CN101076281A - 减少干扰的装置和方法 - Google Patents

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Abstract

用于减少所期望信号中干扰的电子装置，该装置包括：(a)多个测量信号线路，每一个都连接到各自的测量信号电极；和(b)一个或多个参照信号线路，每一个都连接到各自的一个或多个参照电极；每一个所述测量信号线路或相应的一组所述测量信号线路通过与各自的所述参照信号线路中的一个在物理上密切相近其长度的一个实质部分而相关，使得每个测量信号线路或信号线路组与其对应的参照信号线路形成一个测量信号线路或测量信号线路组/参照信号线路对，所述电子装置进一步包括扣除装置，用于从相关测量信号线路上的干扰信号，或从该测量信号线路或测量信号线路组/参照信号线路对中的测量信号线路组中的每个测量信号线路扣除每个参照信号线路上的干扰信号；其中，至少一个测量信号电极被设置成直接电连接于检测对象，并且至少一个参照信号电极被设置成在物理上密切相近但不直接电接触于检测对象。

Description

减少干扰的装置和方法
技术领域
本发明涉及一种用于减少信号中的干扰的电子方法和装置，其中，该干扰对于欲从信号中提取的数据成分而言具有大的量级。尽管并非是专用的，其特别适合于减少在生物电势信号采集中由电磁场产生的噪声。在诸如半导体物理的其它应用中也可以使用它，例如，在由于磁场的巨大变化而使得大量噪声分量存在的情况下，可以获得电信号。
背景技术
功能磁共振成像(fMRI)广泛地用于医学和非医学成像中，以获得穿过大脑“切片”的空间图像。在医学领域中，采用核磁共振成像(MRI)识别损伤诸如受限血流或肿瘤的部位。在医学领域之外，例如，在认知神经科学中，fMRI已经成为考察大脑对不同外界刺激响应的有用工具。
通常用脑电图(EEG)来研究大脑的活动。例如，可以用脑电图来研究疾病状态下诸如癫痫症或某些精神异常时的异常大脑活动。
如果fMRI和EEG可以一起使用的话，那么它们能够有利地将有关大脑功能的空间和时间信息相结合，这对医学和非医学用途将大有益处。然而，从头皮电极获得的EEG信号在500Ω到50KΩ的电阻下一般在10μV到100μV之间。由磁共振成像机产生的大磁场和射频(rf)场通过信号线上的感应噪声来干扰该信号。特别是变换MRI磁场梯度在EEG信号中引起外来的脉冲。然而，在该***中，至少有两个其它的干扰源出现。第一个是来自交流电力***(50Hz或60Hz)的电力线(主线)干扰。第二个是序列心电图(BCG)噪声，例如，由检测对象的脉动血流与MRI扫描仪的大静态磁场的相互作用而引起的噪声。
常规的用于排除EEG中干扰的已知方法包括使用参照电极和微分放大器、电绝缘EEG放大器、屏蔽电极导线，使用普通模式的电压驱动导线屏蔽并且在电学上过滤EEG信号。在fMRI中，已经将其它对策用于EEG，例如使用碳导线和感应器。
例如，美国专利US-A5445162提出了一种***，其使用的电极和电路被设计成最小化噪声拾起并且交替获得fMRI和EEG数据。它提出将EEG记录设备设置到MRI房间外以使干扰最小化。
美国专利US-A-5 513 649提出了一种用于从EEG记录中除去杂质的***。它提出使用合适的过滤器评估测得的EEG数据中的杂质，然后将它们从初始的信号中扣除，以获得校正的EEG数据。
WO-A-03/073929讨论了与同时进行fMRI和EEG测量相关的潜在问题，即通过射频和磁场(如上所述)在EEG信号中感应的噪声并且通过将EEG电极中的铁磁材料引入到fMRI机器的孔中而中断fMRI的测量。该参考文献对减少这些问题的可能性作了评述。一是在EEG电极中配制铁磁材料以及使用诸如碳纤维的方案。另一个是重新安排EEG导线使得射频场的干扰最小化。
上述WO-A-03/073929也认识到在脉冲射频场中采用EEG设备的内在安全问题，例如由于感应电流而引起的。这些问题的解决办法包括增加EEG检测电路的阻抗，借助于电阻或使用不同的电极***或不同的电极材料，或借助于在电极和电路之间的线路内引入一光纤连接。该参考文献提出了避免这种危害的一较好方法就是在电极构件之间引入一放大器。
WO-A-02/13689描述了一种减少EEG、ECG和EMG中干扰的方法，特别是当与MRI结合时，从而将多对电极连接到微分放大器上。通过使时间信号和测量信号同步来获得干扰信号，该时间信号使信号数值化。然后在数值上实现对干扰的扣除。
尽管有这么多的方案，但是仍然需要这样一种***，其通过在处理电路的早期阶段除去EEG信号中的一些主要干扰源而不是通过后处理来除去，由此使真正同步获得EEG和fMRI信号成为可能。
从原则上讲，取代EEG或除了EEG之外，许多电生理测量***中的任何一种都可以与fMRI组合。这些例子是心电图(ECG)、肌电图(EMG)、眼电图(EOG)、视网膜电图(ERG)和皮肤电反应测量(GSR)。当与MRI组合使用时，例如fMRI，随着任何诸如此类的电生理测量，会产生同样的问题。因此，当结合fMRI同时进行任何电生理测量时，需要充分地排除干扰。为方便起见，对于一般性术语“电生理测量”，以下将使用缩写EPM。本发明对于这些或其它EPM***中的任何一个都是有用的。其在采用大的磁场例如经颅磁力刺激(TMS)的干预的EPM的其它组合中也是有用的。
发明内容
本发明的第一方面提供了一种用于减少所期望信号中的干扰的电子装置，该装置包括：
(a)多个测量信号线路，每一个都连接到各自的测量信号电极；和
(b)一个或多个参照信号线路，每一个都连接到各自的一个或多个参照电极；
每一个所述测量信号线路或相关的一组所述测量信号线路通过与各自的所述参照信号线路中的一个在它们长度的相当部分上在物理上密切相近而相关，使得每个测量信号线路或信号线路组与其对应的参照信号线路形成一个测量信号线路或测量信号线路组/参照信号线路对，所述电子装置进一步包括扣除装置，用于从相关测量信号线路上的干扰信号中或从该测量信号线路或测量信号线路组/参照信号线路对中的测量信号线路组中的每个测量信号线路扣除每个参照信号线路上的干扰信号；
其中，至少一个测量信号电极被设置成直接电连接于检测对象，并且至少一个参照信号电极被设置成在物理上密切相近但不直接电接触于检测对象。
本发明的第二方面提供一种用于减少所期望信号中的干扰的方法，该方法包括：
(a)提供多个测量信号线路，每一个都承载一种所期望信号和一种干扰信号；
(b)提供一个或多个参照信号线路，每一个都承载至少一种干扰信号，每个测量信号线路或相关的一组测量信号线路通过与一个各自的参照信号线路在它们长度的相当部分上在物理上密切相近而相关，以提供各自的测量信号线路或测量信号线路组/参照信号线路对；并且
(c)执行从相关测量信号线路上的干扰信号或从它的测量信号线路或测量信号线路组/参照信号线路对的测量信号线路组中的每个测量信号线路中扣除每个各自参照信号线路上的干扰信号的扣除步骤；
其中，至少一个测量信号电极被设置成直接电连接于检测对象，并且至少一个参照信号电极被设置成在物理上密切相近但不直接电接触于检测对象。
如同这里使用的，并且除非明确表明与此相反，未做限定的名词“信号线路”是指取得初步测量信号的测量信号线路，与参照(信号)线路或接地线路相对应。
