專利名稱：減少干擾的裝置和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于減少信號中的干擾的電子方法和裝置，其中，該干擾對于欲從信號中提取的數(shù)據(jù)成分而言具有大的量級。盡管并非是專用的，其特別適合于減少在生物電勢信號采集中由電磁場產(chǎn)生的噪聲。在諸如半導(dǎo)體物理的其它應(yīng)用中也可以使用它，例如，在由于磁場的巨大變化而使得大量噪聲分量存在的情況下，可以獲得電信號。
背景技術(shù)：
功能磁共振成像(fMRI)廣泛地用于醫(yī)學(xué)和非醫(yī)學(xué)成像中，以獲得穿過大腦“切片”的空間圖像。在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域中，采用核磁共振成像(MRI)識別損傷諸如受限血流或腫瘤的部位。在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域之外，例如，在認(rèn)知神經(jīng)科學(xué)中，fMRI已經(jīng)成為考察大腦對不同外界刺激響應(yīng)的有用工具。
通常用腦電圖(EEG)來研究大腦的活動。例如，可以用腦電圖來研究疾病狀態(tài)下諸如癲癇癥或某些精神異常時的異常大腦活動。
如果fMRI和EEG可以一起使用的話，那么它們能夠有利地將有關(guān)大腦功能的空間和時間信息相結(jié)合，這對醫(yī)學(xué)和非醫(yī)學(xué)用途將大有益處。然而，從頭皮電極獲得的EEG信號在500Ω到50KΩ的電阻下一般在10μV到100μV之間。由磁共振成像機產(chǎn)生的大磁場和射頻(rf)場通過信號線上的感應(yīng)噪聲來干擾該信號。特別是變換MRI磁場梯度在EEG信號中引起外來的脈沖。然而，在該系統(tǒng)中，至少有兩個其它的干擾源出現(xiàn)。第一個是來自交流電力系統(tǒng)(50Hz或60Hz)的電力線(主線)干擾。第二個是序列心電圖(BCG)噪聲，例如，由檢測對象的脈動血流與MRI掃描儀的大靜態(tài)磁場的相互作用而引起的噪聲。
常規(guī)的用于排除EEG中干擾的已知方法包括使用參照電極和微分放大器、電絕緣EEG放大器、屏蔽電極導(dǎo)線，使用普通模式的電壓驅(qū)動導(dǎo)線屏蔽并且在電學(xué)上過濾EEG信號。在fMRI中，已經(jīng)將其它對策用于EEG，例如使用碳導(dǎo)線和感應(yīng)器。
例如，美國專利US-A5445162提出了一種系統(tǒng)，其使用的電極和電路被設(shè)計成最小化噪聲拾起并且交替獲得fMRI和EEG數(shù)據(jù)。它提出將EEG記錄設(shè)備設(shè)置到MRI房間外以使干擾最小化。
美國專利US-A-5 513 649提出了一種用于從EEG記錄中除去雜質(zhì)的系統(tǒng)。它提出使用合適的過濾器評估測得的EEG數(shù)據(jù)中的雜質(zhì)，然后將它們從初始的信號中扣除，以獲得校正的EEG數(shù)據(jù)。
WO-A-03/073929討論了與同時進(jìn)行fMRI和EEG測量相關(guān)的潛在問題，即通過射頻和磁場(如上所述)在EEG信號中感應(yīng)的噪聲并且通過將EEG電極中的鐵磁材料引入到fMRI機器的孔中而中斷fMRI的測量。該參考文獻(xiàn)對減少這些問題的可能性作了評述。一是在EEG電極中配制鐵磁材料以及使用諸如碳纖維的方案。另一個是重新安排EEG導(dǎo)線使得射頻場的干擾最小化。
上述WO-A-03/073929也認(rèn)識到在脈沖射頻場中采用EEG設(shè)備的內(nèi)在安全問題，例如由于感應(yīng)電流而引起的。這些問題的解決辦法包括增加EEG檢測電路的阻抗，借助于電阻或使用不同的電極系統(tǒng)或不同的電極材料，或借助于在電極和電路之間的線路內(nèi)引入一光纖連接。該參考文獻(xiàn)提出了避免這種危害的一較好方法就是在電極構(gòu)件之間引入一放大器。
WO-A-02/13689描述了一種減少EEG、ECG和EMG中干擾的方法，特別是當(dāng)與MRI結(jié)合時，從而將多對電極連接到微分放大器上。通過使時間信號和測量信號同步來獲得干擾信號，該時間信號使信號數(shù)值化。然后在數(shù)值上實現(xiàn)對干擾的扣除。
盡管有這么多的方案，但是仍然需要這樣一種系統(tǒng)，其通過在處理電路的早期階段除去EEG信號中的一些主要干擾源而不是通過后處理來除去，由此使真正同步獲得EEG和fMRI信號成為可能。
從原則上講，取代EEG或除了EEG之外，許多電生理測量系統(tǒng)中的任何一種都可以與fMRI組合。這些例子是心電圖(ECG)、肌電圖(EMG)、眼電圖(EOG)、視網(wǎng)膜電圖(ERG)和皮膚電反應(yīng)測量(GSR)。當(dāng)與MRI組合使用時，例如fMRI，隨著任何諸如此類的電生理測量，會產(chǎn)生同樣的問題。因此，當(dāng)結(jié)合fMRI同時進(jìn)行任何電生理測量時，需要充分地排除干擾。為方便起見，對于一般性術(shù)語“電生理測量”，以下將使用縮寫EPM。本發(fā)明對于這些或其它EPM系統(tǒng)中的任何一個都是有用的。其在采用大的磁場例如經(jīng)顱磁力刺激(TMS)的干預(yù)的EPM的其它組合中也是有用的。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的第一方面提供了一種用于減少所期望信號中的干擾的電子裝置，該裝置包括(a)多個測量信號線路，每一個都連接到各自的測量信號電極；和(b)一個或多個參照信號線路，每一個都連接到各自的一個或多個參照電極；每一個所述測量信號線路或相關(guān)的一組所述測量信號線路通過與各自的所述參照信號線路中的一個在它們長度的相當(dāng)部分上在物理上密切相近而相關(guān)，使得每個測量信號線路或信號線路組與其對應(yīng)的參照信號線路形成一個測量信號線路或測量信號線路組/參照信號線路對，所述電子裝置進(jìn)一步包括扣除裝置，用于從相關(guān)測量信號線路上的干擾信號中或從該測量信號線路或測量信號線路組/參照信號線路對中的測量信號線路組中的每個測量信號線路扣除每個參照信號線路上的干擾信號；其中，至少一個測量信號電極被設(shè)置成直接電連接于檢測對象，并且至少一個參照信號電極被設(shè)置成在物理上密切相近但不直接電接觸于檢測對象。
本發(fā)明的第二方面提供一種用于減少所期望信號中的干擾的方法，該方法包括(a)提供多個測量信號線路，每一個都承載一種所期望信號和一種干擾信號；(b)提供一個或多個參照信號線路，每一個都承載至少一種干擾信號，每個測量信號線路或相關(guān)的一組測量信號線路通過與一個各自的參照信號線路在它們長度的相當(dāng)部分上在物理上密切相近而相關(guān)，以提供各自的測量信號線路或測量信號線路組/參照信號線路對；并且(c)執(zhí)行從相關(guān)測量信號線路上的干擾信號或從它的測量信號線路或測量信號線路組/參照信號線路對的測量信號線路組中的每個測量信號線路中扣除每個各自參照信號線路上的干擾信號的扣除步驟；其中，至少一個測量信號電極被設(shè)置成直接電連接于檢測對象，并且至少一個參照信號電極被設(shè)置成在物理上密切相近但不直接電接觸于檢測對象。
如同這里使用的，并且除非明確表明與此相反，未做限定的名詞“信號線路”是指取得初步測量信號的測量信號線路，與參照(信號)線路或接地線路相對應(yīng)。
每個測量信號線路可與其自身的參照信號線路相關(guān)聯(lián)，或者測量信號線路可分組在一個或多個組，每個組包含多個測量信號線路，每個測量信號線路具有其自身的至少一個相關(guān)的參照信號線路。這些設(shè)置的組合也是可行的。
如同這里使用的，“直接電接觸”優(yōu)選指一種10KΩ或更少的接觸電阻，優(yōu)選1KΩ或更少，并且“不直接電接觸”為相應(yīng)解釋。在一些優(yōu)選的實施例中，如這里使用的，“直接電接觸”優(yōu)選指一種1KΩ或更少的接觸電阻，優(yōu)選100歐姆或更少，并且“不直接電接觸”為相應(yīng)解釋。
如同這里使用的，術(shù)語“組”優(yōu)選表示兩個或多個。
如同下文將要更詳細(xì)說明的，所述的參照信號電極優(yōu)選設(shè)置成在參照網(wǎng)格內(nèi)的參考節(jié)點，該網(wǎng)格基本上絕緣于檢測對象。
優(yōu)選提供補償信號線路，并且最優(yōu)選也提供相關(guān)的參照線路。通常，產(chǎn)生于單獨補償線路電極的補償信號線路上的補償信號被用于減少該測量信號或每個測量信號內(nèi)的干擾。優(yōu)選地，補償信號線路上的信號在一個補償信號處理單元中被處理，以產(chǎn)生多個補償信號分量。該補償信號分量被分別用于減少各個干擾降低模塊內(nèi)的干擾，該干擾降低模塊優(yōu)選在扣除全部或部分所述相應(yīng)的參照信號后處理各自的測量信號。
補償信號優(yōu)選產(chǎn)生自連接到檢測對象中部(相對不易感應(yīng)的)的單獨補償信號電極。
由此，在一類實施例中，該測量信號或每個測量信號經(jīng)由連接到其自身測量信號電極的各自測量信號線路產(chǎn)生，并且對于每個這樣的測量信號線路，有一個參照信號線路在它們共同長度的相當(dāng)部分隨其密切接近(或者一組或多組測量信號線路可以同樣的密切接近方式共有一個單參照信號線路)。每個這樣的參照信號線路連接到各自的參照信號電極或使用中的聯(lián)接點，該聯(lián)接點位于接近于其相應(yīng)測量信號電極的位置。優(yōu)選地，也可以提供具有相應(yīng)參照信號線路的補償信號線路(當(dāng)使用時)，該補償信號線路連接到一個參照信號電極或位于接近補償信號電極的聯(lián)接點。優(yōu)選地，在共有參照信號線路的情況下，從該相應(yīng)的測量信號中至少部分扣除每個參照信號(或者補償信號，視情況而定)，例如利用各自的基本信號單元(或補償信號單元)。優(yōu)選地，補償信號線路具有沿其共有長度的相當(dāng)部分密切物理接近的自身參照線路。
對于至少一些測量信號線路和/或補償信號線路，可以提供一個以上的附加參照線路連接到相同的參照電極或其自身的各個參照電極。如上所述，一組或多組測量信號線路共有一個或多個相關(guān)參照信號線路也是可行的。
也優(yōu)選地，相應(yīng)的接地連接線/接地線提供給每個信號、補償和參照連接線或電極和線，或者每個信號線路/參照線路對和補償線路/參照線路對共有一個相應(yīng)的單共有接地線。也可以為補償信號線路和任何附隨的參照線路提供一個接地線。在一個特別優(yōu)選的實施例中，基本上所有這些接地線都連接到一個共有單接地電極。
該干擾減少可選擇性地采用自適應(yīng)噪聲消除，優(yōu)選實時地，其中要消除的干擾量可動態(tài)確定并隨時間而變化。
優(yōu)選地，每個基本信號處理單元中的干擾減少模塊串聯(lián)排列。優(yōu)選地，在每個基本信號處理單元中，提供分離的干擾減少模塊以減少磁性開關(guān)干擾、主電源干擾、眨眼人工贗像干擾(eye blink artifact interference)和心沖擊圖干擾中的至少兩個。
在采用本發(fā)明實施例的EEG檢測中，施加于人或動物皮膚(例如，頭皮)的任何電極可以是干的或“濕的”(即采用導(dǎo)電膠或膏)。
任何獨立的電路元件或方法步驟都可以通過模擬或數(shù)字裝置來實現(xiàn)。
如下所展示的，本發(fā)明也可以由本發(fā)明的以下其它方面進(jìn)行限定。這些中的每一個都還可以選擇性地采用本發(fā)明的任何其它上述方面的任何必要的、優(yōu)選的或任選的特征(方法或裝置視情況而定)，和/或在本說明書其它地方描述、限定或要求的本發(fā)明的任何其它方面的任何其它必要的、優(yōu)選的或任選的特征，包括關(guān)于任何測量、應(yīng)用類型和/或特定電極設(shè)置或電極支持裝置的使用。
依據(jù)本發(fā)明的第三方面，提供一種用于減少所期望信號的干擾的方法，該方法包括(a)提供承載一所期望信號和一干擾信號的一個信號線路；(b)提供承載至少一種干擾信號的一個參照線路，所述信號線路和參照線路通過在它們的相當(dāng)部分長度上密切物理接近而相關(guān)；以及
(c)從信號線路上的干擾信號中扣除參照線路上的干擾信號的扣除步驟。
優(yōu)選地，該方法進(jìn)一步包括(a)產(chǎn)生補償信號；和(b)從所述補償信號產(chǎn)生多個補償信號分量；其中，該扣除步驟包括從所述測量信號中單獨扣除至少部分每個所述的補償信號分量。
依據(jù)本發(fā)明的第四方面，提供一種用于減少所期望信號中的干擾的電子裝置，該裝置包括(a)一個連接到信號電極的信號線路；和(b)一個連接到參照電極的參照線路；所述信號線路和所述參照線路通過在它們長度的相當(dāng)部分上在物理上密切相近而相關(guān)，所述電子裝置進(jìn)一步包括扣除裝置，用于從信號線路上的干擾信號扣除參照線路上的干擾信號，由此增強信號線路上的所期望信號。
依據(jù)本發(fā)明的第五方面，提供一種用于減少獲自EPM的信號中的干擾的電子裝置，該裝置包括(a)一個連接到信號電極的信號線路；(b)一個連接到參照電極的參照線路；和(c)至少一個用于所述信號線路和參照線路的接地線路，所述接地線路連接到至少一個接地電極或分別連接到各自的接地電極；所述電子裝置進(jìn)一步包括扣除裝置，用于從信號線路上的信號中扣除參照線路上的干擾信號。
依據(jù)本發(fā)明的第六方面，提供一種用于減少所期望信號中的干擾的電子裝置，該裝置包括(a)多個信號線路，每一個都連接到各自的信號電極；和(b)一個或多個連接到一個或多個參照電極的參照線路；以及(c)一個或多個連接到一個或多個接地電極的接地線路；所述的電子裝置進(jìn)一步包括扣除裝置，用于從信號線路上的干擾信號中扣除該參照線路或每個參照線路上的干擾信號和/或從信號線路上的干擾信號扣除該接地線路或每個接地線路上的干擾信號。
依據(jù)本發(fā)明的第七方面，提供一種用于減少產(chǎn)生自EPM的信號中的干擾的方法，該方法包括(a)提供承載所期望信號和第一干擾信號的信號線路，所述信號線路連接到信號電極；(b)提供承載至少一個第二干擾信號的參照線路，所述參照線路連接到參照電極；(c)提供一個用于所述信號線路和參照線路的接地線路，所述接地線路連接到至少一個接地電極或分別連接到各自的接地電極；以及(d)從信號線路上的第一干擾信號中扣除參照線路上的第二干擾信號的扣除步驟。
依據(jù)本發(fā)明的第八方面，提供一種用于減少所期望信號中的干擾的方法，該方法包括(a)提供多個信號線路，每一個都承載一個所期望信號和一個第一干擾信號；(b)提供一個或多個承載至少一個第二干擾信號的參照線路；(c)提供一個或多個接地線路；以及(d)執(zhí)行從所述第一干擾信號中扣除第二干擾信號的扣除步驟。
可以提供至少一個補償信號線路，用于連接到補償信號電極。補償信號電極優(yōu)選位于檢測對象上的一個“中間”位置(例如在EEG的情況下，在耳朵上或其附近)。經(jīng)由補償信號線路傳送的至少一個作為結(jié)果的補償信號可用于至少部分減少該(測量)信號線路上的干擾，例如通過扣除法。補償信號線路優(yōu)選與其自身的參照線路相關(guān)，該參照線路優(yōu)選沿它們共有長度的相當(dāng)部分在物理上密切相近且連接到與補償信號電極相關(guān)的參照電極(節(jié)點)。
依據(jù)本發(fā)明的第九方面，提供一種用于減少所期望信號中的干擾的電子裝置，該裝置包括(a)多個測量信號線路，每個連接到各自的測量信號電極；和(b)一個或多個參照信號線路，每個連接到各自的一個或多個參照電極；每個所述測量信號線路通過在它們長度的相當(dāng)部分上與各自的一個或多個所述參照信號線路在物理上密切相近而相關(guān)，使得每個測量信號線路和其相應(yīng)的參照信號線路形成一個測量信號線路/參照信號線路對，所述電子裝置進(jìn)一步包括扣除裝置，用于從該測量信號線路/參照信號線路對中的相關(guān)測量信號線路上的干擾信號中扣除每個參照信號線路或多個線路上的干擾信號；其中，至少一個測量信號電極被設(shè)置成直接電連接于檢測對象，并且至少一個參照信號電極被設(shè)置成在物理上密切相近但不直接電接觸于檢測對象。
該實施例可以在電生理測量系統(tǒng)例如心沖擊圖(BCG)中有特殊用途，心沖擊圖(BCG)可以與MRI例如fMRI結(jié)合。
依據(jù)本發(fā)明的第十方面，提供了一個用于支持一個或多個電極的帽，其用在減少所期望信號中的干擾的電子裝置中，該帽包括(a)一個導(dǎo)電層；和(b)至少一個定位成用于接觸檢測對象的測量信號電極；至少一個測量信號電極或與參照電極相關(guān)的多個電極中的至少一個與導(dǎo)電層電接觸但設(shè)置成在使用中不與檢測對象直接電接觸。
優(yōu)選地，該導(dǎo)電層包含一個導(dǎo)電網(wǎng)格。
在一個優(yōu)選實施例中，該帽包括一個電極支持結(jié)構(gòu)裝置以實現(xiàn)EPM，該帽進(jìn)一步包括被設(shè)置成用來接觸檢測對象皮膚的測量信號電極陣列，被設(shè)置成用來獨立地電連接于每個所述測量信號電極的第一連接裝置，和被設(shè)置成用來獨立地電連接于該所述參照電極或每個所述參照電極的第二連接裝置。
優(yōu)選地，提供絕緣層以在使用中使導(dǎo)電層絕緣于檢測對象。
