電子装置。
【請求項２３】
各主要信号処理ユニットにおいてそれぞれの干渉減少モジュールは、ｒｆ干渉、磁界切り換え干渉、幹線電力干渉、まばたきの人為的干渉、心弾動図干渉のうちの少なくとも２つの減少のために設けられる請求項２１または２２に記載の電子装置。
【請求項２４】
それぞれの測定信号電極は、測定信号線を介して少なくとも１つの主要信号処理ユニットの各測定信号入力に接続され、前記被験者と直接に電気的に接触し、
各測定信号線または測定信号線グループについて、対応する基準信号電極は、基準信号線を介して少なくとも１つの主要信号処理ユニットのそれぞれの基準信号入力に接続される請求項２１から２３のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項２５】
各主要信号処理ユニットは、対応するそれぞれの１つまたは複数の測定信号線における信号からそれぞれの基準信号における信号の少なくとも一部を減算するための減算手段をさらに具備する請求項２４に記載の電子装置。
【請求項２６】
各主要信号処理ユニットは、対応するそれぞれの１つまたは複数の測定信号線における信号から１つまたは複数の前記補償信号成分の少なくとも一部を減算するための減算手段をさらに具備する請求項２４に記載の電子装置。
【請求項２７】
前記補償信号処理ユニットは別個の回路グランド接続を具備する請求項２１から２６のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項２８】
それぞれのグランド線は、その長さの実質的な部分に沿って各測定信号線／基準信号線の組とごく接近して対応付けられ、
前記グランド線の各々は、前記被験者と直接または間接に電気的に接触して１つまたは複数のグランド電極に接続される請求項２４または２５に記載の電子装置。
【請求項２９】
前記信号線と対応付けられた前記グランド線の回路グランド接続および対応付けられたグランドは、前記基準線の回路グランド接続から電気的に絶縁される請求項２８に記載の電子装置。
【請求項３０】
各測定信号線はそれぞれの基準線およびグランド線と撚り合わされ、補償信号線はそれぞれの基準線と撚り合わされる請求項２０に記載の電子装置。
【請求項３１】
測定信号線／基準線の組、補償信号線／基準線の組、グランド線／基準線の組の全ては撚り合わされる請求項３０に記載の電子装置。
【請求項３２】
各測定信号線および対応付けられたグランド線はそれぞれ撚り合わされ、各基準線および対応付けられたグランド線はそれぞれ撚り合わされる請求項１７に記載の電子装置。
【請求項３３】
各測定信号線／グランド線の撚り合わされた組と、各々の対応付けられた補償信号線／グランド線の撚り合わされた組とは、それぞれ撚り合わされる請求項３２に記載の電子装置。
【請求項３４】
各々の対応付けられた測定信号線、基準信号線、およびグランド線は撚り合わされる請求項２９に記載の電子装置。
【請求項３５】
各測定信号線／基準信号線の組は遮蔽される請求項１７、２０、２８から３４のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項３６】
信号線／基準線の組の少なくともいくつかについて、少なくとも１つの追加の基準線が設けられ、それらまたはそれぞれのさらなる基準電極に接続される請求項１７、２０、２４、２５、２８から３５のいずれか１項に記載の電子装置。
【請求項３７】
請求項１から３６のいずれか１項に記載の干渉を減少させるための電子装置を具備するＭＲＩまたはＴＭＳ（経頭蓋磁気刺激）ユニットとＥＰＭシステムとを具備する複合測定装置。
【請求項３８】
前記ＭＲＩユニットはｆＭＲＩに適合する請求項３７に記載の複合測定装置。
【請求項３９】
前記ＥＰＭシステムは、ＥＥＧ（脳波測定）、ＥＣＧ（心電図検査法）、ＥＭＧ（筋電図検査法）、ＥＯＧ（電気眼球図記録法）、ＥＲＧ（網膜電図検査法）、ＧＳＲ（電気皮膚反応測定）のうち１つまたは複数を実行するためのシステムから選択される請求項３７または３８に記載の複合測定装置。
【請求項４０】
被験者からの所望の信号から干渉を減少させる方法であって、
（ａ）複数の測定信号電極を設けるステップと、
（ｂ）１つまたは複数の基準電極を設けるステップと、
（ｃ）複数の測定信号線を設けるステップと、を有し、各測定信号線はそれぞれ前記測定信号電極の１つに接続され、かつ所望の信号および干渉信号を伝送し、