每个测量信号线路可与其自身的参照信号线路相关联，或者测量信号线路可分组在一个或多个组，每个组包含多个测量信号线路，每个测量信号线路具有其自身的至少一个相关的参照信号线路。这些设置的组合也是可行的。
如同这里使用的，“直接电接触”优选指一种10KΩ或更少的接触电阻，优选1KΩ或更少，并且“不直接电接触”为相应解释。在一些优选的实施例中，如这里使用的，“直接电接触”优选指一种1KΩ或更少的接触电阻，优选100欧姆或更少，并且“不直接电接触”为相应解释。
如同这里使用的，术语“组”优选表示两个或多个。
如同下文将要更详细说明的，所述的参照信号电极优选设置成在参照网格内的参考节点，该网格基本上绝缘于检测对象。
优选提供补偿信号线路，并且最优选也提供相关的参照线路。通常，产生于单独补偿线路电极的补偿信号线路上的补偿信号被用于减少该测量信号或每个测量信号内的干扰。优选地，补偿信号线路上的信号在一个补偿信号处理单元中被处理，以产生多个补偿信号分量。该补偿信号分量被分别用于减少各个干扰降低模块内的干扰，该干扰降低模块优选在扣除全部或部分所述相应的参照信号后处理各自的测量信号。
补偿信号优选产生自连接到检测对象中部(相对不易感应的)的单独补偿信号电极。
由此，在一类实施例中，该测量信号或每个测量信号经由连接到其自身测量信号电极的各自测量信号线路产生，并且对于每个这样的测量信号线路，有一个参照信号线路在它们共同长度的相当部分随其密切接近(或者一组或多组测量信号线路可以同样的密切接近方式共有一个单参照信号线路)。每个这样的参照信号线路连接到各自的参照信号电极或使用中的联接点，该联接点位于接近于其相应测量信号电极的位置。优选地，也可以提供具有相应参照信号线路的补偿信号线路(当使用时)，该补偿信号线路连接到一个参照信号电极或位于接近补偿信号电极的联接点。优选地，在共有参照信号线路的情况下，从该相应的测量信号中至少部分扣除每个参照信号(或者补偿信号，视情况而定)，例如利用各自的基本信号单元(或补偿信号单元)。优选地，补偿信号线路具有沿其共有长度的相当部分密切物理接近的自身参照线路。
对于至少一些测量信号线路和/或补偿信号线路，可以提供一个以上的附加参照线路连接到相同的参照电极或其自身的各个参照电极。如上所述，一组或多组测量信号线路共有一个或多个相关参照信号线路也是可行的。
也优选地，相应的接地连接线/接地线提供给每个信号、补偿和参照连接线或电极和线，或者每个信号线路/参照线路对和补偿线路/参照线路对共有一个相应的单共有接地线。也可以为补偿信号线路和任何附随的参照线路提供一个接地线。在一个特别优选的实施例中，基本上所有这些接地线都连接到一个共有单接地电极。
该干扰减少可选择性地采用自适应噪声消除，优选实时地，其中要消除的干扰量可动态确定并随时间而变化。
优选地，每个基本信号处理单元中的干扰减少模块串联排列。优选地，在每个基本信号处理单元中，提供分离的干扰减少模块以减少磁性开关干扰、主电源干扰、眨眼人工赝像干扰(eye blink artifact interference)和心冲击图干扰中的至少两个。
在采用本发明实施例的EEG检测中，施加于人或动物皮肤(例如，头皮)的任何电极可以是干的或“湿的”(即采用导电胶或膏)。
任何独立的电路元件或方法步骤都可以通过模拟或数字装置来实现。
如下所展示的，本发明也可以由本发明的以下其它方面进行限定。这些中的每一个都还可以选择性地采用本发明的任何其它上述方面的任何必要的、优选的或任选的特征(方法或装置视情况而定)，和/或在本说明书其它地方描述、限定或要求的本发明的任何其它方面的任何其它必要的、优选的或任选的特征，包括关于任何测量、应用类型和/或特定电极设置或电极支持装置的使用。
依据本发明的第三方面，提供一种用于减少所期望信号的干扰的方法，该方法包括：
(a)提供承载一所期望信号和一干扰信号的一个信号线路；
(b)提供承载至少一种干扰信号的一个参照线路，所述信号线路和参照线路通过在它们的相当部分长度上密切物理接近而相关；以及
(c)从信号线路上的干扰信号中扣除参照线路上的干扰信号的扣除步骤。
优选地，该方法进一步包括：
(a)产生补偿信号；和
(b)从所述补偿信号产生多个补偿信号分量；
其中，该扣除步骤包括从所述测量信号中单独扣除至少部分每个所述的补偿信号分量。
依据本发明的第四方面，提供一种用于减少所期望信号中的干扰的电子装置，该装置包括：
(a)一个连接到信号电极的信号线路；和
(b)一个连接到参照电极的参照线路；
所述信号线路和所述参照线路通过在它们长度的相当部分上在物理上密切相近而相关，所述电子装置进一步包括扣除装置，用于从信号线路上的干扰信号扣除参照线路上的干扰信号，由此增强信号线路上的所期望信号。
依据本发明的第五方面，提供一种用于减少获自EPM的信号中的干扰的电子装置，该装置包括：
(a)一个连接到信号电极的信号线路；
(b)一个连接到参照电极的参照线路；和
(c)至少一个用于所述信号线路和参照线路的接地线路，所述接地线路连接到至少一个接地电极或分别连接到各自的接地电极；
所述电子装置进一步包括扣除装置，用于从信号线路上的信号中扣除参照线路上的干扰信号。
依据本发明的第六方面，提供一种用于减少所期望信号中的干扰的电子装置，该装置包括：
(a)多个信号线路，每一个都连接到各自的信号电极；和
(b)一个或多个连接到一个或多个参照电极的参照线路；以及
(c)一个或多个连接到一个或多个接地电极的接地线路；
所述的电子装置进一步包括扣除装置，用于从信号线路上的干扰信号中扣除该参照线路或每个参照线路上的干扰信号和/或从信号线路上的干扰信号扣除该接地线路或每个接地线路上的干扰信号。
依据本发明的第七方面，提供一种用于减少产生自EPM的信号中的干扰的方法，该方法包括：
(a)提供承载所期望信号和第一干扰信号的信号线路，所述信号线路连接到信号电极；
(b)提供承载至少一个第二干扰信号的参照线路，所述参照线路连接到参照电极；
(c)提供一个用于所述信号线路和参照线路的接地线路，所述接地线路连接到至少一个接地电极或分别连接到各自的接地电极；以及
(d)从信号线路上的第一干扰信号中扣除参照线路上的第二干扰信号的扣除步骤。
依据本发明的第八方面，提供一种用于减少所期望信号中的干扰的方法，该方法包括：
(a)提供多个信号线路，每一个都承载一个所期望信号和一个第一干扰信号；
(b)提供一个或多个承载至少一个第二干扰信号的参照线路；
(c)提供一个或多个接地线路；以及
(d)执行从所述第一干扰信号中扣除第二干扰信号的扣除步骤。
可以提供至少一个补偿信号线路，用于连接到补偿信号电极。补偿信号电极优选位于检测对象上的一个“中间”位置(例如在EEG的情况下，在耳朵上或其附近)。经由补偿信号线路传送的至少一个作为结果的补偿信号可用于至少部分减少该(测量)信号线路上的干扰，例如通过扣除法。补偿信号线路优选与其自身的参照线路相关，该参照线路优选沿它们共有长度的相当部分在物理上密切相近且连接到与补偿信号电极相关的参照电极(节点)。
依据本发明的第九方面，提供一种用于减少所期望信号中的干扰的电子装置，该装置包括：
(a)多个测量信号线路，每个连接到各自的测量信号电极；和