優(yōu)選地，所述參照電極的數(shù)目基本上與所述測量信號電極的數(shù)目相同。
在一個優(yōu)選實施例中，每個測量信號電極或信號電極組具有一個與之在物理上密切相近的各自相應(yīng)的參照電極。
優(yōu)選地，所述帽進(jìn)一步支持一個或多個被設(shè)置成用來在使用中接觸檢測對象皮膚的接地電極，該帽進(jìn)一步包括第三連接裝置，以獨立地電連接于每個所述接地電極。
在一個優(yōu)選實施例中，該帽支持一個單接地電極，并且優(yōu)選地，該帽支持一個補償信號電極。
各個參照電極和其自身的獨立電連接線優(yōu)選提供給接地電極和補償信號電極。
導(dǎo)電層優(yōu)選包括一個連續(xù)的層狀部件，該部件包含一個或多個所述參照電極。
在一個優(yōu)選實施例中，所述導(dǎo)電層包括一個分立部件陣列，該部件分別包括一個或多個所述參照電極。
在一個優(yōu)選實施例中，該帽為柔韌的帽。
在一個選擇性實施例中，該帽為硬質(zhì)帽，導(dǎo)電層為柔韌的。
依據(jù)本發(fā)明的所有方面，“參照回路”被用于扣除至少一些由外磁場引起進(jìn)入環(huán)路的干擾信號。在下文描述的優(yōu)選實施例中，該環(huán)路由活體和電子擴充線路之間的連接線形成。在描述的實施例中，描述了參照回路的簡化方案以用于多通道EPM記錄中，例如EEG記錄，以減少由功能磁共振成像儀(fMRI)中產(chǎn)生的磁場引起的噪聲電壓。另外，描述了一個完整電路裝置的實施例，以在MRI或fMRI環(huán)境中獲得同步EPM，而對EPM和fMRI具有最低限度的干擾。如果也不和fMRI或類似儀器一起使用，EPM信號諸如EEG還會具有大量干擾分量，例如由附近的馬達(dá)產(chǎn)生的。本發(fā)明在這樣的應(yīng)用中也是有用的，即減少或消除屏蔽噪聲源和/或數(shù)據(jù)采集電路的需要。
為了實現(xiàn)EPM數(shù)據(jù)采集與fMRI同步，EPM數(shù)據(jù)采集電路必須濾去由外部(相對于身體)電和磁場引起的干擾。干擾的主要來源是來自交流電源的低頻電場和磁場(通常50或60Hz)、來自基頻范圍低至大約500Hz的fMRI的轉(zhuǎn)換磁場、和來自范圍在60至130MHz的fMRI的射頻(rf)電磁場。干擾的另一個來源是由于磁場內(nèi)血液循環(huán)的脈沖發(fā)生造成的心沖擊圖噪聲。另外，每當(dāng)出現(xiàn)電極或?qū)Ь€的移動時，MRI掃描儀的大靜電磁場引起干擾電壓會被EPM信號線路感應(yīng)。依據(jù)本發(fā)明的第一和第二方面，這些中的至少兩個會作為獨立干擾分量被減少。
單信號線路可以連接到各自的獨立信號電極。參照線路可以連接到單信號電極或各自的獨立參照電極或包括多個參照電極的任何其它設(shè)置。
每個信號線路(或信號線路組)因此可以與相應(yīng)的參照線路中的一個相關(guān)，以在它們長度的相當(dāng)部分上緊密靠近，使得每個各自信號線路和相關(guān)的參照線路構(gòu)成各自的信號線路(或信號線路組)/參照線路對。然后設(shè)置扣除裝置，以從該對中的其相關(guān)信號線路(或各組的每個信號線路)上的干擾信號扣除每個參照線路上的干擾信號。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，至少一個參照線路連接到物理臨近的導(dǎo)電元件，但不直接電接觸人或動物身體部分(例如在EEG檢測中的頭皮)。該導(dǎo)電元件可以例如為導(dǎo)電網(wǎng)格的形式。
當(dāng)僅僅優(yōu)選本發(fā)明的其它方面時，對一些提供一個或多個接地線是必不可少的。任何信號線路/參照線路對可以共有一個共同的接地線，優(yōu)選和兩者在物理上密切相近，或者每個信號線路和參照線路配置其自身的接地線，優(yōu)選和其在物理上密切相近。這種設(shè)置的組合也是可行的(對于一些信號/參照線路對有一個或多個共有接地線，并且對于任何一個或多個其它的則有一個或多個專用的接地線)。所有接地線可以連接到一個共同接地電極或?qū)Ｓ玫膶?yīng)接地電極，或包含多個接地電極的任何其它設(shè)置。優(yōu)選地，該接地電極或每個接地電極直接(低電阻)接觸檢測對象(例如，在EEG的情況下，為頭部皮膚或頭皮)，如下文進(jìn)一步描述的。在特別優(yōu)選的一類實施例中，多個測量信號線路中的每一個都連接到各自的測量信號電極。每個測量信號線路(或測量信號線路組)具有其自身的連接到各自參照信號電極(節(jié)點)的相關(guān)參照信號線路。一個單獨的接地電極連接到接地線，并且一個單獨的補償信號電極連接到補償信號線路。補償信號線路和接地線路中的每一個都具有各自的連接到專用附加的對應(yīng)參照電極的相關(guān)參照線路。
在單個線路或多個線路(測量信號、補償信號、參照信號或接地線)連接到它或它們自身的專用電極(分別為信號、參照或接地)之處，該電極可以包含兩個或多個電極體，同時該參照線路或多個參照線路與之并聯(lián)。名詞“電極”和“節(jié)點”(見下文)應(yīng)解釋為包含這些可能性，除非明確說明相反意思的地方或上下文不允許的地方。
視情況而定，該或者每個測量信號線路、補償信號線路和/或接地線路可以在它長度的相當(dāng)部分上在物理上密切相近，同時各自的參照線路、各自的接地線路，或兩者，優(yōu)選隨其絞合在一起。
優(yōu)選地，信號和任何接地電極與檢測對象(當(dāng)EPM是EEG時，通常為頭部或頭/頸區(qū)，例如，主要是頭皮)直接電連接。這優(yōu)選指小于1KΩ的單電極接觸電阻。但是，參照電極優(yōu)選不直接電接觸檢測對象但是是與檢測對象在物理上密切相近的電極，優(yōu)選每個都分別靠近其相關(guān)的信號電極。
優(yōu)選地，并且尤其是當(dāng)EPM為EEG時，參照電極以網(wǎng)格排列。然后信號和參照電極可以設(shè)置在頭或頭皮上，但是一個信號/參照電極對可以附加在采集的生理學(xué)電信號低的位置，如耳朵下面。但是，至少一個參照電極電絕緣于檢測對象。因此，應(yīng)當(dāng)明白，名詞“電極”包括不直接接觸檢測對象的變化。
構(gòu)件的一種優(yōu)選形式包括一種柔韌的導(dǎo)電彈性參照網(wǎng)格材料，作為帽以將電極保持在適當(dāng)?shù)奈恢谩⒄站W(wǎng)格材料可被覆一絕緣層，以使該網(wǎng)格電絕緣于身體和電極。所有組件優(yōu)選由選擇成可以抗化學(xué)消毒劑和去污劑的材料制成。
在一個優(yōu)選實施例中，該裝置進(jìn)一步包括一個用于實現(xiàn)EPM的電極支架結(jié)構(gòu)設(shè)備，該設(shè)備包括一個在其上支持的電極支架，被設(shè)置成用來接觸檢測對象皮膚的測量信號電極陣列，被設(shè)置成用來獨立地電連接于每個所述測量信號電極的第一連接裝置，該設(shè)備進(jìn)一步包括一個具有一個或多個參照節(jié)點的導(dǎo)電網(wǎng)格以及用于獨立地電連接于這個或每個所述參照節(jié)點的第二連接裝置。該支架結(jié)構(gòu)可以和依據(jù)本發(fā)明的任何其它方面的任何電路、方法或儀器一起使用。
如同這里使用的，與參照網(wǎng)格的任何電接觸點通常被稱為“電極”。但是，術(shù)語“節(jié)點”也被用于指這種與參照網(wǎng)格的接觸點，并且由于這種原因可以視為電極的同義詞，不管網(wǎng)格的任何部分是否與檢測對象例如與檢測對象的皮膚直接電接觸。
一種合適的構(gòu)件形式是硬質(zhì)或柔韌帽形式，優(yōu)選具有兩層絕緣彈性帽材料，并在之間夾層導(dǎo)電參照網(wǎng)格結(jié)構(gòu)(優(yōu)選柔韌的)，并且電極固定于帽。用于支持EEG電極的帽結(jié)構(gòu)已知于WO-A-00/27279和US-A-6 708 051。
在任何合適帽結(jié)構(gòu)上的每個電極位點，例如可具有四條電線-兩條用于信號回路，兩條用于參照回路-作為兩條雙絞線相互圍繞絞合到達(dá)。一條電線連接到身體電極；一條電線連接到緊靠電極的參照網(wǎng)格；一條電線前行經(jīng)過帽到達(dá)身體接地電極；并且一條電線前行經(jīng)過帽到達(dá)參照網(wǎng)格接地線。多通道的設(shè)置將包括多個這樣的位點。
參照網(wǎng)格材料可以由填充纖維、泡沫或紗的碳(碳導(dǎo)線)制成。其它傳導(dǎo)性材料可以用于填充除了碳或代替碳，例如被覆銀的多聚物基質(zhì)，如尼龍。
為了避免疑惑，依據(jù)本發(fā)明的任一方面，參照扣除是指通過從相應(yīng)的參照線得出干擾信號并用其減弱信號線上的干擾信號的信號線上干擾的任何減小。算術(shù)的扣除以及其它的運算扣除也包含在該術(shù)語之中。該限定包括基本上完全消除干擾信號，并且也涵蓋至少部分減弱來自信號線的干擾信號。
這里，參照任何兩個或多個在它們長度的相當(dāng)部分上密切臨近相關(guān)的線路是指各個線路至少50％在物理上密切相近，更優(yōu)選至少60％，還更優(yōu)選至少70％，還更優(yōu)選至少80％并且最優(yōu)選至少90％它們的長度(當(dāng)一個或多個線路長于任何其它相關(guān)線路時，則這些百分比為最長的)。
任何密切接近的線都可利用任何合適的方式如此設(shè)置，例如同軸地(諸如參照線圍繞信號線軸，反之亦然)或通過作為雙股線成對(或多線簇)混在一起，或通過任何其它方式，但最優(yōu)選地，通過絞合在一起。
該扣除裝置優(yōu)選包括一個具有反相和正相輸入端的微分放大器，其反相和正相輸入端分別連接到信號線和參照線。
每一信號線/參照線對可以例如通過適于連接到接地線的金屬殼隔離。
該扣除裝置還可包括一個或多個與各個信號線/參照線對相關(guān)的共模扼流圈，每個共模扼流圈的線圈連接到信號線和參照線中對應(yīng)的一個。該扣除裝置還可包括低通濾波器裝置，尤其是一個七級低通濾波器，它的一個實施例包括一個0.05°等波紋型(Equiripple-type)濾波器。
本發(fā)明任一方面的裝置和方法都可在核磁共振成像室獨立開展，盡管可以在室外進(jìn)行記錄。本發(fā)明任一方面的裝置都可基本上完全用電線連接，即不需要任何光學(xué)或無線連接，盡管后者也是可行的。
本發(fā)明的一個或多個優(yōu)選實施例被設(shè)置成用于基本上同步數(shù)據(jù)采集和讀取，由此在數(shù)據(jù)采集和數(shù)據(jù)利用之間提供了最小限度的延遲，其可能例如由于后處理而產(chǎn)生。
本發(fā)明的一個或多個優(yōu)選實施例的電路和減少干擾的方法可以和任何易受干擾的測量信號一起被采用，但尤其是用于任何單獨或與MRI、fMRI或TMS結(jié)合的EPM。其還可以用于減少對腦磁波掃描術(shù)(MEG)獲取的信號的干擾。MEG是一種類似于EEG的技術(shù)，其不在頭部表面使用電極，而是使用一傳感器陣列測量顱外由神經(jīng)元活動而產(chǎn)生的磁場變化。
如同下文進(jìn)一步說明的，除了EEG之外，本發(fā)明在醫(yī)學(xué)或準(zhǔn)醫(yī)學(xué)檢測中也是有用的。
現(xiàn)在將通過下文對優(yōu)選實施例的描述并參考附圖更詳細(xì)地說明本發(fā)明，其中


圖1為EEG和fMRI裝置的示意圖，其中可以采用依據(jù)本發(fā)明實施例的干擾減少裝置；圖2顯示了圖1裝置中采用的fMRI脈沖序列；圖3顯示了一個實施例的電子干擾減少裝置的電路圖；圖4顯示了另一實施例的電子干擾減少裝置的示意框圖；圖5顯示了圖4系統(tǒng)的電路圖；圖6顯示了一等效電路，用于圖3到5電路中使用的單通道的參考回路，其中使用了參照電極和連接到身體的接地電阻；圖7顯示了用于另一個干擾源的等效電路；圖8顯示了用于設(shè)置在身體上具有參考回路網(wǎng)絡(luò)或網(wǎng)格的多信號電極S1到Sn部分的等效電路；圖9顯示了圖8中總體描述的方案使用的合適的放大、扣除和過濾電路；圖10顯示了本發(fā)明一特別優(yōu)選實施例的前端電路形成部分，其采用了參照電極和接地電極；圖11顯示了用于包含圖10中所示電路的實施例中連接到人頭部的EEG電極的側(cè)視圖；圖12顯示了用于包含圖10中所示電路的實施例中參考網(wǎng)格連接側(cè)視圖；圖13顯示了相對于屏蔽的掃描器房間設(shè)置用于圖10-12實施例的掃描頭和電路；圖14和15示出了屏蔽的放大器罩內(nèi)的中間電路；其接收來自圖10中示出的前端電路的信號；圖16示出了圖14和圖15的電路在屏蔽的放大器罩內(nèi)的位置，相對于屏蔽的掃描儀室和外部控制室；圖17示出了依據(jù)本發(fā)明一供選實施例的的噪聲減低電路的前端電路圖；圖18示出了圖17中示出的前端下游的濾波器的電路；圖19示出了本發(fā)明一個實施例的前端電路圖，采用了參照回路接地線的電絕緣；圖20示出了依據(jù)并用于本發(fā)明的電極帽的透視圖；并且圖21示出了通過圖20中示出的電極帽的一個電極區(qū)的橫斷面圖。
具體實施例方式
圖1顯示了一個基本的fMRI和EEG系統(tǒng)，其中可以采用本發(fā)明的一個或多個實施例的裝置和方法。
如圖1所示，將檢測對象1安排成使檢測對象的頭部3位于承載磁場繞組和射頻線圈的fMRI線圈單元7的內(nèi)部。通過多個將線圈單元7連接到操作電路11的接線9等來激勵這些線圈和繞組。將操作電路單元連接到存儲和顯示單元13，由此對MRI掃描圖進(jìn)行任意地存儲、顯示和打印。
將用來獲得EEG信號的多個電極15、17、19等連接到檢測對象1的頭皮上。下文將做更詳細(xì)說明，其中一個電極19是“參照電極”。通過接線21、23等將來自電極15、17、19等的信號傳送到EEG控制單元25，該EEG控制單元與MRI室外安放的記錄儀27相連。
可以考慮將組合fMRI/EEG的方案應(yīng)用于下文描述的EEG處理電路的任何特定實施例中。
在一加工過的實施例中，在下文更加詳細(xì)描述的用來獲取數(shù)據(jù)的MRI系統(tǒng)是Siemens AllegraTM(3.0T)-MR6。
Siemens AllegraTM3T是一僅研究頭部的磁體。其具有必要的硬件和軟件以完成基本的和臨床的掃描。梯度硬件包括一內(nèi)徑為36厘米的非對稱梯度線圈，其能夠以60mT/m成像，在70％的工作周期回轉(zhuǎn)率超過600T/m/s，以容許以14幅圖/秒的持續(xù)速率單獨拍攝回波二維圖像(EPI)。該系統(tǒng)具有一個15kW的射頻放大器，并且用于該系統(tǒng)的8個射頻前置放大通道支持WimdowsTMNT平臺的SyngoTM軟件。
EPI模式通常采用每秒1到13梯度開關(guān)脈沖(圖像)。梯度強度20-35mT/m，最大40mT/m；回轉(zhuǎn)率400mT/m/msec。脈沖寬度0.32-0.64msec，在正和負(fù)梯度間振動。射頻脈沖頻率126MHz，被調(diào)制成用于切片位置的頻率。
用于fMRI的常規(guī)序列是多切片回波平面成像。對此，最大梯度以雙極方波的方式施加，經(jīng)常變化以便在形狀上更成梯形或正弦波形(以光滑邊界)。對于一個圖像，通常以2-0.5KHz的基頻將其施加20-100毫秒。另外兩個梯度之一通常作為一系列較小脈沖(一般持續(xù)時間為100μs)在大轉(zhuǎn)換梯度的零交叉處來施加，而第三(切片選擇)個梯度一般作為雙極方波脈沖正好在序列開始時施加，一般持續(xù)3-5毫秒。射頻通常和切片選擇梯度恰好同時施加。
圖2顯示了圖1方案中使用的基本EPI序列。Gz表示切片選擇，Gx是大梯度而Gy是較小的脈沖梯度。圖2中也顯示了射頻脈沖。在下文進(jìn)一步描述的測試中，Gx持續(xù)30ms。取決于使用的MRI機器，切片梯度時間可以變化2倍(a factor of2)，而轉(zhuǎn)換的梯度在頻率和強度上可以低2倍。
圖3-5顯示了前置放大器網(wǎng)絡(luò)的實施例，以減少對fMRI和EEG并行測量的干擾。在圖8-21中示出的本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，其中一個或多個參照電極并不與檢測對象直接電性連接，目的在于改進(jìn)減少對于諸如圖3-5中所示執(zhí)行電路的干擾信號。
附圖3示出了一單通道EEG數(shù)據(jù)采集電路。它包括一參考回路和其它裝置，用于排除由fMRI產(chǎn)生的干擾。如該圖中所示，附在受試者31頭部是單電極33、參照電極35和電路接地電極37，以進(jìn)行生物電位信號的采集。為了使EEG信號中的射頻噪聲減到最小，電極不是金屬的，而是優(yōu)選含碳材料。為了使對fMRI的干擾減少到最小，應(yīng)當(dāng)避免使用金屬、膠水、環(huán)氧樹脂等。
導(dǎo)線39和41分別從信號電極33和參照電極35引出，并且實際上設(shè)置的盡可能的接近。由于電極導(dǎo)線39、41由碳纖維制成，因此通過使用機械性地設(shè)置在頭皮或耳垂上一定位置的線可以簡單地實施線電極，并且用電極膠電連接到身體31。參照電極35優(yōu)選設(shè)置在耳垂上，而來自參照電極35的線41設(shè)置成從參照電極35延伸到與頭皮上設(shè)置的信號電極33位置最近的位置。然后，連接到信號電極33的線39與線41擰在一起，該長度約2-5米的雙絞線連接到濾波和放大電路上，如下文進(jìn)一步描述的。