（ｄ）１つまたは複数の基準信号線を設けるステップをさらに有し、各基準信号線はそれぞれ前記基準電極の１つに接続され、かつ少なくとも干渉信号を伝送し、それぞれの測定信号線または測定信号線グループ／基準信号線の組を与えるために、各測定信号線またはそれぞれの測定信号線グループは、それらの長さの実質的な部分について物理的にごく接近していることによってそれぞれの基準信号線と対応付けられ、
（ｅ）各基準信号線における干渉信号を、前記測定信号線または測定信号線グループ／基準信号線の組において対応付けられた前記測定信号線における干渉信号または前記測定信号線グループ内の各測定信号線における干渉信号から減算するステップをさらに有し、
測定信号電極の少なくとも１つは、被験者と直接に電気的に接続して配置され、かつ基準信号電極の少なくとも１つは、前記被験者と直接に電気的に接触せず物理的にごく接近して配置される方法。
【請求項４１】
（ａ）補償信号を抽出するステップと、
（ｂ）前記補償信号から複数の補償信号成分を生成するステップと、をさらに有し、
前記減算するステップは、測定信号から前記補償信号成分の各々の少なくとも一部を別々に減算するステップを有する請求項４０に記載の方法。
【請求項４２】
所望の信号における干渉を減少させるための電子装置において用いられる１つまたは複数の電極を支持するための帽子であって、
（ａ）導電層と、
（ｂ）被験者との接触のために配置された少なくとも１つの測定信号電極と、を具備し、
１つまたは複数の前記測定信号電極の少なくとも１つは、前記導電層と電気的に接触するが使用において前記被験者と直接に電気的に接触しないように配置される基準電極と対応付けられる帽子。
【請求項４３】
前記導電層は導電メッシュを具備する請求項４２に記載の帽子。
【請求項４４】
前記帽子はＥＰＭを実行するための電極支持構造物を具備し、
前記被験者の皮膚に接触するために設けられた測定信号電極の配列と、
前記測定信号電極の各々への独立した電気的接続のために設けられた第１接続手段と、
前記基準電極の各々への独立した電気的接続のための第２接続手段と、
をさらに具備する請求項４２または４３に記載の帽子。
【請求項４５】
使用において前記被験者から前記導電層を絶縁するために絶縁層が設けられた請求項４２から４４のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項４６】
前記基準電極の数は前記測定信号電極の数と実質的に同一である請求項４２から４５のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項４７】
各測定信号電極または測定信号電極グループは、物理的にごく接近して対応するそれぞれの基準電極を具備する請求項４２から４６のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項４８】
前記帽子は、使用において前記被験者の皮膚に接触するために設けられた１つまたは複数のグランド電極をさらに支持し、
前記帽子は、前記１つまたは複数のグランド電極の各々への独立した電気的接続のための第３接続手段をさらに具備する請求項４２から４７のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項４９】
前記帽子は単一のグランド電極を支持する請求項４２から４８のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項５０】
前記帽子は補償信号電極を支持する請求項４２から４９のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項５１】
前記グランド電極および前記補償信号電極についてそれ自身の独立した電気的接続を有するそれぞれの基準電極が設けられる請求項４９に従属した請求項５０に記載の帽子。
【請求項５２】
前記導電層は、１つまたは複数の前記基準電極を具備する連続した層状の部材を具備する請求項４２から５１のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項５３】
前記導電層は、それぞれ１つまたは複数の前記基準電極を具備する離散した部材の基盤を具備する請求項４２から５１のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項５４】
前記帽子は可撓性のある帽子である請求項４２から５３のいずれか１項に記載の帽子。
【請求項５５】
前記帽子は撓まない帽子であり、前記導電層は可撓性がある請求項４２から５３のいずれか１項に記載の帽子。
【国際調査報告】
2008501453.tif 000026
2008501453.tif 000027
2008501453.tif 000028