(b)一个或多个参照信号线路，每个连接到各自的一个或多个参照电极；
每个所述测量信号线路通过在它们长度的相当部分上与各自的一个或多个所述参照信号线路在物理上密切相近而相关，使得每个测量信号线路和其相应的参照信号线路形成一个测量信号线路/参照信号线路对，所述电子装置进一步包括扣除装置，用于从该测量信号线路/参照信号线路对中的相关测量信号线路上的干扰信号中扣除每个参照信号线路或多个线路上的干扰信号；
其中，至少一个测量信号电极被设置成直接电连接于检测对象，并且至少一个参照信号电极被设置成在物理上密切相近但不直接电接触于检测对象。
该实施例可以在电生理测量***例如心冲击图(BCG)中有特殊用途，心冲击图(BCG)可以与MRI例如fMRI结合。
依据本发明的第十方面，提供了一个用于支持一个或多个电极的帽，其用在减少所期望信号中的干扰的电子装置中，该帽包括：
(a)一个导电层；和
(b)至少一个定位成用于接触检测对象的测量信号电极；至少一个测量信号电极或与参照电极相关的多个电极中的至少一个与导电层电接触但设置成在使用中不与检测对象直接电接触。
优选地，该导电层包含一个导电网格。
在一个优选实施例中，该帽包括一个电极支持结构装置以实现EPM，该帽进一步包括：
被设置成用来接触检测对象皮肤的测量信号电极阵列，被设置成用来独立地电连接于每个所述测量信号电极的第一连接装置，和
被设置成用来独立地电连接于该所述参照电极或每个所述参照电极的第二连接装置。
优选地，提供绝缘层以在使用中使导电层绝缘于检测对象。
优选地，所述参照电极的数目基本上与所述测量信号电极的数目相同。
在一个优选实施例中，每个测量信号电极或信号电极组具有一个与之在物理上密切相近的各自相应的参照电极。
优选地，所述帽进一步支持一个或多个被设置成用来在使用中接触检测对象皮肤的接地电极，该帽进一步包括第三连接装置，以独立地电连接于每个所述接地电极。
在一个优选实施例中，该帽支持一个单接地电极，并且优选地，该帽支持一个补偿信号电极。
各个参照电极和其自身的独立电连接线优选提供给接地电极和补偿信号电极。
导电层优选包括一个连续的层状部件，该部件包含一个或多个所述参照电极。
在一个优选实施例中，所述导电层包括一个分立部件阵列，该部件分别包括一个或多个所述参照电极。
在一个优选实施例中，该帽为柔韧的帽。
在一个选择性实施例中，该帽为硬质帽，导电层为柔韧的。
依据本发明的所有方面，“参照回路”被用于扣除至少一些由外磁场引起进入环路的干扰信号。在下文描述的优选实施例中，该环路由活体和电子扩充线路之间的连接线形成。在描述的实施例中，描述了参照回路的简化方案以用于多通道EPM记录中，例如EEG记录，以减少由功能磁共振成像仪(fMRI)中产生的磁场引起的噪声电压。另外，描述了一个完整电路装置的实施例，以在MRI或fMRI环境中获得同步EPM，而对EPM和fMRI具有最低限度的干扰。如果也不和fMRI或类似仪器一起使用，EPM信号诸如EEG还会具有大量干扰分量，例如由附近的马达产生的。本发明在这样的应用中也是有用的，即减少或消除屏蔽噪声源和/或数据采集电路的需要。
为了实现EPM数据采集与fMRI同步，EPM数据采集电路必须滤去由外部(相对于身体)电和磁场引起的干扰。干扰的主要来源是来自交流电源的低频电场和磁场(通常50或60Hz)、来自基频范围低至大约500Hz的fMRI的转换磁场、和来自范围在60至130MHz的fMRI的射频(rf)电磁场。干扰的另一个来源是由于磁场内血液循环的脉冲发生造成的心冲击图噪声。另外，每当出现电极或导线的移动时，MRI扫描仪的大静电磁场引起干扰电压会被EPM信号线路感应。依据本发明的第一和第二方面，这些中的至少两个会作为独立干扰分量被减少。
单信号线路可以连接到各自的独立信号电极。参照线路可以连接到单信号电极或各自的独立参照电极或包括多个参照电极的任何其它设置。
每个信号线路(或信号线路组)因此可以与相应的参照线路中的一个相关，以在它们长度的相当部分上紧密靠近，使得每个各自信号线路和相关的参照线路构成各自的信号线路(或信号线路组)/参照线路对。然后设置扣除装置，以从该对中的其相关信号线路(或各组的每个信号线路)上的干扰信号扣除每个参照线路上的干扰信号。
在本发明的优选实施例中，至少一个参照线路连接到物理临近的导电元件，但不直接电接触人或动物身体部分(例如在EEG检测中的头皮)。该导电元件可以例如为导电网格的形式。
当仅仅优选本发明的其它方面时，对一些提供一个或多个接地线是必不可少的。任何信号线路/参照线路对可以共有一个共同的接地线，优选和两者在物理上密切相近，或者每个信号线路和参照线路配置其自身的接地线，优选和其在物理上密切相近。这种设置的组合也是可行的(对于一些信号/参照线路对有一个或多个共有接地线，并且对于任何一个或多个其它的则有一个或多个专用的接地线)。所有接地线可以连接到一个共同接地电极或专用的对应接地电极，或包含多个接地电极的任何其它设置。优选地，该接地电极或每个接地电极直接(低电阻)接触检测对象(例如，在EEG的情况下，为头部皮肤或头皮)，如下文进一步描述的。在特别优选的一类实施例中，多个测量信号线路中的每一个都连接到各自的测量信号电极。每个测量信号线路(或测量信号线路组)具有其自身的连接到各自参照信号电极(节点)的相关参照信号线路。一个单独的接地电极连接到接地线，并且一个单独的补偿信号电极连接到补偿信号线路。补偿信号线路和接地线路中的每一个都具有各自的连接到专用附加的对应参照电极的相关参照线路。
在单个线路或多个线路(测量信号、补偿信号、参照信号或接地线)连接到它或它们自身的专用电极(分别为信号、参照或接地)之处，该电极可以包含两个或多个电极体，同时该参照线路或多个参照线路与之并联。名词“电极”和“节点”(见下文)应解释为包含这些可能性，除非明确说明相反意思的地方或上下文不允许的地方。
视情况而定，该或者每个测量信号线路、补偿信号线路和/或接地线路可以在它长度的相当部分上在物理上密切相近，同时各自的参照线路、各自的接地线路，或两者，优选随其绞合在一起。
优选地，信号和任何接地电极与检测对象(当EPM是EEG时，通常为头部或头/颈区，例如，主要是头皮)直接电连接。这优选指小于1KΩ的单电极接触电阻。但是，参照电极优选不直接电接触检测对象但是是与检测对象在物理上密切相近的电极，优选每个都分别靠近其相关的信号电极。
优选地，并且尤其是当EPM为EEG时，参照电极以网格排列。然后信号和参照电极可以设置在头或头皮上，但是一个信号/参照电极对可以附加在采集的生理学电信号低的位置，如耳朵下面。但是，至少一个参照电极电绝缘于检测对象。因此，应当明白，名词“电极”包括不直接接触检测对象的变化。
构件的一种优选形式包括一种柔韧的导电弹性参照网格材料，作为帽以将电极保持在适当的位置。参照网格材料可被覆一绝缘层，以使该网格电绝缘于身体和电极。所有组件优选由选择成可以抗化学消毒剂和去污剂的材料制成。
在一个优选实施例中，该装置进一步包括一个用于实现EPM的电极支架结构设备，该设备包括一个在其上支持的电极支架，被设置成用来接触检测对象皮肤的测量信号电极阵列，被设置成用来独立地电连接于每个所述测量信号电极的第一连接装置，该设备进一步包括一个具有一个或多个参照节点的导电网格以及用于独立地电连接于这个或每个所述参照节点的第二连接装置。该支架结构可以和依据本发明的任何其它方面的任何电路、方法或仪器一起使用。