在包含多個信號電極的多通道的應(yīng)用中，每一個電極導(dǎo)線39與來自參照電極35的隔開的線41配對，并且所有的屏蔽雙絞線與參考地線捆在一起形成電極組。
如圖3中所示，將屏蔽的雙絞線39、41在其各自遠(yuǎn)離信號電極33和參照電極35的末端分別連接到共模扼流圈47的繞組43、45的相應(yīng)輸入端。將共模扼流圈47的輸出終端49、51經(jīng)兩電容器C1和C2分別連接至電路接地。共模扼流圈47與兩電容器C1和C2相結(jié)合極大地減少了共模(對兩線電壓相同)射頻。
共模扼流圈47的第一輸出終端49也與第一電感L1的輸入終端連接，并且共模扼流圈47的第二輸出終端51與第二電感L2的輸入終端相連。第一和第二電感L1、L2的輸出終端與第三電容器C3橋接。因此，來自共模扼流圈47輸出端的殘留微分模式射頻由此分別通過在一端連接到扼流圈輸出端49、51和在另一端通過第三電容器C3橋接連接的電感L1和L2轉(zhuǎn)換成共模。電感L1和L2優(yōu)選具有大約1μH的感應(yīng)系數(shù)，但是在一相應(yīng)的射頻頻率，可以將具有幾百歐姆電阻的鐵氧體磁珠設(shè)置在與電感L1和L2相連的導(dǎo)線上。這些應(yīng)當(dāng)安放在足夠遠(yuǎn)離掃描頭的靜態(tài)磁場以避免飽和。電容器C1、C2和C3必須小(大約1nF)以使來自電極33的低頻信號保持高阻抗。第一電感L1的輸出終端電連接到第一運算放大器U1的正相輸入端。第四電容器C4連接到第一運算放大器U1的正相和反相輸入端之間。第一運算放大器U1的反相輸入端也與第一電阻R1的第一終端連接。第一電阻R1的另一終端連接到電路的接地端。第二電阻R2連接到第一電阻R1的第一終端和第一運算放大器U1的輸出端之間。
第四電容器C4優(yōu)選可以具有大約100pF的電容器，而電阻R1和R2可以分別具有約100kΩ和10Ω的電阻。
同樣，第二電感L2的輸出終端連接到第二運算放大器U2的正相輸入端。第五電容器C5連接到第二運算放大器U2的正相和反相輸入端之間，并且第二運算放大器U2的反相輸入端也與第三電阻R3的第一終端連接。第三電阻R3的另一終端連接到電路的接地端。第四電阻R4連接到第三電阻R3的第一終端和第二運算放大器U2的輸出端之間。第三電阻R3優(yōu)選的是一約1M歐姆的可變電阻。第四電阻R4是一約10歐姆的電阻。
第一運算放大器U1的輸出端也與第五電阻R5相連，而第二運算放大器U2的輸出端也與第六電阻R6的第一終端相連。電阻R5和R6的第二終端分別連接到第三微分放大器U3的正相和反向輸入端。第六電容器C6橋接在第三微分放大器U3的反相和正相輸入端以及第三電容器C3的輸入端。第三微分放大器U3的輸出信號Vo是減少干擾的信號。
沿以下路徑從參照電極35經(jīng)與之連接的線41進(jìn)入放大器U2的正相輸入端，然后到電路的地線，通過接地電極37返回形成“參考環(huán)路”電路。沿以下信號路徑從信號電極33通過導(dǎo)線39進(jìn)入另一個放大器U1的正相輸入端并且通過電路接地端和接地電極37返回身體31形成一個類似回路。
第一和第二低噪運算放大器U1和U2具有高的輸入電阻，增益大約為1，并且分別在其正相輸入端接收來自電感L1和L2的信號。放大器U1和U2作為阻抗變換器對電極呈現(xiàn)高阻抗而且以低阻抗驅(qū)動第三放大器U3的相應(yīng)反相和正相輸入端。通過電阻R1-R4來設(shè)定放大器U1和U2的增益，電阻R3為可變的以最接近匹配U1和U2的增益。電容器C4連接在放大器U1的反相和正相輸入端之間，電容器C5連接在放大器U2的相應(yīng)反相和正相輸入端之間，使由于對在輸入端出現(xiàn)的任何殘留射頻整流而產(chǎn)生的放大器U1和U2的低頻響應(yīng)最小化。放大器U1和U2的輸出端分別與串聯(lián)到第三微分放大器U3相應(yīng)反相和正相輸入端的電阻R5和R6連接。這些與電容器C6結(jié)合(并聯(lián)在U3的輸入端)，以將頻率在設(shè)定值-3dB(濾波截至)以上的差模電壓轉(zhuǎn)換成共模電壓。放大器U3優(yōu)選是一高速微分放大器(例如模擬裝置TMAD 8129)，能衰減達(dá)到射頻的共模電壓。
因此，在組合中，R5、R6、C6和U3起到一單極低通濾波器的作用，將信號和基線上的差模電壓轉(zhuǎn)換成每10倍基線-6dB，高于-3dB截止頻率的共模電壓。這種將差模電壓轉(zhuǎn)換成共模電壓的濾波器，以下簡稱為DM/CM濾波器。U3也執(zhí)行從低于DM/CM濾波器截頻的帶寬中的信號電壓中扣除參照電壓。在低于DM/CM截止頻率的信號和基線中的干擾電壓之間的任何不匹配導(dǎo)致信號中的殘留干擾分量。在截止頻率之上，對信號和參照信號進(jìn)行濾波，但是由于濾波器僅是單極的，因此在濾波器截止頻率附近出現(xiàn)在信號和基線上的噪聲電壓中的任何大的不匹配將導(dǎo)致出現(xiàn)在輸出端的殘留干擾。
DM/CM濾波器的截止頻率設(shè)置的盡可能低，以獲得對磁感應(yīng)干擾電壓最大的衰減。一般R5和R6可以是365Ω而C6可以是1.0μF，產(chǎn)生大約218Hz的-3dB的截止頻率。U3以10倍增益放大從U1和U2接收的殘留差模信號，并且該輸出端被進(jìn)一步放大和采用高通和低通濾波器(未示出)進(jìn)行濾波。常用的濾波器設(shè)備包括具有1.0Hz的-3dB頻率的單極高通濾波器和具有256Hz的-3dB頻率的Butterworth低通濾波器。所有濾波器的組合產(chǎn)生最終的信號帶寬，優(yōu)選可以是1-100Hz。為了進(jìn)一步減少干擾，帶寬可以變窄，取決于感興趣信號的頻率范圍。
fMRI的大磁場可以在參照回路和它的模擬回路中感應(yīng)伏特級的電壓。通過最小化回路的區(qū)域減少感應(yīng)電壓，但是相對接地電極的位置，電極在頭皮上的實際位置產(chǎn)生一個不可避免的回路并且大得足以產(chǎn)生大的感應(yīng)電壓。當(dāng)從信號電壓扣除參照電壓時，在近距接近的空間相關(guān)的信號和參照回路造成進(jìn)一步降低感應(yīng)干擾。可以使用來自用于所有信號通道的參照電極的單線，對于大多數(shù)通道，其造成大量的空間錯配。對于圖3中示出的方案，將優(yōu)選采用多個信號電極，每一個具有其自身的信號線。然后對于每個信號通道，將采用隔開的參照線，緊接著信號導(dǎo)線(優(yōu)選絞線)使得回路的空間匹配被最大化。如果不止提供一個后者，所有參照線在參照電極35端接。這意味著在這樣的方案中，許多參照線端接在一個單參照電極35或參照電極組。
通過使用來自參照電極35的用于每個信號線(參照回路)的隔開的線、共模扼流圈47并結(jié)合增益匹配的緩沖放大器U1和U2、DM/CM濾波器以及高速微分放大器U3形成了圖3電路的優(yōu)點。采用碳導(dǎo)線末端作為電極并且利用第二屏蔽，連接到電路的地線并且包裹雙絞線也是有利的。
圖3示出電路的基本目地是將干擾電壓減少到低水平并且對信號進(jìn)行放大。這將不得不跨越包括的寬波段頻率來完成。緩沖放大器U1和U2的高阻抗、嚴(yán)格的增益匹配、U3的高共模衰減、參照回路的嚴(yán)格匹配以及自電源的電路接地的電絕緣或?qū)嶋H的接地對于衰減動力線干擾是十分有效的。在接地屏蔽中起動第二雙絞線屏蔽，當(dāng)使用長電極導(dǎo)線時，尤其是當(dāng)將雙絞線安放在連接到電路的地線的屏蔽中時，來自信號和基線的共模信號有助于保持高輸入阻抗。對于來自fMRI磁場的干擾，嚴(yán)格匹配的參照回路顯著地減少了感應(yīng)電壓，并且R5-R6-C6-U3、DM/CM低通濾波器與4極低通濾波器一起消除了大多數(shù)剩余的干擾。使用碳導(dǎo)線、連接到電路的地線的屏蔽電纜、射頻共模和微分共模濾波器、并聯(lián)在緩沖放大器U1和U2輸入端的射頻旁路電容器C1和C2以及高速微分放大器U3也共同作用于減少射頻干擾。
圖4中描述了另一個電路，其中數(shù)字61表示檢測對象，具有信號電極63、65等(一般固定到頭皮上)、一補償電極69(一般固定在耳垂上)和接地電極71。電極63-71以及連接線一般是含碳材料(以減少電導(dǎo)率，因此減少電極和導(dǎo)線中的射頻電流)，插在靠近電極的線中的10KΩ-15KΩ的碳電阻(未示出)用來限制射頻電流、保證可靠性和進(jìn)行濾波。數(shù)字73表示導(dǎo)電結(jié)(一般是含碳材料，用于減少射頻電流)，用來配置多個參照線R1-Rn，它們也由含碳材料形成，其中的每一個都被安放在非常接近，并且在此盡可能與信號電極線擰在一起。補償電極69優(yōu)選固定到檢測對象的耳垂。每一個參照線形成一參照環(huán)路，該參照環(huán)路與由信號(或補償)電極線形成的環(huán)路嚴(yán)格匹配。
每一個信號一參照線對63/R1-Rn等通過射頻濾波器75、76等連到相應(yīng)的一對前置放大器77、79等。在前置放大器77、79等的輸入端，可以通過使用共模扼流圈跨接線對，然后再經(jīng)過電容器到絕緣接地端和每一線路中的串聯(lián)指示器(一般1μH)或一純鐵片(具有幾百歐姆的射頻阻抗)之后經(jīng)過并聯(lián)在線路上的電容器(一般1nF)來實現(xiàn)附加的射頻濾波，如圖3中的電路所示。由串聯(lián)電感(一般為1μH，或鐵片)組成并經(jīng)電容器接地(一般1nF)的射頻濾波器87也處于接地。每一個前置放大器的輸出端與低通濾波器相連。這些表示為前置放大器對77、79的低通濾波器81、83等。由此，來自信號電極63的每個信號線和每個與其相關(guān)的參照線Rn被連接到它自己的射頻濾波器，并且該低通濾波器的輸出端連接到電路單元(表示為DM/CM濾波器和微分放大器85)。該電路單元以與圖3相似的方式實現(xiàn)濾波和扣除功能。
信號和參照線對與接地電極線捆綁在一起，一般約為2到5米，在屏蔽金屬(鋁)罩內(nèi)碳導(dǎo)線在該點終止，該罩包含用于每條線(為了簡化，在圖中僅示出用于電極63的一條)的射頻濾波器75等。射頻濾波器罩的金屬盒被連接到核磁共振成像儀的機架以建立一個低阻抗射頻接地。該射頻濾波器由串聯(lián)電感(一般為1μH)組成，串聯(lián)電感后面是連接到罩內(nèi)的單獨射頻接地的一個電容器，其依次通過一個單1nF電容器連接到金屬盒。雙絞線的金屬(通常為銅)線被連接到每個信號-參照對的射頻濾波器輸出端，并且一條單金屬線連接到接地電極射頻濾波器輸出端，最終的電線束在金屬屏蔽物內(nèi)(在射頻濾波器盒屏蔽物連接到接地端)。該電纜延伸(一般2米)到金屬(鋁)罩，該罩包括前置放大器、濾波器、微分放大器、濾波器、主放大器、采樣-保持器、數(shù)字轉(zhuǎn)換器、數(shù)控和以太網(wǎng)接口電路。來自射頻濾波器盒的電纜屏蔽終止在放大器/數(shù)字轉(zhuǎn)換器罩的金屬盒上。
圖5示出了圖4方框圖中的75-85部分。
來自信號和參照電極的信號和參照導(dǎo)線與共模扼流圈90連接，該共模扼流圈在共芯上包含兩個繞組。共模扼流圈信號繞組的輸出端92與射頻濾波器相連接，該射頻濾波器包括第一電容器C10和第一電感L10。電容器C10的另一端與電路的地線相連。電容器C10的第一端也與第一電感L10的第一端相連，而電感L10的第二端與第一運算放大器U10的正相輸入端相連。
共模扼流圈90的參照繞組輸出端94與第二射頻濾波器相連，該射頻濾波器包括第二電容器C12和第二電感L12。參照繞組連接到第二電容器C12的第一端，而電容器C12的第二端與電路的地線相連。電容器C12的第一端也與第二電感L12的第一端相連，而電感L12的第二端與第二運算放大器U12的正相輸入端相連。
第三電容器C13連接在運算放大器U10和U12的正相輸入端之間。又一電容器C14連接在第一運算放大器U10的正相和反相輸入端之間。包括電阻R10和電容器C15的反饋部分相互并聯(lián)連接在第一運算放大器U10的反相輸入端和輸出端之間。又一個電阻R11的第一端連接到運算放大器U10的反相輸入端，而電阻R11的第二端與另外一個電阻R12相連。電阻R12的第一端也與又一個電容器C16的第一端相連。電阻R12的第二端與電路的地線相連，如同電容器C16的第二端一樣。由此電容器C16與電阻R12并聯(lián)連接。
運算放大器U10的輸出端與電阻R13的第一端相連，而電阻R13的第二端與另一電阻R14的第一端相連，并且也與另一電容器C17的第一端相連。電阻R14的第二端與運算放大器U13的正相輸入端相連。電容器C17的第二端連接到運算放大器U13的反相輸入端以及運算放大器U13的輸出端。另一電容器C18連接在第二運算放大器U12的輸入端之間。包括電阻R15和電容器C19的反饋部分相互并聯(lián)連接在第二運算放大器U12的反相輸入端和第二運算放大器U12輸出端之間。電阻R15優(yōu)選為數(shù)控可變電阻。
電阻R15與另外兩個電阻R16和R17串聯(lián)連接，電阻R17的第二端與電路的地線相連。R17優(yōu)選為數(shù)控可變電阻。
第二運算放大器U12的輸出端也與另一電阻R18的第一端相連，另一電阻R18的第二端與電阻R19的第一端以及電容器C20的第一端相連。電阻R19的第二端與另一運算放大器U14的正相輸入端相連，而且電容器C20的第二端與運算放大器U14的反相輸入端以及運算放大器U14輸出端相連。
第三運算放大器U13的輸出端與電阻R20的第一端相連，電阻R20的第二端與第五運算放大器U15的正相輸入端相連。
運算放大器U14的輸出端與電阻R21的第一端相連，而且電阻R21的第二端與第五運算放大器U15的反相輸入端相連。
位于電阻R20和R21的第二端之間的另一電容器C21連接在第五運算放大器的正相和反相輸入端之間。運算放大器U15的輸出端包括減少干擾的輸出電壓Vo。運算放大器U15的接地線與電路的地線相連。
用于信號參照對的前置放大器優(yōu)選是Bi-FET，JFET或CMOS運算放大器U10和U12，具有低噪聲和高輸入阻抗。U10和U12可以采用雙運算放大器集成電路諸如模擬裝置AD8620或OP2177的形式來實現(xiàn)。電容器(C14和C18，一般為100pF)可以并聯(lián)連接在運算放大器的反相和正相輸入端之間，以最小化由于在輸入端對殘留射頻進(jìn)行整流而在運算放大器輸出端產(chǎn)生的低頻響應(yīng)。
前置放大器的增益為約1到2，并主要作為阻抗變換器以補償電極組織界面相對高的阻抗。每個信號前置放大器U10具有一個固定的增益，而參照前置放大器可以具有一個可變增益(通過使用數(shù)控電阻R17和R15改變運算放大器周圍的反饋電阻進(jìn)行調(diào)整)，其允許參照電壓幅度的動態(tài)調(diào)整，以便為隨后扣除的信號和參照線上的干擾電壓提供一個較好的匹配。R17和R15可以采用10KΩ的模擬裝置AD7376數(shù)字電位計實現(xiàn)。在圖5示出的執(zhí)行電路中，信號前置放大器的增益是1.1，參照前置放大器的增益在1.0至1.2之間變化。通過設(shè)置信號前置放大器的增益到該范圍的中心(例如，中心增益2.0)并且在該范圍(例如，從1.0至4.0的范圍)的邊緣之間改變參照前置放大器的增益可以使用更寬的范圍。
由于除了對前置放大器反饋電路的阻抗，數(shù)字電位計還提供一個電容器，補償電容器C15和C16(對于AD7376通常為680pE)被加到前置放大器的反饋回路中。如圖所示，C16(通常為45pF)被用于信號前置放大器的反饋網(wǎng)絡(luò)中，以匹配在參照前置放大器反饋網(wǎng)絡(luò)中由R17增加的電容器，以保持前置放大器的相似頻率響應(yīng)。
每個前置放大器后面是一個具有增益為1的第二級低通濾波器81、83等(優(yōu)選Bessel型以最小化脈沖過增)。如圖5中所示，運算放大器U13，U14(AD8620，OP 2177或類似的)和電路元件R13，R14，R18和R19以及C17，C20，構(gòu)成了具有145.4Hz截止頻率的第二級Bessel濾波器。產(chǎn)生的濾波信號和參照電壓通過第一級DM/CM濾波器輸入到寬帶寬微分放大器U15(通常具有大約10的增益)，以濾波信號和參照線，并且還從低于濾波器截止頻率的帶寬中的信號扣除參照。然而，通過正確選擇Bessel和DM/CM濾波器的截止頻率，可以在微分放大器的輸出端實現(xiàn)第三級低通濾波，而不是一個單級濾波。由此，實現(xiàn)了更好的干擾濾波。在圖5中，與U15(模擬裝置AD 8129或類似的)結(jié)合的電路元件R20，R21和C21形成具有132.8Hz的-3dB頻率的DM/CM濾波器。產(chǎn)生的第三級濾波器具有一個100Hz的-3dB截止頻率。在微分放大器之后，采用了其它級別的放大和低通濾波，如EEG采集中通常使用的。接地電極導(dǎo)線(在射頻濾波之后(未示出))連接到絕緣電路的地線。絕緣保持在大約1nF，以允許射頻濾波的低阻抗而且保持低頻干擾衰減和患者安全的高阻抗。
圖6示出了用于相對于圖3到5分別顯示和描述的電路中的單通道參照環(huán)路方案的等效電路。如圖6所示，圖3到5的電路形成了三個環(huán)路，該環(huán)路包括信號電極、參照電極和接地電極以及相關(guān)的導(dǎo)線和阻抗。
導(dǎo)線和受試者身體之間的接觸具有一個固有的相關(guān)阻抗，并且由于電極導(dǎo)線可以由諸如碳纖維形成，因此除了因安全原因增加的電阻外，導(dǎo)線可以具有固有的電阻。圖6示出了三個表示信號、參照和接地電極與受試者身體接觸的阻抗，這些接觸具有一個代表受試者實際身體的共同點。導(dǎo)線的阻抗和任何附加電阻一起被顯示集中在一起作為一個電極阻抗。來自信號和參照電極的導(dǎo)線返回到接地電路，并且由此到放大器輸入端的接地電極，放大器的輸入端具有一個有效阻抗。