如同这里使用的，与参照网格的任何电接触点通常被称为“电极”。但是，术语“节点”也被用于指这种与参照网格的接触点，并且由于这种原因可以视为电极的同义词，不管网格的任何部分是否与检测对象例如与检测对象的皮肤直接电接触。
一种合适的构件形式是硬质或柔韧帽形式，优选具有两层绝缘弹性帽材料，并在之间夹层导电参照网格结构(优选柔韧的)，并且电极固定于帽。用于支持EEG电极的帽结构已知于WO-A-00/27279和US-A-6 708 051。
在任何合适帽结构上的每个电极位点，例如可具有四条电线-两条用于信号回路，两条用于参照回路-作为两条双绞线相互围绕绞合到达。一条电线连接到身体电极；一条电线连接到紧靠电极的参照网格；一条电线前行经过帽到达身体接地电极；并且一条电线前行经过帽到达参照网格接地线。多通道的设置将包括多个这样的位点。
参照网格材料可以由填充纤维、泡沫或纱的碳(碳导线)制成。其它传导性材料可以用于填充除了碳或代替碳，例如被覆银的多聚物基质，如尼龙。
为了避免疑惑，依据本发明的任一方面，参照扣除是指通过从相应的参照线得出干扰信号并用其减弱信号线上的干扰信号的信号线上干扰的任何减小。算术的扣除以及其它的运算扣除也包含在该术语之中。该限定包括基本上完全消除干扰信号，并且也涵盖至少部分减弱来自信号线的干扰信号。
这里，参照任何两个或多个在它们长度的相当部分上密切临近相关的线路是指各个线路至少50％在物理上密切相近，更优选至少60％，还更优选至少70％，还更优选至少80％并且最优选至少90％它们的长度(当一个或多个线路长于任何其它相关线路时，则这些百分比为最长的)。
任何密切接近的线都可利用任何合适的方式如此设置，例如同轴地(诸如参照线围绕信号线轴，反之亦然)或通过作为双股线成对(或多线簇)混在一起，或通过任何其它方式，但最优选地，通过绞合在一起。
该扣除装置优选包括一个具有反相和正相输入端的微分放大器，其反相和正相输入端分别连接到信号线和参照线。
每一信号线/参照线对可以例如通过适于连接到接地线的金属壳隔离。
该扣除装置还可包括一个或多个与各个信号线/参照线对相关的共模扼流圈，每个共模扼流圈的线圈连接到信号线和参照线中对应的一个。该扣除装置还可包括低通滤波器装置，尤其是一个七级低通滤波器，它的一个实施例包括一个0.05°等波纹型(Equiripple-type)滤波器。
本发明任一方面的装置和方法都可在核磁共振成像室独立开展，尽管可以在室外进行记录。本发明任一方面的装置都可基本上完全用电线连接，即不需要任何光学或无线连接，尽管后者也是可行的。
本发明的一个或多个优选实施例被设置成用于基本上同步数据采集和读取，由此在数据采集和数据利用之间提供了最小限度的延迟，其可能例如由于后处理而产生。
本发明的一个或多个优选实施例的电路和减少干扰的方法可以和任何易受干扰的测量信号一起被采用，但尤其是用于任何单独或与MRI、fMRI或TMS结合的EPM。其还可以用于减少对脑磁波扫描术(MEG)获取的信号的干扰。MEG是一种类似于EEG的技术，其不在头部表面使用电极，而是使用一传感器阵列测量颅外由神经元活动而产生的磁场变化。
如同下文进一步说明的，除了EEG之外，本发明在医学或准医学检测中也是有用的。
现在将通过下文对优选实施例的描述并参考附图更详细地说明本发明，其中：
附图说明
图1为EEG和fMRI装置的示意图，其中可以采用依据本发明实施例的干扰减少装置；
图2显示了图1装置中采用的fMRI脉冲序列；
图3显示了一个实施例的电子干扰减少装置的电路图；
图4显示了另一实施例的电子干扰减少装置的示意框图；
图5显示了图4***的电路图；
图6显示了一等效电路，用于图3到5电路中使用的单通道的参考回路，其中使用了参照电极和连接到身体的接地电阻；
图7显示了用于另一个干扰源的等效电路；
图8显示了用于设置在身体上具有参考回路网络或网格的多信号电极S1到Sn部分的等效电路；
图9显示了图8中总体描述的方案使用的合适的放大、扣除和过滤电路；
图10显示了本发明一特别优选实施例的前端电路形成部分，其采用了参照电极和接地电极；
图11显示了用于包含图10中所示电路的实施例中连接到人头部的EEG电极的侧视图；
图12显示了用于包含图10中所示电路的实施例中参考网格连接侧视图；
图13显示了相对于屏蔽的扫描器房间设置用于图10-12实施例的扫描头和电路；
图14和15示出了屏蔽的放大器罩内的中间电路；其接收来自图10中示出的前端电路的信号；
图16示出了图14和图15的电路在屏蔽的放大器罩内的位置，相对于屏蔽的扫描仪室和外部控制室；
图17示出了依据本发明一供选实施例的的噪声减低电路的前端电路图；
图18示出了图17中示出的前端下游的滤波器的电路；
图19示出了本发明一个实施例的前端电路图，采用了参照回路接地线的电绝缘；
图20示出了依据并用于本发明的电极帽的透视图；并且
图21示出了通过图20中示出的电极帽的一个电极区的横断面图。
具体实施方式
图1显示了一个基本的fMRI和EEG***，其中可以采用本发明的一个或多个实施例的装置和方法。
如图1所示，将检测对象1安排成使检测对象的头部3位于承载磁场绕组和射频线圈的fMRI线圈单元7的内部。通过多个将线圈单元7连接到操作电路11的接线9等来激励这些线圈和绕组。将操作电路单元连接到存储和显示单元13，由此对MRI扫描图进行任意地存储、显示和打印。
将用来获得EEG信号的多个电极15、17、19等连接到检测对象1的头皮上。下文将做更详细说明，其中一个电极19是“参照电极”。通过接线21、23等将来自电极15、17、19等的信号传送到EEG控制单元25，该EEG控制单元与MRI室外安放的记录仪27相连。
可以考虑将组合fMRI/EEG的方案应用于下文描述的EEG处理电路的任何特定实施例中。
在一加工过的实施例中，在下文更加详细描述的用来获取数据的MRI***是Siemens AllegraTM (3.0T)-MR6。
Siemens AllegraTM 3T是一仅研究头部的磁体。其具有必要的硬件和软件以完成基本的和临床的扫描。梯度硬件包括一内径为36厘米的非对称梯度线圈，其能够以60mT/m成像，在70％的工作周期回转率超过600T/m/s，以容许以14幅图/秒的持续速率单独拍摄回波二维图像(EPI)。该***具有一个15kW的射频放大器，并且用于该***的8个射频前置放大通道支持WimdowsTM NT平台的SyngoTM软件。
EPI模式通常采用每秒1到13梯度开关脉冲(图像)。梯度强度：20-35mT/m，最大40mT/m；回转率：400mT/m/msec。脉冲宽度：0.32-0.64msec，在正和负梯度间振动。射频脉冲频率：126MHz，被调制成用于切片位置的频率。
用于fMRI的常规序列是多切片回波平面成像。对此，最大梯度以双极方波的方式施加，经常变化以便在形状上更成梯形或正弦波形(以光滑边界)。对于一个图像，通常以2-0.5KHz的基频将其施加20-100毫秒。另外两个梯度之一通常作为一系列较小脉冲(一般持续时间为100μs)在大转换梯度的零交叉处来施加，而第三(切片选择)个梯度一般作为双极方波脉冲正好在序列开始时施加，一般持续3-5毫秒。射频通常和切片选择梯度恰好同时施加。