信號電極回路11包括電極和身體之間的阻抗、信號導(dǎo)線、放大器輸入端阻抗、接地電極導(dǎo)線和從接地電極到身體的身體阻抗。參照電極回路12包括從參照電極到身體的身體阻抗、參照導(dǎo)線、放大器到接地端的輸入端阻抗、接地導(dǎo)線和接地電極和身體之間的阻抗。
第三回路13包括信號電極和身體之間的阻抗、信號電極導(dǎo)線、放大器到電路的地線的輸入阻抗、參照輸入端的輸入阻抗、參照電極導(dǎo)線和參照電極到身體的阻抗。
通過由回路所形成區(qū)域的外部變化磁場可在電路中感生干擾電壓，其模糊了在身體上檢測到的所期望信號電壓。但是，通過最小化由回路所形成的區(qū)域能夠減小該干擾電壓，并且還可以通過從信號電路上的電壓扣除出現(xiàn)在參照電路上的電壓來減少干擾電壓，因為具有合適的空間設(shè)置，應(yīng)當(dāng)在參照電路中不會有關(guān)心的生理信號。在圖6中的等效電路中，如果由回路11和12形成的區(qū)域很好的匹配，那么從信號電壓Vs中扣除參照電壓Vr將顯著減少或消除由環(huán)路11引起的信號通道中的磁感應(yīng)干擾。然而，第三回路13可以經(jīng)過身體和電極的低阻抗而形成，因為參照回路與耳垂相連。然而，在回路13中感應(yīng)的干擾可以通過減少回路區(qū)域來最小化。
圖7示出了一個等效電路，用于說明另一干擾源，該干擾源可能無法很好的由圖1-5中的電路方案來減少。如同描述的，所有的信號導(dǎo)線(S1，S2，...Sm)都通過電極和身體的阻抗連接(顯示為各種信號電極位置之間的單電阻)，由此形成回路(112，113，123等)。需要一個很好匹配于每個信號-信號回路的參照回路的并聯(lián)路徑，以便通過扣除參照回路電壓而消除磁感應(yīng)干擾。圖1-5的方案只為單信號通道提供了有效的單參考回路，但是該參考回路并不能匹配由多信號通道形成的額外的回路，如圖7所示。
如圖7中描述的，假設(shè)每個信號點經(jīng)電極和身體阻抗連接到所有其它的信號點(和接地電極)。
本發(fā)明的優(yōu)選實施例認(rèn)為，在圖6示出的環(huán)路13中的感應(yīng)干擾可以通過從耳垂接頭移除參考導(dǎo)線而消除，并且提供了增加的獨立的地回路來接通回路12的電路。在這種情況下，圖6的等效電路的回路11和12因此很好的物理匹配并且面積較小，這是因為每一個信號和參照電路具有緊密絞合的回程線路。因為在參照網(wǎng)絡(luò)和信號電路之間不再有低阻抗的路徑了，回路13被斷路了，因此顯著地減少了該源的干擾。
在本發(fā)明的第一個實施例中，為了給在每一個信號通道中的所有回路提供一個較好的匹配，可以使用絕緣的參照網(wǎng)絡(luò)或網(wǎng)格來代替參照電極。圖8是一等效電路，顯示了這樣一個方案的一部分，其中，多個信號電極S1到Sn可以被設(shè)置在身體上，具有一伴隨的參考回路網(wǎng)絡(luò)或網(wǎng)格，通過環(huán)來表示，位于每個信號電極的周圍，信號電極由環(huán)中的點來表示。
為了清楚起見，信號和參考輸出端的單通道被示出，每一信號電極周圍的環(huán)表示臨近信號電極的點，由此進(jìn)行參照接觸。然而，所有的這些點通過網(wǎng)格相互連接，這在圖8中由被表示為通過電阻將環(huán)連接起來。
接地電極(由“G”表示)也同樣被網(wǎng)格圍繞。來自接地電極的導(dǎo)線與來自信號電極的導(dǎo)線擰在一起，來自參考網(wǎng)格的導(dǎo)線在臨近接地電極的一點與來自相應(yīng)于信號電極的參考點的導(dǎo)線擰在一起。該網(wǎng)格在接地電極的周圍延伸。
如圖8中可以看到的，在信號電極之間的任何路徑通過由導(dǎo)電參照網(wǎng)絡(luò)形成的參考路徑嚴(yán)格匹配。為了在回路中獲得感應(yīng)電壓最好的匹配，在信號和參考回路中的路徑阻抗應(yīng)當(dāng)是類似的。
基于圖8中示出的等效電路，本發(fā)明的實施例優(yōu)選利用位于信號電極(例如設(shè)置在電極帽上，與身體絕緣)區(qū)域中的用碳(或類似的)導(dǎo)線網(wǎng)或預(yù)成型的導(dǎo)電編制網(wǎng)為參考回路提供多個路徑以匹配信號電路環(huán)路。而且，依靠將參考電路從身體隔離出來，這些實施例去除了在信號和參考導(dǎo)線之間形成的第三環(huán)路，即參考導(dǎo)線不再與耳垂連接。而且，改進(jìn)的方法提供了一衰減主電源干擾的裝置，借助于連接到耳垂的分開的信號電路(具有分開的并聯(lián)參考回路)，然后從EEG信號通道(圖8中未示出)中扣除，如下所述。
圖9示出了實際電路的一部分，該電路包括與EEG的單通道相關(guān)的放大器和濾波器，以實現(xiàn)在圖8的等效電路中體現(xiàn)的原理。信號線與放大器U20的正相輸入端相連，與信號線相關(guān)的參考回路與放大器U21的正相輸入端相連。放大器U20的反相輸入端與放大器U20的輸出端相連。U21的反相輸入端與電阻R22的第一終端相連，而且電阻R22的第二終端與電極接地端相連。U21的反相輸入端也與電阻R23的第一終端相連，電阻R23的第二終端與放大器U21輸出端相連。電阻R23優(yōu)選為數(shù)字電位計。
放大器U20是一高阻抗低噪聲的運算放大器，具有1到2的固定增益。放大器U21也是一高阻抗低噪聲的運算放大器。
放大器U21的增益由數(shù)字電位計R23來控制，容許通過軟件控制來動態(tài)設(shè)定U21的增益以匹配在參考回路中的感應(yīng)干擾電壓與信號電路中的感應(yīng)干擾電壓的幅值?？蛇x擇的，可以通過嚴(yán)格的匹配(在5％內(nèi)或更低)放大器的設(shè)定增益組分而使U21的增益與U20的增益匹配。
放大器U20的輸出端與濾波器F1的輸入端相連，而且放大器U21的輸出端與濾波器F2的輸入端相連。濾波器F1和F2是匹配的2級低通有源濾波器，具有低的過沖特性，例如Bessel濾波器。濾波器F1的輸出端，與電阻R24的第一終端相連，而且電阻R24的第二終端與電容器C22的第一終端相連，并且與另一個放大器U22的正相輸入端相連。濾波器F2的輸出端與電阻R25的第一終端相連，R25的第二終端與電容器C22的第二終端相連，并且與放大器U22的反相輸入端相連。
電阻R24和R25以及電容器C22形成與微分放大器U22結(jié)合的低通濾波器，該低通濾波器優(yōu)選在高頻(例如，由模擬裝置有限公司制造的AD8129微分放大器，該放大器在1MHz具有90dB的共模衰減)保持共模衰減。
U22的輸出是具有增益10的所期望信號，扣除了參考回路的匹配干擾。在信號和參考回路中將存在低于低通濾波器的截止頻率以下的任何不匹配干擾。主電源線的干擾在U22的輸出端也存在。減小信號中電源線干擾的方法是通過將信號通道和附加的參照回路連接到耳垂或靠近耳朵的頭皮點以形成補償回路。
來自耳垂(主要包含來自人體的感應(yīng)電力線干擾電壓)的信號與另一個運算放大器U23的正相輸入端相連。運算放大器U23的反相輸入端與運算放大器U23的輸出端相連，并且運算放大器U23的輸出端與濾波器F3的輸入端相連。
相關(guān)參照信號的輸入端與另一運算放大器U24的正相輸入端相連。運算放大器U24的反相輸入端與電阻R26的第一端相連，電阻R26的第二端與電路的地線相連。反相輸入端也與電阻R27的第一端相連，電阻R27的第二端與運算放大器U24的輸出端以及另一濾波器F4的輸入端相連。電阻R27優(yōu)選為可變電阻。
濾波器F3的輸出端與電阻R28的第一端相連，而且電阻R28的第二端與電容器C23的第一端以及另一運算放大器U25的正相輸入端相連。濾波器F4的輸出端與電阻R29的第一端相連，電阻R29的第二端與電容器C23的第二端以及運算放大器U25的反相輸入端相連。
運算放大器U22的輸出信號輸出到微分放大器U26的正相輸入端，運算放大器U22的輸出信號包括EEG信號加上任何50或60Hz的電極導(dǎo)線中的感應(yīng)干擾信號。運算放大器U25的輸出信號輸出到微分放大器U26的反相輸入端，運算放大器U25的輸出信號包括50或60Hz的信號。微分放大器U26從EEG加上50/60Hz的信號中扣除50或60Hz的信號，從而得到包含EEG信號的輸出電壓Vo。
放大器U23是一高阻抗低噪聲的運算放大器，具有固定的1到2的增益。放大器U24也是一高阻抗低噪聲的運算放大器。
放大器U24的增益可以通過數(shù)字電位計R27來控制，以容許通過軟件控制來動態(tài)設(shè)定U24的增益，從而使參照回路中的感應(yīng)干擾電壓與信號電路中的感應(yīng)干擾電壓的幅值相匹配。
與F1和F2相類似，濾波器F3和F4是匹配的濾波器，并且R28、R29和C23與U25(與U3相同類型的微分放大器)結(jié)合形成低通濾波器。U25具有一通過軟件控制的數(shù)字電位計來實現(xiàn)的可變增益功能。U25的輸出為電力線干擾電壓與參照回路中匹配的磁干擾信號的差值。
放大器U26的增益一般為50，輸出為放大的EEG信號，其中顯著除去了來自磁性的(fMRI)以及靜電(交流電源)源的干擾量。在U26的輸出端可以進(jìn)一步實現(xiàn)對EEG的放大和濾波。
因此，圖9示出了一個多通道設(shè)備中改進(jìn)參照回路的單通道設(shè)備，U25的輸出端輸?shù)剿蠩EG信號通道的等效放大器U26的反相輸入端。
圖10-16中示出了依據(jù)本發(fā)明的另一個實施例的裝置和方法。
圖10示出了該實施例的前端電路，該電路連接到信號、參照和接地電極。這些電極與掃描室中電極頭內(nèi)的檢測對象相連。圖11和12分別示出了檢測對象頭上的電極接線和參照網(wǎng)格的接線。圖13示出了相對于掃描室檢測對象以及系統(tǒng)部件的位置。圖14、15和16示出了該實施例的其它電路細(xì)節(jié)。
參考圖10，其中，有n個測量通道，n通常在2到1024個之間。為了方便起見，在圖中實際上僅僅示出了第一個和第n個通道。每一測量通道包含信號線和參照線。每一通道的信號線和參照線與各自的地線(未示出)配對。
因此如所示，其中，有n個與所示測量通道1具有同樣結(jié)構(gòu)的測量通道(1-n)。因為n個通道是同樣結(jié)構(gòu)的，因此下文僅對通道1做詳細(xì)描述。通道1包括用“信號1”表示的信號線對和用“參照1”表示的參照線對。如所描述的，“信號1”的信號線通過信號或測量電極與進(jìn)行EEG測量的頭皮連接，阻抗由R31A表示，優(yōu)選具有約10KΩ或更小的電極阻抗。其它的信號電極由R30B等表示。所有的身體電極優(yōu)選由諸如含碳塑料或碳導(dǎo)線裸線的電阻材料構(gòu)成。通過導(dǎo)電膠來與身體接觸。
在信號通道1中，在屏蔽的濾波器殼的外面，許多電阻R30A、R32、R37A、R37B、R38A、R38B和R39串聯(lián)連接。電阻R32的第一端與電阻R30A的第一端相連，而且電阻R30A的第二端與電阻R37A的第一端相連，該另一個電阻R37A的第二端與電阻R38A的第一端相連。電阻R32的第二端與電阻R39的第一端相連，并且電阻R39的第二端與電阻R37B的第一端相連，電阻R37B的第二端與電阻R38B的第一端相連。在參考通道1中，在屏蔽的濾波器殼之外，許多電阻R37C、R37D、R38C、R38D、R40A、R41A和R42串聯(lián)連接。第一電阻R40A的第一端與電阻R41A的第一端連接，電阻R41A的第二端與電阻R37C的第一端連接。該另一個電阻R37C的第二端與電阻R38C的第一端連接，并且電阻R40A的第二端與電阻R42的第一端連接。電阻R42的第二端與電阻R37D的第一端相連，而且電阻R37D的第二端與電阻R38D的第一端相連。
類似的連接存在于其它通道/參照對。
對于通道1(并且對所有通道為類似的)，由R37A表示的導(dǎo)線與R37B表示的導(dǎo)線緊緊的擰在一起，以減少由它們形成的環(huán)路區(qū)域并且因此減少信號中的感應(yīng)磁場干擾。
因此，在測量通道1中，R41A是一到導(dǎo)電參照網(wǎng)格的碳導(dǎo)線結(jié)點，該參照網(wǎng)格跨越頭的表面，但是不與身體電接觸。R41A與R30A位置非常近。R40A表示參考網(wǎng)格的阻抗。對于由R37D表示的參照回路，電阻R42是從網(wǎng)格到返回線路的接合處。R42與R32位置非常近。參照回路(R37C和R37D)的導(dǎo)線是緊緊擰在一起的，以減少回路區(qū)域，并且該線對是與R37A-R37B擰在一起的，以匹配回路之后的電路。
優(yōu)選地，R30A和R41A的阻抗是匹配的，R32與R40A以及R39與R42也是匹配的。然而，如果僅是R30A+R32+R39的阻抗之和與R41A+R40A+R42的阻抗之和是合理匹配的，那么也是可以接受的。
在屏蔽的濾波器罩中，在信號線中，電阻R38A的第二端與電容器C38A連接并且也和電阻R44A的第一端連接。電阻R38B的第二端與電容器C38B的第一端相連并且也和電阻R44B連接。電容器C38A和C38B的第二端與屏蔽濾波器的罩相連。
電阻R44A的第二端與電容器C39A的第一端相連，并且也與運算放大器U30A的正相輸入端相連。
在屏蔽的濾波器的罩中，在參照線中，電阻R38C的第二端與電容器C38C的第一端相連，并且與電阻R44C的第一端相連。電阻R38D的第二端與電容器C38D的第一端相連，并且與電阻R44D的第一端相連。電容器C38C和C38D的第二端與屏蔽濾波器的罩相連。
在屏蔽的放大器的罩中，在信號線中，電阻R44A的第二端與電容器C39A的第一端相連。電阻R44B的第二端與電容器C39B的第一端相連，并且也和電阻R46A的第一端相連。電阻R46A的第一端也與電路的地線相連。電阻R46A的第二端與運算放大器U30A的反相輸入端相連，并且與電容器C40A的第一端以及電阻R47A的第一端相連。電容器C40A第二端以及電阻R47A的第二端與運算放大器U40A的輸出端相連以提供信號輸出S1。
電阻R44C的第二端與電容器C39C的第一端相連，并且與運算放大器U40A的正相輸入端相連。電阻R44D的第二端與電容器C39D的第一端相連，并且與電阻R46B的第一端以及電路的地線相連。電阻R46B的第二端與運算放大器U40A的反相輸入端相連并且與電容器C40B的第一端以及數(shù)控電位計U50的一電阻輸入端相連。時鐘控制信號、芯片選擇以及SD與數(shù)控電位計U50的三個數(shù)字輸入端相連。電容器C40B的第二端與運算放大器U40A的輸出端相連，并且與數(shù)控電位計U50的電阻陣列的第二端相連。如上所述，電容器C38A到C38D以及C39A到C39D的第二端與屏蔽放大器的罩相連。
放大器U40A的輸出為參照輸出信號。
從信號電路中扣除參照電路中的信號。如果阻抗和導(dǎo)線路徑在信號和參照回路間很好的匹配，那么信號電路中出現(xiàn)的磁感應(yīng)干擾將通過扣除參照信號而除去。
R32表示的每一電阻代表身體組織的阻抗，一般為100Ω，位于信號和接地電極之間。R39表示的每一電阻代表接地電極，優(yōu)選為10KΩ或更小，通常在脖子的底部。類似的，每一電阻R42表示相應(yīng)的與參照電極R41A、R41B等相關(guān)的接地電極。電阻R37(A到H)表示將電極或參照回路連接到電子放大器的的碳導(dǎo)線的電阻，與患者的安全電阻相連接。通常R37的阻值是13KΩ。安全阻值通常為12.5KΩ(10KΩ-15KΩ之間)，優(yōu)選無磁性的(諸如OhmiteMacrochipTMSMD電阻)；并且設(shè)置在臨近(0.3m內(nèi))患者的電極導(dǎo)線上。
與參照網(wǎng)格以及身體電極相關(guān)的所有部件可以考慮成阻抗(即，具有較大或較小程度的電阻、電感和電容器分量)。因此，除非做相反的說明或上下文中不容許，如這里所使用的，所有對電阻的參照應(yīng)當(dāng)被解釋為包含對阻抗的參照并且“電阻性”應(yīng)當(dāng)被做同樣的解釋。
身體電極(R30A等和R42)由在所有頻率下的電阻部件以及下降到10Hz以下的明顯的電容器部件組成。R32表示頭皮下面的身體組織電阻，可以認(rèn)為電阻性僅在100Hz以下。在參照網(wǎng)格中的R41A等相應(yīng)于R30A等，并且在參照網(wǎng)格中的R40A等相應(yīng)于R32，其目的在于在電學(xué)上與相應(yīng)的部件主要在感興趣的生理信號頻率1-1000Hz的范圍內(nèi)相匹配。超出該范圍，采用電子濾波器除去磁和射頻噪聲。在參照網(wǎng)格中有電容器和電感分量，它們在射頻下很顯著，并且在射頻下匹配環(huán)路的阻抗是期望的。然而，為了匹配，最大容差范圍可以考慮成一在50Ω到50KΩ的(在回路連接到電纜即電阻R37的前面的點進(jìn)行測量)參照網(wǎng)格回路中測量的直流電阻。優(yōu)選的范圍是在參照回路中在10Hz的頻率下測量的阻抗在1KΩ和10KΩ之間。身體電極阻抗(在10Hz下)優(yōu)選低于10KΩ，并且在信號電極和接地電極間具有20KΩ的測量最大值。
通常，在連接到參照網(wǎng)格的點之間有一定程度的電內(nèi)連接，這取決于結(jié)構(gòu)。如果使用持續(xù)性導(dǎo)電纖維或泡沫，那么在整個材料中有顯著的連接，并且R40A等均由主要的電阻性和電容性部件相連。在光譜的另一端，如果使用橋形網(wǎng)絡(luò)，那么導(dǎo)線與不同的接點連接，其中，R41A等與R40A等相接觸。因此，“參照電極”被解釋成圍繞末端和所有可能的中間結(jié)構(gòu)形狀。連接線又主要是電阻性和電容性的，并且可以是一個在一末端連接到每一其它接頭或在另一端正好最臨近連接接頭的每一接頭。