图2显示了图1方案中使用的基本EPI序列。Gz表示切片选择，Gx是大梯度而Gy是较小的脉冲梯度。图2中也显示了射频脉冲。在下文进一步描述的测试中，Gx持续30ms。取决于使用的MRI机器，切片梯度时间可以变化2倍(a factor of2)，而转换的梯度在频率和强度上可以低2倍。
图3-5显示了前置放大器网络的实施例，以减少对fMRI和EEG并行测量的干扰。在图8-21中示出的本发明的优选实施例中，其中一个或多个参照电极并不与检测对象直接电性连接，目的在于改进减少对于诸如图3-5中所示执行电路的干扰信号。
附图3示出了一单通道EEG数据采集电路。它包括一参考回路和其它装置，用于排除由fMRI产生的干扰。如该图中所示，附在受试者31头部是单电极33、参照电极35和电路接地电极37，以进行生物电位信号的采集。为了使EEG信号中的射频噪声减到最小，电极不是金属的，而是优选含碳材料。为了使对fMRI的干扰减少到最小，应当避免使用金属、胶水、环氧树脂等。
导线39和41分别从信号电极33和参照电极35引出，并且实际上设置的尽可能的接近。由于电极导线39、41由碳纤维制成，因此通过使用机械性地设置在头皮或耳垂上一定位置的线可以简单地实施线电极，并且用电极胶电连接到身体31。参照电极35优选设置在耳垂上，而来自参照电极35的线41设置成从参照电极35延伸到与头皮上设置的信号电极33位置最近的位置。然后，连接到信号电极33的线39与线41拧在一起，该长度约2-5米的双绞线连接到滤波和放大电路上，如下文进一步描述的。
在包含多个信号电极的多通道的应用中，每一个电极导线39与来自参照电极35的隔开的线41配对，并且所有的屏蔽双绞线与参考地线捆在一起形成电极组。
如图3中所示，将屏蔽的双绞线39、41在其各自远离信号电极33和参照电极35的末端分别连接到共模扼流圈47的绕组43、45的相应输入端。将共模扼流圈47的输出终端49、51经两电容器C1和C2分别连接至电路接地。共模扼流圈47与两电容器C1和C2相结合极大地减少了共模(对两线电压相同)射频。
共模扼流圈47的第一输出终端49也与第一电感L1的输入终端连接，并且共模扼流圈47的第二输出终端51与第二电感L2的输入终端相连。第一和第二电感L1、L2的输出终端与第三电容器C3桥接。因此，来自共模扼流圈47输出端的残留微分模式射频由此分别通过在一端连接到扼流圈输出端49、51和在另一端通过第三电容器C3桥接连接的电感L1和L2转换成共模。电感L1和L2优选具有大约1μH的感应系数，但是在一相应的射频频率，可以将具有几百欧姆电阻的铁氧体磁珠设置在与电感L1和L2相连的导线上。这些应当安放在足够远离扫描头的静态磁场以避免饱和。电容器C1、C2和C3必须小(大约1nF)以使来自电极33的低频信号保持高阻抗。第一电感L1的输出终端电连接到第一运算放大器U1的正相输入端。第四电容器C4连接到第一运算放大器U1的正相和反相输入端之间。第一运算放大器U1的反相输入端也与第一电阻R1的第一终端连接。第一电阻R1的另一终端连接到电路的接地端。第二电阻R2连接到第一电阻R1的第一终端和第一运算放大器U1的输出端之间。
第四电容器C4优选可以具有大约100pF的电容器，而电阻R1和R2可以分别具有约100kΩ和10Ω的电阻。
同样，第二电感L2的输出终端连接到第二运算放大器U2的正相输入端。第五电容器C5连接到第二运算放大器U2的正相和反相输入端之间，并且第二运算放大器U2的反相输入端也与第三电阻R3的第一终端连接。第三电阻R3的另一终端连接到电路的接地端。第四电阻R4连接到第三电阻R3的第一终端和第二运算放大器U2的输出端之间。第三电阻R3优选的是一约1M欧姆的可变电阻。第四电阻R4是一约10欧姆的电阻。
第一运算放大器U1的输出端也与第五电阻R5相连，而第二运算放大器U2的输出端也与第六电阻R6的第一终端相连。电阻R5和R6的第二终端分别连接到第三微分放大器U3的正相和反向输入端。第六电容器C6桥接在第三微分放大器U3的反相和正相输入端以及第三电容器C3的输入端。第三微分放大器U3的输出信号Vo是减少干扰的信号。
沿以下路径从参照电极35经与之连接的线41进入放大器U2的正相输入端，然后到电路的地线，通过接地电极37返回形成“参考环路”电路。沿以下信号路径从信号电极33通过导线39进入另一个放大器U1的正相输入端并且通过电路接地端和接地电极37返回身体31形成一个类似回路。
第一和第二低噪运算放大器U1和U2具有高的输入电阻，增益大约为1，并且分别在其正相输入端接收来自电感L1和L2的信号。放大器U1和U2作为阻抗变换器对电极呈现高阻抗而且以低阻抗驱动第三放大器U3的相应反相和正相输入端。通过电阻R1-R4来设定放大器U1和U2的增益，电阻R3为可变的以最接近匹配U1和U2的增益。电容器C4连接在放大器U1的反相和正相输入端之间，电容器C5连接在放大器U2的相应反相和正相输入端之间，使由于对在输入端出现的任何残留射频整流而产生的放大器U1和U2的低频响应最小化。放大器U1和U2的输出端分别与串联到第三微分放大器U3相应反相和正相输入端的电阻R5和R6连接。这些与电容器C6结合(并联在U3的输入端)，以将频率在设定值-3dB(滤波截至)以上的差模电压转换成共模电压。放大器U3优选是一高速微分放大器(例如模拟装置TMAD 8129)，能衰减达到射频的共模电压。
因此，在组合中，R5、R6、C6和U3起到一单极低通滤波器的作用，将信号和基线上的差模电压转换成每10倍基线-6dB，高于-3dB截止频率的共模电压。这种将差模电压转换成共模电压的滤波器，以下简称为DM/CM滤波器。U3也执行从低于DM/CM滤波器截频的带宽中的信号电压中扣除参照电压。在低于DM/CM截止频率的信号和基线中的干扰电压之间的任何不匹配导致信号中的残留干扰分量。在截止频率之上，对信号和参照信号进行滤波，但是由于滤波器仅是单极的，因此在滤波器截止频率附近出现在信号和基线上的噪声电压中的任何大的不匹配将导致出现在输出端的残留干扰。
DM/CM滤波器的截止频率设置的尽可能低，以获得对磁感应干扰电压最大的衰减。一般R5和R6可以是365Ω而C6可以是1.0μF，产生大约218Hz的-3dB的截止频率。U3以10倍增益放大从U1和U2接收的残留差模信号，并且该输出端被进一步放大和采用高通和低通滤波器(未示出)进行滤波。常用的滤波器设备包括具有1.0Hz的-3dB频率的单极高通滤波器和具有256Hz的-3dB频率的Butterworth低通滤波器。所有滤波器的组合产生最终的信号带宽，优选可以是1-100Hz。为了进一步减少干扰，带宽可以变窄，取决于感兴趣信号的频率范围。
fMRI的大磁场可以在参照回路和它的模拟回路中感应伏特级的电压。通过最小化回路的区域减少感应电压，但是相对接地电极的位置，电极在头皮上的实际位置产生一个不可避免的回路并且大得足以产生大的感应电压。当从信号电压扣除参照电压时，在近距接近的空间相关的信号和参照回路造成进一步降低感应干扰。可以使用来自用于所有信号通道的参照电极的单线，对于大多数通道，其造成大量的空间错配。对于图3中示出的方案，将优选采用多个信号电极，每一个具有其自身的信号线。然后对于每个信号通道，将采用隔开的参照线，紧接着信号导线(优选绞线)使得回路的空间匹配被最大化。如果不止提供一个后者，所有参照线在参照电极35端接。这意味着在这样的方案中，许多参照线端接在一个单参照电极35或参照电极组。
通过使用来自参照电极35的用于每个信号线(参照回路)的隔开的线、共模扼流圈47并结合增益匹配的缓冲放大器U1和U2、DM/CM滤波器以及高速微分放大器U3形成了图3电路的优点。采用碳导线末端作为电极并且利用第二屏蔽，连接到电路的地线并且包裹双绞线也是有利的。
图3示出电路的基本目地是将干扰电压减少到低水平并且对信号进行放大。这将不得不跨越包括的宽波段频率来完成。缓冲放大器U1和U2的高阻抗、严格的增益匹配、U3的高共模衰减、参照回路的严格匹配以及自电源的电路接地的电绝缘或实际的接地对于衰减动力线干扰是十分有效的。在接地屏蔽中起动第二双绞线屏蔽，当使用长电极导线时，尤其是当将双绞线安放在连接到电路的地线的屏蔽中时，来自信号和基线的共模信号有助于保持高输入阻抗。对于来自fMRI磁场的干扰，严格匹配的参照回路显著地减少了感应电压，并且R5-R6-C6-U3、DM/CM低通滤波器与4极低通滤波器一起消除了大多数剩余的干扰。使用碳导线、连接到电路的地线的屏蔽电缆、射频共模和微分共模滤波器、并联在缓冲放大器U1和U2输入端的射频旁路电容器C1和C2以及高速微分放大器U3也共同作用于减少射频干扰。
图4中描述了另一个电路，其中数字61表示检测对象，具有信号电极63、65等(一般固定到头皮上)、一补偿电极69(一般固定在耳垂上)和接地电极71。电极63-71以及连接线一般是含碳材料(以减少电导率，因此减少电极和导线中的射频电流)，插在靠近电极的线中的10KΩ-15KΩ的碳电阻(未示出)用来限制射频电流、保证可靠性和进行滤波。数字73表示导电结(一般是含碳材料，用于减少射频电流)，用来配置多个参照线R1-Rn，它们也由含碳材料形成，其中的每一个都被安放在非常接近，并且在此尽可能与信号电极线拧在一起。补偿电极69优选固定到检测对象的耳垂。每一个参照线形成一参照环路，该参照环路与由信号(或补偿)电极线形成的环路严格匹配。
每一个信号一参照线对63/R1-Rn等通过射频滤波器75、76等连到相应的一对前置放大器77、79等。在前置放大器77、79等的输入端，可以通过使用共模扼流圈跨接线对，然后再经过电容器到绝缘接地端和每一线路中的串联指示器(一般1μH)或一纯铁片(具有几百欧姆的射频阻抗)之后经过并联在线路上的电容器(一般1nF)来实现附加的射频滤波，如图3中的电路所示。由串联电感(一般为1μH，或铁片)组成并经电容器接地(一般1nF)的射频滤波器87也处于接地。每一个前置放大器的输出端与低通滤波器相连。这些表示为前置放大器对77、79的低通滤波器81、83等。由此，来自信号电极63的每个信号线和每个与其相关的参照线Rn被连接到它自己的射频滤波器，并且该低通滤波器的输出端连接到电路单元(表示为DM/CM滤波器和微分放大器85)。该电路单元以与图3相似的方式实现滤波和扣除功能。
信号和参照线对与接地电极线捆绑在一起，一般约为2到5米，在屏蔽金属(铝)罩内碳导线在该点终止，该罩包含用于每条线(为了简化，在图中仅示出用于电极63的一条)的射频滤波器75等。射频滤波器罩的金属盒被连接到核磁共振成像仪的机架以建立一个低阻抗射频接地。该射频滤波器由串联电感(一般为1μH)组成，串联电感后面是连接到罩内的单独射频接地的一个电容器，其依次通过一个单1nF电容器连接到金属盒。双绞线的金属(通常为铜)线被连接到每个信号-参照对的射频滤波器输出端，并且一条单金属线连接到接地电极射频滤波器输出端，最终的电线束在金属屏蔽物内(在射频滤波器盒屏蔽物连接到接地端)。该电缆延伸(一般2米)到金属(铝)罩，该罩包括前置放大器、滤波器、微分放大器、滤波器、主放大器、采样-保持器、数字转换器、数控和以太网接口电路。来自射频滤波器盒的电缆屏蔽终止在放大器/数字转换器罩的金属盒上。
图5示出了图4方框图中的75-85部分。
来自信号和参照电极的信号和参照导线与共模扼流圈90连接，该共模扼流圈在共芯上包含两个绕组。共模扼流圈信号绕组的输出端92与射频滤波器相连接，该射频滤波器包括第一电容器C10和第一电感L10。电容器C10的另一端与电路的地线相连。电容器C10的第一端也与第一电感L10的第一端相连，而电感L10的第二端与第一运算放大器U10的正相输入端相连。
共模扼流圈90的参照绕组输出端94与第二射频滤波器相连，该射频滤波器包括第二电容器C12和第二电感L12。参照绕组连接到第二电容器C12的第一端，而电容器C12的第二端与电路的地线相连。电容器C12的第一端也与第二电感L12的第一端相连，而电感L12的第二端与第二运算放大器U12的正相输入端相连。
第三电容器C13连接在运算放大器U10和U12的正相输入端之间。又一电容器C14连接在第一运算放大器U10的正相和反相输入端之间。包括电阻R10和电容器C15的反馈部分相互并联连接在第一运算放大器U10的反相输入端和输出端之间。又一个电阻R11的第一端连接到运算放大器U10的反相输入端，而电阻R11的第二端与另外一个电阻R12相连。电阻R12的第一端也与又一个电容器C16的第一端相连。电阻R12的第二端与电路的地线相连，如同电容器C16的第二端一样。由此电容器C16与电阻R12并联连接。
运算放大器U10的输出端与电阻R13的第一端相连，而电阻R13的第二端与另一电阻R14的第一端相连，并且也与另一电容器C17的第一端相连。电阻R14的第二端与运算放大器U13的正相输入端相连。电容器C17的第二端连接到运算放大器U13的反相输入端以及运算放大器U13的输出端。另一电容器C18连接在第二运算放大器U12的输入端之间。包括电阻R15和电容器C19的反馈部分相互并联连接在第二运算放大器U12的反相输入端和第二运算放大器U12输出端之间。电阻R15优选为数控可变电阻。
电阻R15与另外两个电阻R16和R17串联连接，电阻R17的第二端与电路的地线相连。R17优选为数控可变电阻。
第二运算放大器U12的输出端也与另一电阻R18的第一端相连，另一电阻R18的第二端与电阻R19的第一端以及电容器C20的第一端相连。电阻R19的第二端与另一运算放大器U14的正相输入端相连，而且电容器C20的第二端与运算放大器U14的反相输入端以及运算放大器U14输出端相连。
第三运算放大器U13的输出端与电阻R20的第一端相连，电阻R20的第二端与第五运算放大器U15的正相输入端相连。
运算放大器U14的输出端与电阻R21的第一端相连，而且电阻R21的第二端与第五运算放大器U15的反相输入端相连。
位于电阻R20和R21的第二端之间的另一电容器C21连接在第五运算放大器的正相和反相输入端之间。运算放大器U15的输出端包括减少干扰的输出电压Vo。运算放大器U15的接地线与电路的地线相连。