第n通道與中間位置(與感興趣的生理信號區(qū)域接近但沒有活性信號)諸如用于EEG的耳后或耳垂上連接，并且具有與匹配參照回路成對的同樣的信號回路結(jié)構(gòu)(如信號通道)。因此當(dāng)由通道1到(n-1)提供測量信號時，第n通道傳輸補償信號。對所有的信號電路，R32作為到身體的公共接地電極，并且相類似的，對所有參照電路，R42作為到參照網(wǎng)格的公共接地線。在第n通道，相應(yīng)于U30A和U30B的放大器分別由U33A和U33B表示，并且與U50相應(yīng)的數(shù)控電位計由U60表示。
患者的電纜由擰成對的完全碳導(dǎo)線組成，大約2到5米長，并且在包含射頻濾波器、模擬放大器、濾波器A/D轉(zhuǎn)換器和數(shù)控電路的屏蔽罩終止。射頻干擾濾波通過由五個側(cè)的屏蔽罩(在圖10中標(biāo)為“屏蔽的濾波器罩”)隔開的兩層濾波器完成。第一射頻濾波器由電阻R38開始，電阻100Ω到1KΩ、碳或厚薄膜制成。電容器C38表示1000pF到10,000pF的饋通電容器被插入到屏蔽濾波器罩的壁中。可選擇的，電容器C38可以由諸如AmphenolTM零件編號為21-474021-025的濾波器連接器來替換，其具有Pi濾波器構(gòu)型。
電阻R44始于第二射頻濾波器(與R38具有相同的值和型號)，具有插入到屏蔽放大器罩壁內(nèi)的饋通電容器C39(與C38具有相同的值和型號)。進(jìn)一步射頻濾波可以通過使用用于每通道的四導(dǎo)線的4通道共模扼流圈或額外的100到1KΩ的電阻，然后通過1到5nF的電容器進(jìn)入到每一前置放大器(圖10中U30和U40的管腳3和5)的正相輸入端的地線或在前置放大器的反相和正相輸入端之間插入100到500pF的電容器來實現(xiàn)。
在屏蔽的放大器罩中接近圖10底部，由三角形符號表示的電路電源地線(公共)，優(yōu)選與金屬屏蔽罩在如圖所示的一位置連接。但是屏蔽也可以與電路地線絕緣。雖然電路電源連接端未在圖中示出，可以理解，模擬集成電路放大器和濾波器集成電路連接到通常為±2.5v到±10v的雙極電源上，數(shù)字模塊連接到+5v。電能優(yōu)選由屏蔽放大器殼內(nèi)的電池提供，但也可以由外部能源(單獨的醫(yī)學(xué)級能源或電池)提供，如果針對屏蔽罩中的射頻進(jìn)行電源輸入的濾波，使用類似于信號線示出的的濾波器。
前置放大器(圖10中的U30和U40)通常為低噪聲高輸入阻抗的雙運算放大器，例如模擬裝置公司的AD8620或OP2177。在信號一側(cè)(圖10中的U30A和U30B)，電阻R46和R47，通常為33KΩ，確定了為2(通常，范圍1到4)的增益。在參照側(cè)，通過使用數(shù)控電位計(圖10中的U50和U60)取代R47來實現(xiàn)可變增益。這容許了在程序控制下對參照信號增益進(jìn)行動態(tài)調(diào)整以最大減少干擾?？蛇x擇的，在參照一側(cè)的R47可以是匹配信號一側(cè)R47的電阻。
為了精確匹配通道中的信號電平，高分辨率是必需的。具有128位的模擬裝置公司的AD7376或具有1024級的模擬裝置公司的AD5231是可以用于U50和U60的數(shù)字電位計的一個例子。在一個例子中，一個100KΩ的AD7376與R46和R47一起使用，并且等于33KΩ。在該例中，信號增益為2，而且參照增益變動范圍為1到約4。在另一個例子中，一50KΩ的AD5231與R46和R47一起使用，而且等于17KΩ。在該例中，信號增益為2，而參照增益從1變化到大約4，但是調(diào)整分辨率得到了很大改善具有1024級而不是128。在兩個例子中，電位計的控制是通過圖10中標(biāo)記為CS、CLK和SDI的的三條數(shù)控線來完成的。該控制方法是期望的，因為其啟動了圖10中示出的“鏈”數(shù)字電位計，當(dāng)使用大量通道時，其利于調(diào)整參照電平。當(dāng)調(diào)整時，電容器C40減少了來自數(shù)字電位計的噪聲；它們用于信號放大器，以保持信號帶寬和參照放大器的帶寬緊密匹配。
因此，從圖11和12可以更清楚地看到整個電連接設(shè)置，信號和參照(具有各自的接地)電極以及連接線放置在檢測對象的頭皮上(通道1-(n-1))。
可以看到第n通道包含最終信號和參照電極以及連接頭(具有接地電極和連接頭)，其中，連接頭位于耳下或耳上。為了重現(xiàn)，信號和接地電極與皮膚是低電阻接觸的，同時參照電極(或接頭)成為網(wǎng)格的一部分，網(wǎng)格靠近皮膚但并沒有直接(即非低電阻)與皮膚接觸。
圖11示出了用于信號電極R30A(頭皮電極)和R30B(耳參照電極)的傳導(dǎo)路徑，線路通過檢測對象的身體并且經(jīng)接地電極R39引出。作為對照，圖12中示出了與頭皮和耳參照電極相聯(lián)的參照回路的傳導(dǎo)路徑。參照回路電極R41A和R41B與網(wǎng)格相連，該網(wǎng)格覆蓋頭皮但不直接與頭皮接觸。因此，圖11和12示出了連接到圖10中的放大器電路和濾波器電路的各自的電路回路。
圖13示出了本發(fā)明實施例的裝置。檢測對象和掃描儀與例如圖8到12的電子設(shè)備封閉在與外界干擾屏蔽的掃描儀房間內(nèi)。電子設(shè)備的放大器和濾波器經(jīng)電極導(dǎo)線與掃描儀的頭相連，并且將輸出信號轉(zhuǎn)換成光信號，并通過光纜由屏蔽掃描儀房間的墻上透過。在屏蔽掃描儀房間外部，光纖電纜與光纖收發(fā)機相連，在此將信號轉(zhuǎn)換回電信號并通過以太網(wǎng)系統(tǒng)到計算機用于控制、存儲、顯示和打印輸出。光纖系統(tǒng)是雙向的，由此屏蔽掃描儀房間中的系統(tǒng)可以通過計算機來控制。
圖14示出了多個在屏蔽的放大器罩中的封閉電路，該屏蔽的放大器罩與圖10中示出的電路輸出端相連，用于處理圖10中的電路輸出。
將從圖10中放大器U30A輸出端獲得的頭皮信號S1施加到電阻R50A的第一端。電阻R50A的第二端與電阻R51A的第一端相連并且也與電容器C50A的第一端相連。電阻R51A的第二端與電容器C51A的第一端相連，并且與運算放大器U70A的正相輸入端相連。電容器C51A的第二端與電路的地線相連，并且電容器C50A的第二端與運算放大器U70A的反相輸入端相連，并且也與運算放大器U70A的輸出端相連。
類似地，將參照信號R1(從圖10中的運算放大器U40A輸出端獲得的)施加到電阻R50B的第一端。R50B的第二端與電阻R51B的第一端相連并且與電容器C50B的第一端相連。電阻R51B的第二端與電容器C51B的第一端相連并與運算放大器U70B的正相輸入端相連。電容器C51B的第二端與電路的地線相連，并且電容器C50B的第二端與運算放大器U70B的反相輸入端相連并與運算放大器U70B的輸出端相連。
運算放大器U70A的輸出端與電阻R52A的第一端相連。電阻R52A的第二端與運算放大器U71的正相輸入端相連。類似地，運算放大器U70B的輸出端與電阻R52B的第一端相連并且電阻R52B的第二端與運算放大器U71的反相輸入端相連。電容器C52A連接在運算放大器U71的反相和正相輸入端之間。
運算放大器U71的輸出端與電阻R53的第一端相連。電阻R53的第二端與電阻R54的第一端相連，并且與運算放大器U71的設(shè)定增益端相連。電阻R54的第二端與電路的地線相連。
運算放大器U71的輸出端也與電阻R55A的第一端相連。電阻R55A的第二端與電容器C53A的第一端相連并與運算放大器U72的正相輸入端相連。電容器C53A的第二端與運算放大器U72的頻率控制輸入端相連。
類似地，將由圖10的電路中的放大器U30B的輸出端獲得的接地信號Sn施加到電阻R51C的第一端。電阻R50C的第二端與電阻R51C的第一端相連，并與電容器C50C的第一端相連。電阻R51C的第二端與電容器C51C的第一端相連并與運算放大器U73A的正相輸入端相連。電容器C50C的第二端與運算放大器U73A的反相輸入端相連并與運算放大器U73A的輸出端相連。
將從圖10中的電路中的運算放大器U40B輸出端獲得的相應(yīng)參照信號連接到電阻R50D的第一端，電阻R50D的第二端與電阻R51D的第一端以及電容器C50D的第一端相連。電阻R51D的第二端與電容器C51D的第一端相連，并且與運算放大器U73B的正相輸入端相連。電容器C51D的第二端與電路的地線相連。
電容器C50D的第二端與運算放大器U73B的反相輸入端連接并與運算放大器U73B的輸出端相連。
運算放大器U73A的輸出端與電阻R52C的第一端相連，而電阻R52C的第二端與另一運算放大器U74的正相輸入端相連。在參照線中，運算放大器U73B的輸出端與電阻R52D的第一端相連而電阻R52D的第二端與運算放大器U74的反相輸入端相連。電容器C52B連接在運算放大器U74的輸入端之間。
運算放大器U74的輸出端與可變電阻R56的第一端相連，可變電阻R56的第二端與電阻R57的第一端相連，并且也與放大器U74的增益設(shè)定輸入端相連。電阻R57的第二端與電路的地線相連。運算放大器U74的輸出端也與濾波集成電路U75的輸入端相連，該濾波電路可以設(shè)定到50或60Hz。
濾波器U75的中心頻率由連接到濾波器單元U75的適當(dāng)插腳的多個電阻R58、R59、R60和R61來確定。濾波器單元U75的輸出端與電容器C60的第一端相連并與電阻R62A的第一端相連。電容器C60的第二端與電阻R63的第一端相連并且與運算放大器U76A的正相輸入端相連。電阻R62A的第二端與運算放大器U76A的正相輸入端相連并與電阻R62B的第一端相連。電阻R62B的第二端與運算放大器U76A的輸出端、電容器C61的第一端、電阻R62C的第一端相連。電容器C61的第二端與可變電阻R64的第一端相連并與運算放大器U76B的正相輸入端相連。電阻R62C的第二端與運算放大器U76B的反相輸入端相連并與電阻R62D的第一端相連。電阻R62D的第二端與運算放大器U76B的輸出端相連。運算放大器U76B的輸出端也與電阻R55B的第一端相連，電阻R55B的第二端與運算放大器U72的反相輸入端相連并與電容器C53B的第一端相連。電容器C53B的第二端與運算放大器U72的頻率校正輸入端相連。
在圖14中，信號和參照信號由在U70和U73附近構(gòu)造的第二級Bessel濾波器進(jìn)行濾波。該濾波器與圖10中的U30和U40為同樣類型的雙運算放大器。Bessel濾波器是低通濾波器、一般為145Hz，-3dB的截止頻率。電阻R50和R51為6650Ω，對于145Hz的截止頻率，電容器C51為0.12μF，電容器C50是0.22μF。在每一信號-參照對中，濾波器必須嚴(yán)格匹配以保持在微分放大器的高噪聲衰減；這是通過優(yōu)選在0.1％的容差內(nèi)或1％的最大容差內(nèi)嚴(yán)格匹配濾波器分量來實現(xiàn)的。
在Bessel濾波器之后，由電阻R52和電容器C52(對于截頻133Hz，分別為600歐姆和1.0μF)組成的差模到共模濾波器被放置在例如模擬裝置公司的AD8129或類似裝置的寬帶微分放大器(圖14中的U71和U74)的輸入端。利用由濾波器和微分放大器組合形成的100Hz截頻的等值第三級低通濾波器，參照回路信號在這個階段被扣除。盡管對于最小化干擾，低通濾波器是有利的，但為了最小化信號寬帶內(nèi)的干擾，這種情況下為100Hz，必須適當(dāng)?shù)仄ヅ湫盘柡蛥⒄栈芈贰?br> 微分放大器的增益通常設(shè)置在12.5。在圖14中，電阻R54和R53(分別為221歐姆和2.55KΩ)設(shè)置信號通道的增益。通道n，連接到感興趣的生理學(xué)信號附近的身體中心位置(例如，對于EEG為耳垂或耳后)，用于電源線干擾的減少。在射頻和磁感應(yīng)干擾被過濾并從通道n扣除后，剩余的信號(主要由來自輸電線的與身體電容性聯(lián)系在一起的50/60Hz電壓組成)從EEG信號中扣除。因此，通道n必須在50/60Hz接近匹配于EEG通道，并且圖14中微分放大器U74的可調(diào)節(jié)增益控制使通道n的增益能夠匹配于其它通道。U74的增益范圍由221歐姆的R57和與100歐姆的電位器串聯(lián)的2490歐姆的R56設(shè)定。為了最大化電源線抑制，每個EEG通道可以添加一個可變增益控制以個別調(diào)整，例如用與100歐姆電位器串聯(lián)的2490歐姆的電阻代替R53。
由于從其它的信號通道扣除通道n上的信號，任何出現(xiàn)在通道n上的來自不同于50/60Hz電源線電壓的來源的殘留干擾將出現(xiàn)在信號通道上，如果它不與每個信號通道上的干擾不匹配。并非期望對經(jīng)過通道的殘留干擾進(jìn)行精確匹配，因此最小化任何出現(xiàn)在通道n上的不是電源線噪聲的信號的裝置是必要的。
圖14中示出的一種方法是用設(shè)置在50或60Hz的TexasInstrumentsTMUAF42濾波器集成電路(U75)來代替帶通濾波器通道n。對于60Hz的中心頻率，Q等于30，并且?guī)ㄔ鲆鏋?，R58設(shè)定在5.49KΩ，R59和R60為834KΩ，而R61為487歐姆。濾波后的相位調(diào)整是必需的，以將殘留在通道n上的50/60Hz信號的相位與其它信號通道精確匹配。在圖14中，這利用兩個設(shè)置在雙運算放大器U75(Texas儀器TL072或類似的)周圍的全通濾波器電路實現(xiàn)。對于在60Hz的90度相移，電容器C60和C61被設(shè)定在1μF。電阻R63為265KΩ而電阻R64是261KΩ與10KΩ電位器串聯(lián)的組合以進(jìn)行相位調(diào)整。電阻R62為100KΩ?？蛇x擇地，為了通過程序化裝置調(diào)整相移，R64可由一個如上所述的數(shù)字控制電位器代替以調(diào)整放大器增益。
一種可選擇的方法(未示出)是采用一個較低Q的帶通濾波器以容許50至60Hz的通頻帶，并接著一個鎖相環(huán)路以鎖定電源線噪聲。鎖相環(huán)路的輸出是相位調(diào)整的并且可以調(diào)整增益以匹配出現(xiàn)在信號通道上的電源線干擾。采用微分放大器(圖14中的U72，模擬裝置公司的AD620或類似裝置)從信號通道扣除通道n上過濾的和相位調(diào)整的電源線干擾信號。電阻R55(1KΩ)和電容器C51(150pF)濾波出現(xiàn)在寬帶寬微分放大器U71的輸出端的高頻噪聲，并在U71的輸入端進(jìn)行匹配。
在圖15中，示出了信號放大和附加濾波的主要階段。
如圖15中所示，將從圖14電路中運算放大器U72獲得的信號S1施加到另一電阻R70A和R71A的第一端。電阻R70A的第二端與電容器C70A的第一端相連并且與另一運算放大器U80的正相輸入端相連。電阻R71A的第二端與電容器C71A的第一端相連并且與運算放大器U80的反相輸入端相連。電容器C70A和C71A的第二端連接到電路地線。運算放大器U80的輸出端與電阻R72A的第一端相連而電阻R72A的第二端與電阻R73B的第一端相連并且與電阻R74B的第二端以及濾波器U81的輸入端相連。電阻R73B和R74B的第二端與濾波器U81的濾波器控制端相連。運算放大器U81的輸出端與電阻R75A的第一端相連而電阻R75A的第二端與R76A和R77A的第一端相連。電阻R77A的第二端與濾波器U81的濾波器控制端相連。電阻R76A的第二端與濾波器U81的濾波器控制端相連。濾波器U81的輸出端與電阻R75A的第二端相連并與電阻R78C的第一端以及電阻R78D的第一端相連。電阻R78C的第二端與運算放大器U82的正相輸入端相連。電阻R78D的第二端與電容器C72C的第一端相連并與運算放大器U82的反相輸入端相連。電容器C72C的第二端連接到電路地線。由運算放大器U82的輸出端獲得減少干擾的輸出信號S1。
取自圖14中電路的運算放大器U74的輸出端的接地信號Sn，如圖15的電路中所示，連接到電阻R90的第一端和電容器C90的第一端。電阻R90的第二端連接到電阻R91的第一端以及電容器C92的第一端。電容器C90的第二端連接到電阻R92的第一端和電容器C93的第一端。電容器C92的第二端連接到電阻R92的第二端。電阻R91的第二端連接到運算放大器U83A的正相輸入端。運算放大器U83A的反相輸入端連接到運算放大器U83A的輸出端。
電容器C93的第二端連接到另一個運算放大器U83B的反相輸入端和運算放大器U83B的輸出端。運算放大器U83B的正相輸入端連接到可變電阻R95的滑觸頭。電阻R95的第一端連接到運算放大器U83A的輸出端并且電阻R95的第二端連接到電路接地端。
運算放大器U83A的輸出端還連接到兩個電阻R96B和R97B的第一端。電阻R96B的第二端連接到電容器C94B的第一端和另一個運算放大器U84的正相輸入端。電阻R97B的第二端連接到電容器C95B的第一端和運算放大器U84的反相輸入端。電容器C94B和C95B的第二端連接到電路接地端。
運算放大器U84的輸出端連接到電阻R98B的第一端。電阻R98B的第二端連接到濾波器單元U85的輸入端和兩個電阻R99B與R100B的第一端。電阻R99B與R100B的第二端連接到濾波器單元U85的濾波器控制端。
電阻R100B的第二端連接到電阻R101B的第一端而電阻R101B的第二端連接到濾波器單元U85的濾波器控制端和兩個電阻R102B與R103的第一端電阻R102B的第二端連接到濾波器單元U85的濾波器控制端而濾波器單元U85的輸出端連接到電阻R103B的第二端和兩個電阻R104與R105的第一端。電阻R104的第二端連接到運算放大器U86的正相輸入端而電阻R105的第二端連接到電容器C96的第一端和運算放大器U86的反相輸入端。電容器C96B的第二端連接到電路接地端。去除50/60Hz干擾的耳朵參照信號可以從運算放大器U86的輸出端獲得。
在U80(微分放大器，例如模擬裝置公司的AD627)的輸入端，信號通道被高通濾波以去除出現(xiàn)在身體的電極界面的直流偏差。部件通常的值為R70，39.2KΩ，R71，1.6M歐姆，C60，0.01μF，以及C61 0.1μF。這個階段的增益設(shè)定在10。接下來是一個具有256Hz截頻的第四級Butterworth低通濾波器。這可以采用線性裝置公司的LTC1563-2濾波器(圖15中的U81)和設(shè)定在10M歐姆的電阻R72至R77來實現(xiàn)。附加增益50和直流偏差濾波添加在U82和U86(通常為AD627)，同時R71、R78、R97、R104和R105設(shè)置在1.6M歐姆，而C71、C72、C95以及C96為0.1μF。
如上所述，盡管所有的通道都具有相同的放大和濾波，通道n具有一個如圖15中所示的附加濾波器。由于通道n為耳朵參照通道，出現(xiàn)在這個通道上的主要信號為大量的50/60Hz信號。如上所述，這個信號從信號通道中被扣除以去除電源線干擾。但是，在一些應(yīng)用中，為了調(diào)整參照回路增益以最小化射頻和磁感應(yīng)干擾，檢查通道n可能是必要的。因此，出現(xiàn)在圖14中U74的輸出端的最初通道n的信號在放大和數(shù)字化顯示之前通過圖15中的50或60Hz的陷波濾波器。使用圖15中示出的分量值，將60Hz的陷波濾波器設(shè)置在運算放大器U83(TexasInstrumentsTMTL072或類似儀器)的周圍，造成在60Hz的大約45dB的濾除，足以顯示通道n，而沒有過多的干擾記錄的電源線噪聲。
在圖16中，示出了系統(tǒng)的最終組件。
該噪聲減少裝置被安放在屏蔽的放大器罩1000內(nèi)。來自圖15的裝置的每一通道輸出端的通道信號S1至Sn-1是從U82(對于通道1至n-1)輸出端獲得的，通道n的信號從放大器U86獲得，到達(dá)采樣保持單元U100的輸出端。將從保持單元U100輸出的樣品信號施加到增益模數(shù)轉(zhuǎn)換和多路轉(zhuǎn)換單元1001，并且將來自單元1001的數(shù)字輸出施加到中央處理單元1002的輸入端。中央處理單元1002的輸出成為以太網(wǎng)的形式并將其施加到光纖收發(fā)機1003。兩光纖接頭1004、1005(一個用于發(fā)射，一個用于接收)通過屏蔽的放大器罩1000和屏蔽的掃描儀房間1006的墻壁。在外部的控制房間1007中，光纜1004和1005與另一光纖收發(fā)機1008連接。來自接收機1008的以太網(wǎng)輸出可以連接到計算機1009(例如膝上電腦和個人電腦)和/或因特網(wǎng)1010?？刂菩盘枏膯卧?001通過返回到單元U100。
U100表示用于每個通道的采樣保持放大器，能夠同時對所有通道采樣以避免由于時滯引起的信號采樣偏差。在進(jìn)一步的任選增益調(diào)整后，采集的信號被數(shù)字化為16位分辨率。商業(yè)上可購買的32通道模擬I/O模塊可以用于模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換，例如在PC/104總線上的DiamondSystemsTMDiamond-MM-32-AT。進(jìn)一步的數(shù)字控制是采用例如Diamond SystemsPromethiusTMPC/104 CPU模塊的CPU而實現(xiàn)。用于控制采樣同步化、數(shù)字化、以太網(wǎng)上信息交流以及其它功能的軟件被加載入PC/104 CPU模塊。
與外部世界的信息交流通過以太網(wǎng)連接完成，光纜連接插入PC/104 CPU和屏蔽MRI掃描儀室外的網(wǎng)絡(luò)連接之間以避免將金屬線上的干擾傳入屏蔽室。光纜連接還最小化漏入或漏出屏蔽放大器罩的射頻干擾，并且為了患者的安全在整個網(wǎng)絡(luò)連接使放大器電子設(shè)備絕緣于交流電源漏電?？梢圆捎霉饫w無線電收發(fā)機的Telebye Model 37310Base-T(以太網(wǎng))完成光纖轉(zhuǎn)換。經(jīng)由網(wǎng)絡(luò)與PC/104CPU的信息交流能夠進(jìn)行遠(yuǎn)處(例如MRI控制室)的系統(tǒng)控制并允許數(shù)據(jù)傳送到多處，用于記錄、顯示以及分析(基本上是網(wǎng)絡(luò)上的任何地方)。來自外部計算機控制器的命令啟動PC/104 CPU的功能，包括采樣、參照增益調(diào)整、實時數(shù)據(jù)顯示、用于永久存儲的數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)儲等。盡管數(shù)據(jù)暫時存儲在PC/104 CPU中，但其被轉(zhuǎn)入數(shù)據(jù)存儲器例如計算機硬盤用于永久保存。
在圖8-16的實施例中，信號和參照線路在它們共有長度的相當(dāng)部分在物理上密切相近。參照線路上的至少部分參照信號被從它們相關(guān)的測量信號線路上各自的測量信號中扣除以有助于減少干擾。
圖17和18顯示了一個實施例，其是一組特別優(yōu)選實施例中的一例。這些實施例采用一個或多個測量通道，每個包含一個測量信號線路和一個參照信號線路。測量和參照信號線路沿它們共有長度的相當(dāng)部分絞合在一起，每個具有一個相關(guān)接地線，并且隨其在物理上密切相近。
R30A等到R46A等以及C39A等所表示的元件，對于信號1/參照1到信號n/參照n，具有如圖10中所示相同的含義或功能，如沒有相反說明的話，它們的值與圖10中相同。在下面的進(jìn)一步描述中，在信號處理電路中，參照線路信號從其相應(yīng)的測量信號中扣除。
也通過圖10的實施例，將第n個電極在一中間位置例如耳后或耳垂上連接到病人的皮膚上并且相應(yīng)的第n個參照電極與參照網(wǎng)格/帽上的一點連接，緊鄰第n個信號電極。因此，信號電極1到(n-1)的線路傳送測量信號而第n個信號電極提供補償信號。如下將做進(jìn)一步描述的，補償信號可以用來獲得一些干擾分量，這些干擾分量被分別用于減少每一測量信號中的干擾。
現(xiàn)在特別地參照圖17，其示出了具有n通道的系統(tǒng)的第一個和最后的通道，n在2到1024之間變動。
電極和參照源耦合到經(jīng)電纜連接器1100連接到病人檢測對象的電纜。放大器電纜經(jīng)過電纜連接器1200連接到屏蔽濾波器罩，該屏蔽濾波器罩安放在屏蔽放大器罩上。在病人電纜中，R30A(如圖10中所示)表示電極阻抗。電阻R30A的第一端與表示身體組織阻抗的電阻R200A耦合，并且電阻R30A的第二端與電阻R37A的第一端相連接，電阻R37A表示在病人電纜中連接信號電極到電纜連接器1100的導(dǎo)體的阻抗。電阻R200A的第二端與電阻R39的第一端相連，電阻R39表示電路接地電極的阻抗。電阻R39的第二端與電阻R37B相連，電阻R37B表示連接電路接地電極到電纜連接器1100的導(dǎo)體的阻抗。
電阻R41A表示導(dǎo)體的連接頭到參照網(wǎng)格的阻抗。電阻R41A的第一端與電阻R40A相連，電阻R40A表示參照網(wǎng)格(如圖10中所示)的阻抗，并且電阻R41的第二端與電阻R37C連接，電阻R37C表示導(dǎo)體的阻抗。電阻R37C的第二端通過電纜連接器1100連接到放大器電纜。電阻R40A的第二端與電阻R202A的第一端相連，電阻R202A表示從參照網(wǎng)格到接地導(dǎo)體的連接頭的阻抗。電阻R202A的第二端在電纜連接器1100處與電路地線連接。
在放大器電纜中，電阻R37A的第二端通過電纜連接器1100與電容器C200A的第一端相連并與電阻R38A的第一端相連。電容器C200A的第二端與電路地線相連。電阻R38A的第二端通過電纜連接器1200連接到屏蔽濾波器罩。在病人檢測對象電纜中的電阻R37C的第二端經(jīng)電纜連接器1100連接到電容器C200B的第一端，并且也與電阻R38C的第一端相連。電容器C200B的第二端連接到電路地線，并且電阻R38C的第二端經(jīng)電纜連接器1200連接到屏蔽濾波器罩內(nèi)。
在屏蔽的濾波器罩內(nèi)，電阻R38A的第二端連接到電容器C38A的第一端和電阻R44A的第一端(如圖10中)。電容器C38A的第二端連接到電路接地端。電阻R44A的第二端在屏蔽放大器罩內(nèi)連接到電容器C39A的第一端和電阻R204A的第一端。電容器C39A的第二端連接到電路接地端。
在屏蔽的濾波器罩內(nèi)，電阻R38C的第二端連接到電容器C38B的第一端和電阻R44B的第一端。電容器C38B的第二端連接到電路接地端。
在屏蔽的放大器罩內(nèi)，電阻R44B的第二端連接到電容器C39B的第一端和電阻R204B的第一端。電容器C39B的第二端連接到電路接地端。
電阻R204A的第二端連接到電容器C204A的第一端、另一個電容器C206的第一端、二極管D1A的負(fù)極、另一個二極管D2A的正極以及電阻R210A的第一端。
電阻R204B的第二端連接到電容器C204A的第二端、另一個電容器C208的第一端以及運算放大器U110A的正相輸入端。電容器C206和C208的第二端連接到電路接地端。二極管D1A的正極連接到電路接地端而二極管D2A的負(fù)極也連接到電路接地端。放大器U110A的反相輸入端連接到電阻R212的第一端和可變電阻R213A的第一端。電阻R212的第二端連接到電路接地端。
可變電阻R213A的第二端連接到放大器U110A的輸出端。放大器U110A的輸出端也連接到可變電阻R214A的第一端而電阻R214A的第二端連接到另一個電容器C210A的第一端和測量放大器U112A的反相輸入端。電容器C210A的第二端連接到電路接地端。
電阻R210A的第二端連接到開關(guān)SW1A的第一接觸點。開關(guān)SW1A的第二接觸點連接到另一個開關(guān)SW2A的滑動片。開關(guān)SW1A的滑動片連接到測量放大器U112A的正相輸入端。開關(guān)SW2A的第一接觸點連接到電路接地端，并且開關(guān)SW2A的第二接觸點連接到校準(zhǔn)端。增益設(shè)置電阻R215A連接到測量放大器U112A上的增益設(shè)置端。電路接地端連接到屏蔽放大器罩。
上述組件包括第一通道。
圖17的系統(tǒng)顯示了多個n通道，第二到第n通道優(yōu)選與上述的第一通道相同。第一至n-1通道連接到檢測對象頭皮上的電極，而第n通道連接到一個中心位置例如耳垂。對于第二至第n通道，相應(yīng)的標(biāo)注數(shù)字用相同的數(shù)字標(biāo)注，但具有不同的字母標(biāo)注。
通道1為一個信號通道，對于EEG通常通過電極和一個由電阻R30A表示的電阻抗連接到頭皮，在10Hz下，電阻R30A優(yōu)選5000歐姆或更小。所有的電極由電阻材料制成，例如填充碳的塑料、壓模碳粉、或碳導(dǎo)線的裸露端。采用一種一般用于電生理學(xué)檢測的那類的導(dǎo)電膏使電極和身體之間的電接觸變得更為方便。R200A表示身體組織阻抗，約為100歐姆。R39表示到身體的電路接地電極，在10Hz下，優(yōu)選5000歐姆阻抗或更小，通常位于脖子下面。R37A表示連接到電極的碳導(dǎo)線阻抗和病人安全電阻的阻抗的組合阻抗。R37A的一個常用值是13KΩ。安全電阻通常是12.5KΩ(在10K至15K歐姆之間變動)，優(yōu)選無磁性的(例如Ohmite Macrochip SMD電阻)，并且安放在圖17中靠近病人(0.3米內(nèi))的電纜連接器1100的病人電纜側(cè)內(nèi)。同樣地，R37B是連接到接地電極的碳導(dǎo)線和病人安全電阻的組合阻抗。
對于每個信號電極，相伴接地線和電極線緊密絞合在一起，以最小化由電線形成的回路面積并由此最小化信號中的感應(yīng)磁場干擾。電容器C200A，通常為330pF，設(shè)置在電纜連接器1100的放大器電纜側(cè)內(nèi)，并與R37A組合起作用于濾波出現(xiàn)在信號線路內(nèi)的射頻干擾。接地線經(jīng)R37B連接到放大器電纜的屏蔽層，其連接到屏蔽放大器罩的絕緣電路接地端。同樣地，R30B、R200B、R37D、R37E和C200C表示信號通道n的組件。
R41A表示碳或銅導(dǎo)線到導(dǎo)電參照網(wǎng)格的連接線的阻抗，其跨越頭部表面但不電接觸于身體。參照網(wǎng)格的目的是允許形成參照回路(圖17中標(biāo)示為“RefLoop”)，其在空間上匹配并絕緣于(除了共有電路接地端)由電極和接地線形成的回路(圖1中標(biāo)示為“Signal 1”)。由于參照回路上的電壓主要產(chǎn)生自磁感應(yīng)干擾，所以從信號通道的電壓扣除它導(dǎo)致信號內(nèi)磁感應(yīng)干擾的消除。R41A在空間上必須定位非常接近于R30A以接近匹配信號和參照回路。R40A表示參照網(wǎng)格的阻抗。R202A是從網(wǎng)格到接地線的連接線的阻抗，并且必須在空間上非常接近于R39。參照回路的導(dǎo)線緊密絞合在一起以最小化回路面積，并且該線對與電極線對絞合在一起以接近匹配于后面是通道的參照和信號線路的電路。R37C表示一個300到15KΩ的電阻，其設(shè)置在電纜連接器1100的病人電纜側(cè)內(nèi)，與電容器C200B組合起作用，電容器C200B通常為330pF，設(shè)置在電纜連接器1100的放大器電纜側(cè)內(nèi)，用于濾波出現(xiàn)在參照回路內(nèi)的射頻干擾。參照回路的接地線直接連接到放大器電纜的屏蔽層。同樣地，R41 B、R40B、R202B、R37F和C200D表示用于減少信號通道n內(nèi)干擾的參照回路的組件。
參照回路(R41、R40和R202)內(nèi)的阻抗為低值(每個優(yōu)選低于500歐姆并且每個回路的總和不超過1000歐姆)以最小化來自外源的參照回路內(nèi)感生的靜電干擾水平。如下所述，對信號電極阻抗與參照回路阻抗內(nèi)的差信號的補償在放大器前端電路內(nèi)完成。如果保持低電阻率，碳導(dǎo)線可以用于連接到參照網(wǎng)格，但優(yōu)選銅導(dǎo)線。參照網(wǎng)格優(yōu)選用具有彈性特性的柔韌、導(dǎo)電織物構(gòu)成以在頭部提供適貼配合。一例可取材料是“透明的導(dǎo)電織物”，#N208(由Albany，NY的Less EMF公司提供)，其是一種具有鍍銀層的尼龍織物，產(chǎn)生小于5歐姆/平方的電阻率。通常，參照網(wǎng)格通過縫、或鉤和環(huán)附加在電極帽上，同時在參照網(wǎng)格內(nèi)合適的位置剪切小洞以容許用于清洗頭皮電極。電極帽用于將頭皮電極保持在適當(dāng)?shù)奈恢貌⑹箙⒄站W(wǎng)格電絕緣于身體。參照回路導(dǎo)線可以利用機械方式例如將導(dǎo)線插入通過參照網(wǎng)格的編織以及利用導(dǎo)電環(huán)氧樹脂縫合在合適的位置、或小鉤和環(huán)、或粘合在合適的位置，從而附加在參照網(wǎng)格上。第二電絕緣層可以設(shè)置在參照網(wǎng)格和其導(dǎo)線連接線的頂上，或者用絕緣纖維或者通過用絕緣材料例如一薄層膠漿覆蓋參照網(wǎng)格?？蛇x擇地，如果在參照網(wǎng)格的雙側(cè)添加電絕緣涂層或隔層，參照網(wǎng)格也可以是雙層的，以作為電極帽。
在接地導(dǎo)線的設(shè)置中容許有改變。一種可取的配置由與接地導(dǎo)線配對在從身體到放大器的整個電路緊密絞合的每個信號導(dǎo)線組成。在這種情況下，參照回路具有相似的配置，相應(yīng)的接地導(dǎo)線在從參照網(wǎng)格到放大器的整個電路緊密絞合。對于這種設(shè)置，每個通道具有四根導(dǎo)線，并且接地導(dǎo)線終止在屏蔽濾波器的底盤或放大器罩。這種方法的一種變化具有終止在如上所述放大器電纜屏蔽層上的接地導(dǎo)線。第二類線路設(shè)置去除了用于每個通道的接地導(dǎo)線，代替用于所有信號通道的單接地導(dǎo)線，以及用于所有參照回路的單接地導(dǎo)線。在這種情況下，接地導(dǎo)線的病人安全電阻(圖17中的R37B和R37E)減少為一個連接到來自接地電極R39的單接地導(dǎo)線的單安全電阻。同樣，參照回路接地連接點(圖17中的R202A和R202B)減少為一個單連接線和單接地導(dǎo)線。對于這種配置，每個通道具有兩根導(dǎo)線，信號和參照回路，緊密地絞合在一起，并且一單對接地導(dǎo)線也緊密地絞合在一起。如上所述，接地導(dǎo)線可以終止在放大器電纜的屏蔽層，或屏蔽濾波器的底盤或放大器罩。然而，另一種變化僅采用一單接地線用于信號和參照回路。在那種情況下，參照回路接地連接點(圖17中的R202A和R202B)終止在病人接地電極R39。
圖17中的下游通道(第n通道)連接到一個相對于感興趣的生理學(xué)信號的中心位置(例如對于EEG為耳后或耳垂)，并且具有與信號通道相同的配置，由與匹配參照回路配對的信號回路組成。該通道用于減少將會觀察到的靜電和心沖擊圖(BCG)干擾。