用于信号参照对的前置放大器优选是Bi-FET，JFET或CMOS运算放大器U10和U12，具有低噪声和高输入阻抗。U10和U12可以采用双运算放大器集成电路诸如模拟装置AD8620或OP2177的形式来实现。电容器(C14和C18，一般为100pF)可以并联连接在运算放大器的反相和正相输入端之间，以最小化由于在输入端对残留射频进行整流而在运算放大器输出端产生的低频响应。
前置放大器的增益为约1到2，并主要作为阻抗变换器以补偿电极组织界面相对高的阻抗。每个信号前置放大器U10具有一个固定的增益，而参照前置放大器可以具有一个可变增益(通过使用数控电阻R17和R15改变运算放大器周围的反馈电阻进行调整)，其允许参照电压幅度的动态调整，以便为随后扣除的信号和参照线上的干扰电压提供一个较好的匹配。R17和R15可以采用10KΩ的模拟装置AD7376数字电位计实现。在图5示出的执行电路中，信号前置放大器的增益是1.1，参照前置放大器的增益在1.0至1.2之间变化。通过设置信号前置放大器的增益到该范围的中心(例如，中心增益2.0)并且在该范围(例如，从1.0至4.0的范围)的边缘之间改变参照前置放大器的增益可以使用更宽的范围。
由于除了对前置放大器反馈电路的阻抗，数字电位计还提供一个电容器，补偿电容器C15和C16(对于AD7376通常为680pE)被加到前置放大器的反馈回路中。如图所示，C16(通常为45pF)被用于信号前置放大器的反馈网络中，以匹配在参照前置放大器反馈网络中由R17增加的电容器，以保持前置放大器的相似频率响应。
每个前置放大器后面是一个具有增益为1的第二级低通滤波器81、83等(优选Bessel型以最小化脉冲过增)。如图5中所示，运算放大器U13，U14(AD8620，OP 2177或类似的)和电路元件R13，R14，R18和R19以及C17，C20，构成了具有145.4Hz截止频率的第二级Bessel滤波器。产生的滤波信号和参照电压通过第一级DM/CM滤波器输入到宽带宽微分放大器U15(通常具有大约10的增益)，以滤波信号和参照线，并且还从低于滤波器截止频率的带宽中的信号扣除参照。然而，通过正确选择Bessel和DM/CM滤波器的截止频率，可以在微分放大器的输出端实现第三级低通滤波，而不是一个单级滤波。由此，实现了更好的干扰滤波。在图5中，与U15(模拟装置AD 8129或类似的)结合的电路元件R20，R21和C21形成具有132.8Hz的-3dB频率的DM/CM滤波器。产生的第三级滤波器具有一个100Hz的-3dB截止频率。在微分放大器之后，采用了其它级别的放大和低通滤波，如EEG采集中通常使用的。接地电极导线(在射频滤波之后(未示出))连接到绝缘电路的地线。绝缘保持在大约1nF，以允许射频滤波的低阻抗而且保持低频干扰衰减和患者安全的高阻抗。
图6示出了用于相对于图3到5分别显示和描述的电路中的单通道参照环路方案的等效电路。如图6所示，图3到5的电路形成了三个环路，该环路包括信号电极、参照电极和接地电极以及相关的导线和阻抗。
导线和受试者身体之间的接触具有一个固有的相关阻抗，并且由于电极导线可以由诸如碳纤维形成，因此除了因安全原因增加的电阻外，导线可以具有固有的电阻。图6示出了三个表示信号、参照和接地电极与受试者身体接触的阻抗，这些接触具有一个代表受试者实际身体的共同点。导线的阻抗和任何附加电阻一起被显示集中在一起作为一个电极阻抗。来自信号和参照电极的导线返回到接地电路，并且由此到放大器输入端的接地电极，放大器的输入端具有一个有效阻抗。
信号电极回路11包括电极和身体之间的阻抗、信号导线、放大器输入端阻抗、接地电极导线和从接地电极到身体的身体阻抗。参照电极回路12包括从参照电极到身体的身体阻抗、参照导线、放大器到接地端的输入端阻抗、接地导线和接地电极和身体之间的阻抗。
第三回路13包括信号电极和身体之间的阻抗、信号电极导线、放大器到电路的地线的输入阻抗、参照输入端的输入阻抗、参照电极导线和参照电极到身体的阻抗。
通过由回路所形成区域的外部变化磁场可在电路中感生干扰电压，其模糊了在身体上检测到的所期望信号电压。但是，通过最小化由回路所形成的区域能够减小该干扰电压，并且还可以通过从信号电路上的电压扣除出现在参照电路上的电压来减少干扰电压，因为具有合适的空间设置，应当在参照电路中不会有关心的生理信号。在图6中的等效电路中，如果由回路11和12形成的区域很好的匹配，那么从信号电压Vs中扣除参照电压Vr将显著减少或消除由环路11引起的信号通道中的磁感应干扰。然而，第三回路13可以经过身体和电极的低阻抗而形成，因为参照回路与耳垂相连。然而，在回路13中感应的干扰可以通过减少回路区域来最小化。
图7示出了一个等效电路，用于说明另一干扰源，该干扰源可能无法很好的由图1-5中的电路方案来减少。如同描述的，所有的信号导线(S1，S2，...Sm)都通过电极和身体的阻抗连接(显示为各种信号电极位置之间的单电阻)，由此形成回路(112，113，123等)。需要一个很好匹配于每个信号-信号回路的参照回路的并联路径，以便通过扣除参照回路电压而消除磁感应干扰。图1-5的方案只为单信号通道提供了有效的单参考回路，但是该参考回路并不能匹配由多信号通道形成的额外的回路，如图7所示。
如图7中描述的，假设每个信号点经电极和身体阻抗连接到所有其它的信号点(和接地电极)。
本发明的优选实施例认为，在图6示出的环路13中的感应干扰可以通过从耳垂接头移除参考导线而消除，并且提供了增加的独立的地回路来接通回路12的电路。在这种情况下，图6的等效电路的回路11和12因此很好的物理匹配并且面积较小，这是因为每一个信号和参照电路具有紧密绞合的回程线路。因为在参照网络和信号电路之间不再有低阻抗的路径了，回路13被断路了，因此显著地减少了该源的干扰。
在本发明的第一个实施例中，为了给在每一个信号通道中的所有回路提供一个较好的匹配，可以使用绝缘的参照网络或网格来代替参照电极。图8是一等效电路，显示了这样一个方案的一部分，其中，多个信号电极S1到Sn可以被设置在身体上，具有一伴随的参考回路网络或网格，通过环来表示，位于每个信号电极的周围，信号电极由环中的点来表示。
为了清楚起见，信号和参考输出端的单通道被示出，每一信号电极周围的环表示临近信号电极的点，由此进行参照接触。然而，所有的这些点通过网格相互连接，这在图8中由被表示为通过电阻将环连接起来。
接地电极(由“G”表示)也同样被网格围绕。来自接地电极的导线与来自信号电极的导线拧在一起，来自参考网格的导线在临近接地电极的一点与来自相应于信号电极的参考点的导线拧在一起。该网格在接地电极的周围延伸。
如图8中可以看到的，在信号电极之间的任何路径通过由导电参照网络形成的参考路径严格匹配。为了在回路中获得感应电压最好的匹配，在信号和参考回路中的路径阻抗应当是类似的。
基于图8中示出的等效电路，本发明的实施例优选利用位于信号电极(例如设置在电极帽上，与身体绝缘)区域中的用碳(或类似的)导线网或预成型的导电编制网为参考回路提供多个路径以匹配信号电路环路。而且，依靠将参考电路从身体隔离出来，这些实施例去除了在信号和参考导线之间形成的第三环路，即参考导线不再与耳垂连接。而且，改进的方法提供了一衰减主电源干扰的装置，借助于连接到耳垂的分开的信号电路(具有分开的并联参考回路)，然后从EEG信号通道(图8中未示出)中扣除，如下所述。