由所有的信號、參照回路和接地導(dǎo)線構(gòu)成的病人電纜可以從身體延伸大約2到5米(優(yōu)選大約2.5到5米)長度，并且終止在屏蔽濾波器或包含射頻濾波器、模擬放大器、濾波器、A/D轉(zhuǎn)換器和數(shù)字控制電路的放大器罩。在這種情況下，病人安全電阻必須插入身體的大約0.3米范圍內(nèi)的電極導(dǎo)線中?？蛇x擇地并且優(yōu)選地，病人電纜從身體延伸一短距離(大約0.3米)并終止在一個多導(dǎo)線連接器(位于圖17中電纜連接器1100的位置)內(nèi)，用于與從放大器罩延伸的放大器電纜匹配。如圖17中所示并且如上所述，射頻濾波器可以在電纜連接器1100的匹配二等分中結(jié)合病人安全設(shè)備。由屏蔽層內(nèi)的多個銅導(dǎo)線雙絞線組成的放大器電纜從電纜連接器1100延伸2.5到5米至電纜連接器1200，如圖17中所示，其位于屏蔽的濾波器罩處。
可選擇的，如果不需要由通過使用屏蔽的濾波器罩提供的額外射頻濾波，那么電纜連接器1200可以中止于屏蔽的放大器罩。另一個方案省去電纜連接器1200，而是具有永久性連接在屏蔽濾波器罩或屏蔽放大器罩上的放大器電纜。在優(yōu)選實施例中，如圖17所示，使用了電纜連接器，具有由電阻R38A等組成的第一射頻濾波器，電阻R38A等通常為300歐姆，但是值的變動范圍從100到1000歐姆，該第一射頻濾波器由碳或厚膜分量組成，位于放大器電纜的電纜連接器上。電容器C38A等，通常為330pF，但是值的變動范圍從100到1000pF，被并入到設(shè)置到屏蔽濾波器罩壁上的匹配的電纜連接器的罩中?？蛇x擇的，如果電纜是永久連接的，那么電容器C38為設(shè)置在屏蔽濾波器罩壁上的饋通型。電阻R44始于第二射頻濾波器(與R38具有同樣的值和類型)，饋通型電容器C39插入到屏蔽放大器罩的壁上(與C38具有同樣的值和類型)。進(jìn)一步的射頻濾波可以通過使用插入到每一通道的信號和參照線中的2-通道共模扼流圈或附加的100到1000歐姆的電阻，然后經(jīng)過200到500pF的X2Y電容器C204A到地通過每一通道的輸入對來實現(xiàn)，如圖17所示。
在屏蔽放大器外殼中接近圖17底部，由三角形符號表示的電路電源地線或共軌與金屬屏蔽殼在如圖所示的一位置連接。雖然電路電源連接端未在圖中示出，可以理解，模擬集成電路放大器和濾波器集成電路的18-21等連接到通常為±2.5v到±10v的雙極電源，數(shù)字模塊連接到+5v。電能優(yōu)選由屏蔽放大器罩內(nèi)的電池提供，但也可以由外部能源(絕緣的醫(yī)學(xué)級別的能源或電池)提供，如果針對屏蔽罩中的射頻進(jìn)行電能輸入濾波，使用示出的類似信號線中的濾波器。
為了病人的安全，圖17中的二極管D1和D2相對于從連接到身體的電極上延伸的每一信號線上的電路接地端是處于反接位置。二極管是普通的信號二極管，具有約0.6v的正向?qū)妷?，與病人安全電阻一起工作，以限制在放大器電路中存在缺陷的情況下而泄漏到身體上的電流。電阻R210，通常為1000歐姆，限制二極管中的電流。圖17中的開關(guān)SW1和SW2能夠選擇通道、引入校準(zhǔn)信號(圖17中的“CAL”源)和電極接觸阻抗的測試操作。該開關(guān)通常為固態(tài)模擬開關(guān)，例如具有低漏電電流的MAX393(Maxim Integrated Products，Sunnyvale，CA)并且由軟件命令進(jìn)行數(shù)控。
每一通道中的磁感應(yīng)干擾通過使用圖17中的測量放大器U112實現(xiàn)扣除，該測量放大器在擴展的帶寬中顯示出了高的共模抑制比(通常為100dB或更好)和低躁聲。該類型裝置的一個例子是由模擬裝置，Norwood，MA制造的AD8221。測量放大器也要求具有極高的輸入阻抗，使其適合于連接到具有高阻抗的信號源，例如生理測量電極，從而免除了匹配信號輸入端上前置放大器的阻抗要求。然而在參照回路輸入端，存在于參照回路中的磁干擾的可變幅值和相位調(diào)整用于補償信號和參照阻抗的不同，從而實現(xiàn)扣除過程中最大的躁聲抑制。
圖17中的放大器U110與相關(guān)電路構(gòu)成一個優(yōu)選裝置使得能夠進(jìn)行調(diào)整。U110是一個低噪聲運算放大器，例如模擬裝置公司制造的OP1177。數(shù)控電位計可用于R213和R214在軟件控制下進(jìn)行動態(tài)調(diào)整或基于特定電極帽的校準(zhǔn)值進(jìn)行預(yù)調(diào)整。具有1024可調(diào)級，標(biāo)稱值為20KΩ的單模擬裝置公司的AD5231雙通道數(shù)字電位計可以用于每一通道的兩種控制。通過“鏈”型中的三條數(shù)控線來實現(xiàn)對電位計的控制，“鏈”型有利于多通道的調(diào)整。測量放大器U112的增益通常約設(shè)定為6，使用電阻R215和匹配的并聯(lián)通道，匹配的并聯(lián)通道使用0.05％的容差電阻。
在圖18中，示出了一個信號通道和一個耳通道，但是可以理解的，除示出的通道之外，類似于圖17的多信號通過道是可以預(yù)見的。
圖18示出了依據(jù)本發(fā)明實施例的裝置的濾波部分。信號從圖17中的測量放大器U112A的輸出端連接到可變電阻R300A的第一端?？勺冸娮鑂300A的第二端與電容器C300A的第一端相連并與運算放大器U300A的正相輸入端相連。電容器C300A的第二端與電路的地線相連而運算放大器U300A的反相輸入端與運算放大器U300A的輸出端相連。運算放大器U300A的輸出端也與另一電阻R301A的第一端相連而R301A的第二端與電容器C301A的第一端相連并與R302A的第一端相連。電容器C301A的第二端與另一運算放大器U302A的反相輸入端相連并與放大器U302A的輸出端相連。電阻R302A的第二端與放大器U302A的正相輸入端相連，并與電容器C302A的第一端相連。電容器C302A的第二端與電路地線相連。
放大器U302A的輸出端連接到電阻R304A的第一端。電阻R304A的第二端與電容器C304A的第一端相連并與電阻R305A的第一端相連。電容器C304A的第二端與放大器U304A的反相輸出端相連并與放大器U304A的輸出端相連。電阻R305A的第二端與放大器U304A的正相輸入端相連并與電容器C306A的第一端相連。電容器C306A的第二端與電路地線相連。運算放大器U304A的輸出端進(jìn)一步與電阻R306A的第一端相連。電阻R306A的第二端與電容器C307A的第一端相連并與電阻R307A的第一端相連。電容器C307A的第二端與運算放大器U305A的反相輸入端相連并與放大器U305A的輸出端相連。電阻R307A的第二端與放大器U305A的正相輸入端相連并與電容器C309A的第一端相連。電容器C309A的第二端與電路地線相連。
放大器U305A的輸出端與電阻R308A的第一端相連并與電阻R309A的第一端相連。電阻R308A的第二端與放大器U306A的正相輸入端相連。電阻R309A的第二端與放大器U306A的反相輸入端相連并與電容器C310A的第一端相連。電容器C310A的第二端與電路地線相連。
放大器U306A的輸出端與另一放大器U307A的正相輸入端相連。放大器U307A的反相輸入端與電阻R310A的滑動觸頭相連。R310A的第一端與參照電壓(Eref)相連而電阻R310A的第二端與電阻R312A的第一端相連。電阻R312A的第二端與電路地線相連。
電阻R314A連接在放大器U307A的增益設(shè)定端之間。
上述描述涉及到第一通道，而且第二到第n-1通道與在先描述的通道相一致。對于第n通道(耳通道)除了將增益設(shè)定電阻R314B連接在相應(yīng)的放大器U306B的增益設(shè)定端之間并且省掉了放大器U307A外，該電路與在先描述的完全相同，直到放大器U306A。
所有的通道通過第七級低通濾波器與運算放大器U300到U305以及相關(guān)組件一起使用進(jìn)行濾波。U300到U305可以在單個集成電路、低噪聲、低補償四倍運算放大器部件，例如模擬裝置OP4177中實現(xiàn)。使用的低通濾波器的類型范圍可以從Bessel到Butterworth。Bessel濾波器與Butterworth相比，具有更好的階越響應(yīng)(較少的溢出和振鈴現(xiàn)象)，但是Butterworth與Bessel相比噪聲衰減更好。在該例中，一個折衷的濾波器通常為0.05°等波紋濾波器，其具有介于Bessel和Butterworth之間的特性用于減少濾波振鈴現(xiàn)象但是保持可接受的噪聲衰減。在濾波器中的所有電阻(R301到R306)的容差為0.05％，而電容的容差為2％。每一通道的相位調(diào)整是通過可變電阻R300實現(xiàn)的，可變電阻可以是諸如AD5231的數(shù)控電位計。為了衰減靜電噪聲，尤其是對于交流輸電線源，這種調(diào)整容許每一通道與耳通道相精確地匹配。
通過使用圖18中示出的測量放大器U306(模擬裝置AD627或相類似的)和相關(guān)組件除去各通道中的直流電極補償電位。此外在該級，該信號在信號通道中被放大五倍。在耳通道中，該信號通過稍微高的增益進(jìn)行放大，該增益由電阻R314B設(shè)定。對于每一信號通道(圖18中的U307、AD627或相類似的)來說，然后將在圖18中由“EREF”來標(biāo)識的耳通道的輸出反饋到終極測量放大器的反相輸入端，目的在于從諸如交流輸電線和身體上和信號線中出現(xiàn)的fMRI中扣除干擾。另外，通過該方法減少信號通道中的BCG。為了使得在EREF上出現(xiàn)的干擾與在每一信號通道中出現(xiàn)的干擾嚴(yán)格匹配，使用由圖18中的電阻R310A和R312A組成的電壓分壓器來調(diào)整每一通道的EREF幅值。R310A可以是數(shù)控電位計，優(yōu)選為20KΩ標(biāo)稱電阻的雙通道AD5231的一個通道，并與另一個以R300A來提供的通道一起用于通道中的相位調(diào)整。通過這種結(jié)構(gòu)，單個的集成電路控制幅值和相位調(diào)整，用來減少每一通道中的靜電和BCG的干擾。AD5231集成電路能非常好的與AD5231集成電路串聯(lián)用于減少磁干擾，如前所述。電阻R314將放大器U306和U307的增益設(shè)為200。
系統(tǒng)的全部配置正好在圖16的實施例中示出。掃描儀和相關(guān)組件與外界的連接方式正好與圖13中描述的相同。
除了必要的放大和濾波電路之外，如前所述，也可以預(yù)期到放大的參照回路信號可以要求軟件濾波操作。在這種情況下，單個參照回路放大2到10倍，并且可以優(yōu)選使用與信號通道中(例如7級0.05度等波紋低通濾波器，如圖18中所示)相同的低通濾波器進(jìn)行濾波。對于后面的濾波器，附加增益可能是需要的，直到1000倍。隨后對參照回路信號與信號通道的輸出進(jìn)行采樣并同時進(jìn)行數(shù)字化，如前所述。
但是在本發(fā)明的另一實施例中，每一信號通道的各參照回路被局部的參照回路所取代，后者用來減少信號通道組中的干擾。例如，對于頭皮電極參照回路可以按前述方式來實現(xiàn)。然后該同樣的參照回路可以用作四個周圍的頭皮電極的參照輸入。雖然在信號和參照回路中的干擾匹配，對周邊電極和中心電極來說可能并不同等精確，但是對于每一個周邊電極，增益以及參照輸入的相位的調(diào)整，如前面的實施例所述，將導(dǎo)致噪聲衰減的改善。該方法的一個極端的例子是對所有信號通道使用單一的參照回路。在這種情況下，參照回路的增益和相位需要跨越所有通道的大范圍調(diào)整，并且可能導(dǎo)致與對每一個電極或通道的小的周邊的單獨的參照回路相比，噪聲衰減更低。
在本發(fā)明的另一個實施例中，在扣除步驟前，參照回路地線電絕緣于測量信號地線。這具有減少產(chǎn)生于在信號和參照回路之間形成的回路內(nèi)的磁感應(yīng)干擾電壓的作用，當(dāng)兩者使用共有的地線時。在圖19中示出了實施例的一例單獨類型，除了信號回路地線和參照回路地線之間的電絕緣之外，其是圖17的具體體現(xiàn)。在這種情況下，參照回路接地連接線(如電阻R202A和R202B所示)并不連接到放大器電源地線(如上述經(jīng)由屏蔽的放大器罩)，而是連接到一個表示為“Viso+”和“Viso-”的專用雙極電源的表示為“Viso接地”的絕緣地線。絕緣電源可以通過電池或外部利用醫(yī)學(xué)上批準(zhǔn)的在進(jìn)入屏蔽的放大器罩的電源導(dǎo)線上具有適當(dāng)?shù)纳漕l濾波器的絕緣雙極電源獲得。例如，該絕緣電源為+和-5伏。電絕緣通過利用包括U400和U110的線性光電隔離放大器以及相關(guān)電路元件而獲得。運算放大器U400和U110為例如OP1177的低噪聲型，而U401是設(shè)計成用于線性應(yīng)用的光耦合器，例如由德國Heilbronn的Vishay半導(dǎo)體有限公司制造的IL300。
在圖19中，信號回路電路與上文關(guān)于圖17描述的相同，并且使用的相同注釋數(shù)字表示同樣的組件。但是，圖19的參照回路電路與上文關(guān)于圖17描述的參照回路電路的不同在于電阻R202A的第二末端并不直接連接于電纜連接器1100內(nèi)的電路接地端，而是連接于放大器電纜內(nèi)的另一個電容器C400C的第一端，并且電容器C400C的第二端連接于電路接地端。同樣，在圖19的電路中，電阻R202A的第二端也連接于電容器C402C的第一端。電容器C402C的第二端連接于屏蔽濾波器罩內(nèi)的電路接地端。
電容器C402C的第一端連接于電容器C404C的第一端和放大器U400A的正相輸入端。電容器C404C的第二端連接于電路接地端。放大器U400A的正相輸入端連接于Viso接地。放大器U400A的反相輸入端連接于電容器C406的第一端并且第二端連接于電阻R204B的第二端。電容器C406的第二端連接于放大器U400A的輸出端。
放大器U400A的正電源管腳連接于Viso+，而U400A的負(fù)電源管腳連接于Viso-。放大器U400A的輸出端連接于晶體管Q1的基極。晶體管Q1的集電極連接于Viso接地和放大器U401A的管腳4。晶體管Q1的發(fā)射極連接于放大器U401A的管腳1。放大器U400A的反相輸入端連接于放大器U401A的管腳3和電阻R410的第一端。電阻R410的第二端連接于Viso+。放大器U401A的管腳2連接于電阻R412的第一端并且R412的第二端連接于Viso+。放大器U401A的管腳5連接于電路接地端。放大器U401A的管腳6連接于放大器單元U110A的反相輸入端和電阻R413A的第一端。電阻R413A的第二端連接于+5伏。放大器U110A的正相輸入端連接于電路接地端。放大器U110A的反相輸入端連接于電阻R213A的第一端和電容器C410的第一端。電阻R213A的第二端連接于電阻R214A的第一端和電容器C410的第二端以及放大器U110A的輸出端。
如圖19中所示，每一參照回路有一帶有射頻過濾的絕緣地線。為了能夠獲得最大的絕緣，優(yōu)選的是將所有的參照回路終止于一個絕緣地線上。這類似于先前描述的的實施例，對每一通道包括信號線和參照線，以及對于所有的信號和參照回路包括兩個地線。信號回路接地線連接到附加在身體上的接地電極R39，并且參照回路(絕緣的)接地線連接到身體接地電極R39附近且與身體電絕緣的參照網(wǎng)格。
在圖20中示出了檢測對象頭2030上戴的依據(jù)本發(fā)明一種實施例的電極支持帽2010。該支持帽包括一個柔軟的頭盔2050，其具有如2070等的用于耳朵的孔。該帽通過一個下頦帶2090保持在頭上。在該帽的表面上提供了四個間隔開的測量信號/參照結(jié)對，由參考數(shù)字2110、2130、2150和2170來表示。每一對通過雙絞線2190、2210、2230、2250與外電路連接。
一帶有相關(guān)參照電極的單獨補償電極，通過其自身的雙絞線以提供外部連接，如數(shù)字2270所示。該單獨補償電極正好在右耳后。
在頭盔2050的頸區(qū)的底部，設(shè)置有接地電極/參照電極對2290，也通過雙絞線連接到遠(yuǎn)程電路。
圖21中示出了通過一測量電極/參照節(jié)點對2110的剖面圖。
在該剖面圖中可以看出，柔性帽頭盔2050包含絕緣尼龍彈力織物底層2310，其上設(shè)置了一個銀涂層尼龍參照網(wǎng)格2230。在這之上，設(shè)置了一個上部彈力織物網(wǎng)2350。
這個三層結(jié)構(gòu)2310、2330、2350設(shè)置有一個孔，該孔由一個適當(dāng)絕緣材料的圓柱形索環(huán)2370橋連接。中心孔2390沿軸向通過索環(huán)的中央。該孔的下部由導(dǎo)電膠2410填充，在其上部并且在此電接觸是一個測量電極金屬或石墨襯套2430，其位于索環(huán)的側(cè)壁，向上通過彈力纖維織物網(wǎng)層2350與測量信號導(dǎo)線2450相連形成了雙絞線2190的一半。
直接鄰近索環(huán)2370是一個參照電極(節(jié)點)連線2470，其嵌在包被參照網(wǎng)層2330的導(dǎo)電銀中，該導(dǎo)電銀與導(dǎo)線2490電連接，導(dǎo)線2490從彈力纖維織物網(wǎng)上端2350引出，與測量信號導(dǎo)線2450擰在一起，形成了雙絞線2190的另一半。
在使用中，導(dǎo)電膠2410的下面部分2510與檢測對象的頭皮接觸。
如同依據(jù)說明書全文并且根據(jù)本領(lǐng)域技術(shù)人員的知識所解釋的那樣，按照描述的實施例對那些實施例作出的修改以及其它的實施例均落入附加權(quán)利要求的范圍中將是顯而易見的。
權(quán)利要求
1.用于減少所期望信號中的干擾的電子裝置，該裝置包括(a)多個測量信號線路，每一個都連接到各自的測量信號電極；和(b)一個或多個參照信號線路，每個連接到各自的一個或多個參照電極；每一個所述測量信號線路或相關(guān)的一組所述測量信號線路通過與各自的所述參照信號線路中的一個在物理上密切相近其長度的一個實質(zhì)部分而相關(guān)，使得每個測量信號線路或信號線路組與其對應(yīng)的參照信號線路形成一個測量信號線路或測量信號線路組/參照信號線路對，所述電子裝置進(jìn)一步包括扣除裝置，用于從相關(guān)的測量信號線路上的干擾信號，或從該測量信號線路或測量信號線路組/參照信號線路對中的測量信號線路組中的每個測量信號線路扣除每個參照信號線路上的干擾信號；其中，至少一個測量信號電極被設(shè)置成直接電連接于檢測對象，并且至少一個參照信號電極被設(shè)置成在物理上密切相近但不直接電接觸于檢測對象。
2.依據(jù)權(quán)利要求1的電子裝置，進(jìn)一步包括一個導(dǎo)電網(wǎng)格，該網(wǎng)格包括一個或多個所述參照電極。
3.依據(jù)權(quán)利要求2的電子裝置，其中，提供一個絕緣層，用于使導(dǎo)電網(wǎng)格絕緣于檢測對象。
4.依據(jù)權(quán)利要求2或3的裝置，其中，所述導(dǎo)電網(wǎng)格包括一個連續(xù)性的層狀部件。
5.依據(jù)權(quán)利要求2或3的裝置，其中，所述導(dǎo)電網(wǎng)格包括一個分立的部件陣列，該部件分別包括所述參照電極。
6.依據(jù)權(quán)利要求2至5中任意一項的裝置，進(jìn)一步包括一個電極支架結(jié)構(gòu)，用于支持所述電極和所述導(dǎo)電網(wǎng)格。
7.依據(jù)權(quán)利要求6的裝置，其中，所述電極支架結(jié)構(gòu)包括一個柔韌的帽。
8.依據(jù)權(quán)利要求6的裝置，其中，所述電極支架結(jié)構(gòu)包括一個硬質(zhì)帽，用于支持所述電極，所述導(dǎo)電網(wǎng)格為柔韌的。
9.依據(jù)權(quán)利要求6至8中任意一項的裝置，其中，設(shè)置所述電極支架結(jié)構(gòu)以實現(xiàn)EPM。
10.依據(jù)權(quán)利要求6至9中任意一項的裝置，其中，電極支架結(jié)構(gòu)設(shè)備進(jìn)一步包括一個在其上支持的電極支架，被設(shè)置成用來接觸檢測對象皮膚的所述測量信號電極陣列，被設(shè)置成用來獨立地電連接于每個所述測量信號電極的第一連接裝置，導(dǎo)電網(wǎng)格進(jìn)一步具有用于獨立地電連接于這個或每個所述參照電極的第二連接裝置。
11.依據(jù)權(quán)利要求9或10的裝置，其中，所述參照節(jié)點的數(shù)目基本上與所述測量信號電極的數(shù)目相同。
12.依據(jù)權(quán)利要求9至11中任意一項的裝置，其中，每個測量信號電極或信號電極組具有與其在物理上密切相近的各自的相應(yīng)參照電極。
13.依據(jù)權(quán)利要求9至12中任意一項的裝置，其中，所述電極支架進(jìn)一步支持一個或多個被設(shè)置成用于接觸檢測對象皮膚的接地電極，該裝置還包括用于單獨電連接于每個所述接地電極的第三連接裝置。
14.依據(jù)權(quán)利要求9至13中任意一項的裝置，其中，電極支架支持一個單接地電極。
15.依據(jù)權(quán)利要求9至14中任意一項的裝置，其中，電極支架支持一個補償信號電極。
16.當(dāng)從屬于權(quán)利要求14時，依據(jù)權(quán)利要求15的裝置，其中，各個參照電極和其自身的獨立電連接線被設(shè)置成用于接地電極和補償信號電極。
17.依據(jù)上述權(quán)利要求中任意一項的裝置，其中，各個接地線路被設(shè)置成與這個或每個信號線路沿其長度的相當(dāng)部分相關(guān)地密切相近，每個接地線路連接于一個或多個直接或間接電接觸于檢測對象的接地電極。
18.依據(jù)權(quán)利要求17的電子裝置，進(jìn)一步包括另一個接地線路，該接地線路被設(shè)置成與這個或每個參照信號線路沿其長度的相當(dāng)部分相關(guān)地密切相近。
19.依據(jù)上述權(quán)利要求中任意一項的電子裝置，其中，干擾包括多個干擾分量，該裝置進(jìn)一步包括一個電子電路，該電子電路包括(a)至少一個基本信號處理單元，這個或每個基本信號處理單元具有各自的測量信號輸入端，用于接收各自的所述測量信號或多個信號中的一個，并且這個或每個基本信號處理單元包括多個干擾減小模塊；以及(b)用于每個干擾減小模塊的各個補償信號分量輸入端。
20.依據(jù)權(quán)利要求19的電子裝置，其中，補償信號輸入端經(jīng)由補償信號線路連接到直接電連接于檢測對象的補償信號電極，并且電路接地連接線經(jīng)接地線連接到一個接地電極，各自的參照信號線路被設(shè)置成沿其長度的相當(dāng)部分密切接近于該補償信號線路和接地線路，該參照信號線路連接到另外的各自的參照電極。
21.依據(jù)權(quán)利要求19或20的電子裝置，進(jìn)一步包括(a)一個補償信號處理單元，具有補償信號輸入端并包含用來取得補償信號的裝置，多個補償信號分量中的每一個都與各自的一個或多個干擾分量相關(guān)；和(b)補償信號處理單元也具有各自的用于每一補償信號分量的補償信號分量輸出端，每一個所述輸出端分別與一個補償信號分量輸入端相連接。
22.依據(jù)權(quán)利要求21的電子裝置，其中，在每個基本信號處理單元內(nèi)，按照串聯(lián)方式布置干擾減少模塊。
23.依據(jù)權(quán)利要求21或22的電子裝置，其中，在每個基本信號處理單元內(nèi)，各個干擾減少模塊被設(shè)置分量別用于減少射頻干擾、磁場切換干擾、主電源干擾、眨眼人工贗像干擾和心沖擊圖干擾中的至少兩個。
24.依據(jù)權(quán)利要求21至23任意一項的電子裝置，其中，各個測量信號電極經(jīng)測量信號線路連接到至少一個基本信號處理單元的這個或每個測量信號輸入端，并且直接電接觸于檢測對象和用于每個測量信號線路或信號線路組，相應(yīng)的一個參照信號電極經(jīng)參照信號線路連接到至少一個基本信號處理單元的各自的參照信號輸入端。
25.依據(jù)權(quán)利要求24的電子裝置，其中，這個或每個基本信號單元進(jìn)一步包括扣除裝置，用于從相應(yīng)的各自的測量信號線路或多個線路上的信號中扣除各個參照信號線路上的至少部分信號。
26.依據(jù)權(quán)利要求24的電子裝置，其中，這個或每個基本信號單元進(jìn)一步包括扣除裝置，用于從相應(yīng)的各自的測量信號線路或多個線路上的信號中扣除一個或多個補償信號分量的至少一部分。
27.依據(jù)權(quán)利要求21至26任何一項的電子裝置，其中，所述補償信號處理單元具有一個專用的電路接地連接線。
28.依據(jù)權(quán)利要求24或25的電子裝置，其中，各個信號接地線路沿其長度的相當(dāng)部分與這個或每個測量信號線路/參照線路對密切臨近相關(guān)，每個接地線路連接到一個或多個直接或間接電接觸檢測對象的接地電極。
29.依據(jù)權(quán)利要求28的電子裝置，其中，與信號線路相關(guān)的地線電路接地連接頭和相關(guān)的地線與參照線路的電路地線電絕緣。
30.依據(jù)權(quán)利要求20的電子裝置，其中，每個測量信號線路與其相應(yīng)的參照線路絞合在一起，并且接地信號線路和補償信號線路與它們各自的參照線路絞合在一起。
31.依據(jù)權(quán)利要求30的電子裝置，其中，所有的測量信號線路/參照線路對、補償信號線路/參照線路對和接地線路/參照線路對都絞合在一起。
32.依據(jù)權(quán)利要求17的電子裝置，其中，每個測量信號線路和相關(guān)的接地線路分別絞合在一起，并且每個參照線路和相關(guān)的接地線路分別絞合在一起。
33.依據(jù)權(quán)利要求32的電子裝置，其中，每個測量信號線路/接地線路雙絞線和每個相關(guān)的補償信號線路/接地線路雙絞線分別絞合在一起。
34.依據(jù)權(quán)利要求29的電子裝置，其中，每個相關(guān)的測量信號線路、參照信號線路和接地線路絞合在一起。
35.依據(jù)權(quán)利要求17、20或28至34中任意一項的電子裝置，其中，所述的或每個測量信號線路/參照信號線路對都被屏蔽。
36.依據(jù)權(quán)利要求17、20、24、25或28至35中任意一項的電子裝置，其中，為至少一些信號線路/參照線路對提供至少一個附加參照線路，連接到相同或各自的另一個參照電極。
37.包括MRI或TMS單元和EPM系統(tǒng)的組合測量裝置，包含依據(jù)上述權(quán)利要求中任意一項的用于減少干擾的電子裝置。
38.依據(jù)權(quán)利要求37的組合裝置，其中，MRI單元適于fMRI。
39.依據(jù)權(quán)利要求37或38的組合裝置，其中，EPM系統(tǒng)選自用于實現(xiàn)EEG、ECG、EMG、EOG、ERG和GSR中的一個或多個的系統(tǒng)。
40.用于減少所期望信號中的干擾的方法，該方法包括(a)提供多個測量信號線路，每個都承載一種所期望信號和一種干擾信號；(b)提供一個或多個參照信號線路，每個都承載至少一種干擾信號，每個測量信號線路或相關(guān)的一組測量信號線路通過與一個各自的參照信號線路在其長度的相當(dāng)部分在物理上密切相近而相關(guān)，以提供各自的測量信號線路或測量信號線路組/參照信號線路對；并且(c)執(zhí)行從相關(guān)測量信號線路上的干擾信號，或從它的測量信號線路或測量信號線路組/參照信號線路對中的測量信號線路組中的每個測量信號線路中扣除每個各自參照信號線路上的干擾信號的扣除步驟；其中，至少一個測量信號電極被設(shè)置成直接電連接于檢測對象，并且至少一個參照信號電極被設(shè)置成在物理上密切相近但不直接電接觸于檢測對象。
41.用于減少所期望信號的干擾的方法，該方法包括(a)提供承載所期望信號和干擾信號的信號線路；(b)提供承載至少一種干擾信號的參照線路、所述信號線路和參照線路通過在它們長度的相當(dāng)部分密切物理接近而相關(guān)；以及(c)從信號線路上的干擾信號中扣除參照線路上的干擾信號的扣除步驟。
42.依據(jù)權(quán)利要求40或41的方法，進(jìn)一步包括(a)產(chǎn)生補償信號；和(b)從所述補償信號產(chǎn)生多個補償信號分量；其中，該扣除步驟包括從所述測量信號中單獨扣除至少部分每個所述的補償信號分量。
43.用于減少所期望信號中的干擾的電子裝置，該裝置包括(a)一個連接到信號電極的信號線路；和(b)一個連接到參照電極的參照線路；所述信號線路和參照線路通過在物理上密切相近其長度的一個實質(zhì)部分而相關(guān)，所述電子裝置進(jìn)一步包括扣除裝置，用于從信號線路上的干擾信號中扣除參照線路上的干擾信號，由此增強信號線路上的所期望信號。
44.用于減少產(chǎn)生自EPM的信號中的干擾的電子裝置，該裝置包括(a)一個連接到信號電極的信號線路；(b)一個連接到參照電極的參照線路；和(c)至少一個用于所述信號線路和參照線路的接地線路，所述接地線路或多個線路連接到至少一個接地電極或分別連接到各自的接地電極；所述電子裝置進(jìn)一步包括扣除裝置，用于從信號線路上的信號中扣除參照線路上的干擾信號。
45.用于減少所期望信號中的干擾的電子裝置，該裝置包括(a)多個信號線路，每一個都連接到各自的信號電極；和(b)一個或多個連接到一個或多個參照電極的參照線路；以及(c)一個或多個連接到一個或多個接地電極的接地線路；所述電子裝置進(jìn)一步包括扣除裝置，用于從信號線路上的干擾信號中扣除該參照線路或每個參照線路上的干擾信號和/或從信號線路上的干擾信號中扣除該接地線路或每個接地線路上的干擾信號。
46.用于減少產(chǎn)生自EPM的信號中的干擾的方法，該方法包括(a)提供承載所期望信號和第一干擾信號的信號線路，所述信號線路連接到信號電極；(b)提供承載至少一個第二干擾信號的參照線路，所述參照線路連接到參照電極；(c)提供一個用于所述信號線路和參照線路的接地線路，所述接地線路或多個線路連接到至少一個接地電極或分別連接到各自的接地電極；以及(d)從信號線路上的第一干擾信號中扣除參照線路上的第二干擾信號的扣除步驟。
47.用于所減少所期望信號中的干擾的方法，該方法包括(a)提供多個信號線路，每個承載一個所期望信號和一個第一干擾信號；(b)提供一個或多個承載至少一個第二干擾信號的參照線路；(c)提供一個或多個接地線路；以及(d)執(zhí)行從所述第一干擾信號中扣除第二干擾信號的扣除步驟。
48.用于減少所期望信號中的干擾的電子裝置，該裝置包括(a)多個測量信號線路，每一個都連接到各自的測量信號電極；和(b)一個或多個參照信號線路，每一個都連接到各自的一個或多個參照電極；每個所述的測量信號線路通過與各自的一個或多個所述參照信號線路在物理上密切相近其長度的一個實質(zhì)部分而相關(guān)，使得每個測量信號線路和其相應(yīng)的參照信號線路形成一個測量信號線路/參照信號線路對，所述電子裝置進(jìn)一步包括扣除裝置，用于從該測量信號線路/參照信號線路對中的相關(guān)測量信號線路上的干擾信號扣除每個參照信號線路或多個線路上的干擾信號；其中，至少一個測量信號電極被設(shè)置成直接電連接于檢測對象，并且至少一個參照信號電極被設(shè)置成在物理上密切相近但不直接電接觸于檢測對象。
49.用于支持一個或多個電極的帽，其用在減少所期望信號中干擾的電子裝置中，該帽包括(a)一個導(dǎo)電層；和(b)至少一個定位成用于接觸檢測對象的測量信號電極；所述的至少一個測量信號電極中的至少一個與參照電極相關(guān)，與導(dǎo)電層電接觸但設(shè)置成在使用中不與檢測對象直接電接觸。
50.依據(jù)權(quán)利要求49的帽，其中，該導(dǎo)電層包含一個導(dǎo)電網(wǎng)格。
51.依據(jù)權(quán)利要求49或50的帽，其中，該帽包括一個電極支架結(jié)構(gòu)裝置，以實現(xiàn)EPM，該帽進(jìn)一步包括被設(shè)置成用來接觸檢測對象皮膚的測量信號電極陣列，被設(shè)置成用來獨立地電連接于每個所述測量信號電極的第一連接裝置，和被設(shè)置成用來獨立地電連接于該所述參照電極或每個所述參照電極的第二連接裝置。
52.依據(jù)權(quán)利要求49至51中任意一項的帽，其中，提供絕緣層以在使用中使導(dǎo)電層絕緣于檢測對象。
53.依據(jù)權(quán)利要求49至52中任意一項的帽，其中，所述參照電極的數(shù)目基本上與所述測量信號電極的數(shù)目相同。
54.依據(jù)權(quán)利要求49至53中任意一項的帽，其中每個測量信號電極或信號電極組具有一個與之在物理上密切相近的各自相應(yīng)的參照電極。
55.依據(jù)權(quán)利要求49至54中任意一項的帽，其中所述帽進(jìn)一步支持一個或多個被設(shè)置成用于在使用中接觸檢測對象皮膚的接地電極，該帽進(jìn)一步包括第三連接裝置，以獨立地電連接于每個所述接地電極。
56.依據(jù)權(quán)利要求49至55中任意一項的帽，其中，該帽支持一個單接地電極。
57.依據(jù)權(quán)利要求49至56中任意一項的帽，其中，該帽支持一個補償信號電極。
58.當(dāng)從屬于權(quán)利要求56時，依據(jù)權(quán)利要求57的帽，其中，各個參照電極和其自身的獨立電連接線被提供給接地電極和補償信號電極。
59.依據(jù)權(quán)利要求49至58中任意一項的帽，其中，所述導(dǎo)電層包括一個連續(xù)性的層狀部件，該部件包含一個或多個所述參照電極。
60.依據(jù)權(quán)利要求49至58中任意一項的帽，其中，所述導(dǎo)電層包括一個分立的部件陣列，該部件分別包括一個或多個所述參照電極。
61.依據(jù)權(quán)利要求49至60中任意一項的帽，其中，所述帽為柔韌的帽。
62.依據(jù)權(quán)利要求49至60中任意一項的帽，其中所述帽為硬質(zhì)帽，導(dǎo)電層為柔韌的。
全文摘要
用于減少所期望信號中干擾的電子裝置，該裝置包括(a)多個測量信號線路，每一個都連接到各自的測量信號電極；和(b)一個或多個參照信號線路，每一個都連接到各自的一個或多個參照電極；每一個所述測量信號線路或相應(yīng)的一組所述測量信號線路通過與各自的所述參照信號線路中的一個在物理上密切相近其長度的一個實質(zhì)部分而相關(guān)，使得每個測量信號線路或信號線路組與其對應(yīng)的參照信號線路形成一個測量信號線路或測量信號線路組/參照信號線路對，所述電子裝置進(jìn)一步包括扣除裝置，用于從相關(guān)測量信號線路上的干擾信號，或從該測量信號線路或測量信號線路組/參照信號線路對中的測量信號線路組中的每個測量信號線路扣除每個參照信號線路上的干擾信號；其中，至少一個測量信號電極被設(shè)置成直接電連接于檢測對象，并且至少一個參照信號電極被設(shè)置成在物理上密切相近但不直接電接觸于檢測對象。
文檔編號H03F1/34GK101076281SQ200580018967
公開日2007年11月21日 申請日期2005年6月7日 優(yōu)先權(quán)日2004年6月10日
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