图9示出了实际电路的一部分，该电路包括与EEG的单通道相关的放大器和滤波器，以实现在图8的等效电路中体现的原理。信号线与放大器U20的正相输入端相连，与信号线相关的参考回路与放大器U21的正相输入端相连。放大器U20的反相输入端与放大器U20的输出端相连。U21的反相输入端与电阻R22的第一终端相连，而且电阻R22的第二终端与电极接地端相连。U21的反相输入端也与电阻R23的第一终端相连，电阻R23的第二终端与放大器U21输出端相连。电阻R23优选为数字电位计。
放大器U20是一高阻抗低噪声的运算放大器，具有1到2的固定增益。放大器U21也是一高阻抗低噪声的运算放大器。
放大器U21的增益由数字电位计R23来控制，容许通过软件控制来动态设定U21的增益以匹配在参考回路中的感应干扰电压与信号电路中的感应干扰电压的幅值。可选择的，可以通过严格的匹配(在5％内或更低)放大器的设定增益组分而使U21的增益与U20的增益匹配。
放大器U20的输出端与滤波器F1的输入端相连，而且放大器U21的输出端与滤波器F2的输入端相连。滤波器F1和F2是匹配的2级低通有源滤波器，具有低的过冲特性，例如Bessel滤波器。滤波器F1的输出端，与电阻R24的第一终端相连，而且电阻R24的第二终端与电容器C22的第一终端相连，并且与另一个放大器U22的正相输入端相连。滤波器F2的输出端与电阻R25的第一终端相连，R25的第二终端与电容器C22的第二终端相连，并且与放大器U22的反相输入端相连。
电阻R24和R25以及电容器C22形成与微分放大器U22结合的低通滤波器，该低通滤波器优选在高频(例如，由模拟装置有限公司制造的AD8129微分放大器，该放大器在1MHz具有90dB的共模衰减)保持共模衰减。
U22的输出是具有增益10的所期望信号，扣除了参考回路的匹配干扰。在信号和参考回路中将存在低于低通滤波器的截止频率以下的任何不匹配干扰。主电源线的干扰在U22的输出端也存在。减小信号中电源线干扰的方法是通过将信号通道和附加的参照回路连接到耳垂或靠近耳朵的头皮点以形成补偿回路。
来自耳垂(主要包含来自人体的感应电力线干扰电压)的信号与另一个运算放大器U23的正相输入端相连。运算放大器U23的反相输入端与运算放大器U23的输出端相连，并且运算放大器U23的输出端与滤波器F3的输入端相连。
相关参照信号的输入端与另一运算放大器U24的正相输入端相连。运算放大器U24的反相输入端与电阻R26的第一端相连，电阻R26的第二端与电路的地线相连。反相输入端也与电阻R27的第一端相连，电阻R27的第二端与运算放大器U24的输出端以及另一滤波器F4的输入端相连。电阻R27优选为可变电阻。
滤波器F3的输出端与电阻R28的第一端相连，而且电阻R28的第二端与电容器C23的第一端以及另一运算放大器U25的正相输入端相连。滤波器F4的输出端与电阻R29的第一端相连，电阻R29的第二端与电容器C23的第二端以及运算放大器U25的反相输入端相连。
运算放大器U22的输出信号输出到微分放大器U26的正相输入端，运算放大器U22的输出信号包括EEG信号加上任何50或60Hz的电极导线中的感应干扰信号。运算放大器U25的输出信号输出到微分放大器U26的反相输入端，运算放大器U25的输出信号包括50或60Hz的信号。微分放大器U26从EEG加上50/60Hz的信号中扣除50或60Hz的信号，从而得到包含EEG信号的输出电压Vo。
放大器U23是一高阻抗低噪声的运算放大器，具有固定的1到2的增益。放大器U24也是一高阻抗低噪声的运算放大器。
放大器U24的增益可以通过数字电位计R27来控制，以容许通过软件控制来动态设定U24的增益，从而使参照回路中的感应干扰电压与信号电路中的感应干扰电压的幅值相匹配。
与F1和F2相类似，滤波器F3和F4是匹配的滤波器，并且R28、R29和C23与U25(与U3相同类型的微分放大器)结合形成低通滤波器。U25具有一通过软件控制的数字电位计来实现的可变增益功能。U25的输出为电力线干扰电压与参照回路中匹配的磁干扰信号的差值。
放大器U26的增益一般为50，输出为放大的EEG信号，其中显著除去了来自磁性的(fMRI)以及静电(交流电源)源的干扰量。在U26的输出端可以进一步实现对EEG的放大和滤波。
因此，图9示出了一个多通道设备中改进参照回路的单通道设备，U25的输出端输到所有EEG信号通道的等效放大器U26的反相输入端。
图10-16中示出了依据本发明的另一个实施例的装置和方法。
图10示出了该实施例的前端电路，该电路连接到信号、参照和接地电极。这些电极与扫描室中电极头内的检测对象相连。图11和12分别示出了检测对象头上的电极接线和参照网格的接线。图13示出了相对于扫描室检测对象以及***部件的位置。图14、15和16示出了该实施例的其它电路细节。
参考图10，其中，有n个测量通道，n通常在2到1024个之间。为了方便起见，在图中实际上仅仅示出了第一个和第n个通道。每一测量通道包含信号线和参照线。每一通道的信号线和参照线与各自的地线(未示出)配对。
因此如所示，其中，有n个与所示测量通道1具有同样结构的测量通道(1-n)。因为n个通道是同样结构的，因此下文仅对通道1做详细描述。通道1包括用“信号1”表示的信号线对和用“参照1”表示的参照线对。如所描述的，“信号1”的信号线通过信号或测量电极与进行EEG测量的头皮连接，阻抗由R31A表示，优选具有约10KΩ或更小的电极阻抗。其它的信号电极由R30B等表示。所有的身体电极优选由诸如含碳塑料或碳导线裸线的电阻材料构成。通过导电胶来与身体接触。
在信号通道1中，在屏蔽的滤波器壳的外面，许多电阻R30A、R32、R37A、R37B、R38A、R38B和R39串联连接。电阻R32的第一端与电阻R30A的第一端相连，而且电阻R30A的第二端与电阻R37A的第一端相连，该另一个电阻R37A的第二端与电阻R38A的第一端相连。电阻R32的第二端与电阻R39的第一端相连，并且电阻R39的第二端与电阻R37B的第一端相连，电阻R37B的第二端与电阻R38B的第一端相连。在参考通道1中，在屏蔽的滤波器壳之外，许多电阻R37C、R37D、R38C、R38D、R40A、R41A和R42串联连接。第一电阻R40A的第一端与电阻R41A的第一端连接，电阻R41A的第二端与电阻R37C的第一端连接。该另一个电阻R37C的第二端与电阻R38C的第一端连接，并且电阻R40A的第二端与电阻R42的第一端连接。电阻R42的第二端与电阻R37D的第一端相连，而且电阻R37D的第二端与电阻R38D的第一端相连。
类似的连接存在于其它通道/参照对。
对于通道1(并且对所有通道为类似的)，由R37A表示的导线与R37B表示的导线紧紧的拧在一起，以减少由它们形成的环路区域并且因此减少信号中的感应磁场干扰。
因此，在测量通道1中，R41A是一到导电参照网格的碳导线结点，该参照网格跨越头的表面，但是不与身体电接触。R41A与R30A位置非常近。R40A表示参考网格的阻抗。对于由R37D表示的参照回路，电阻R42是从网格到返回线路的接合处。R42与R32位置非常近。参照回路(R37C和R37D)的导线是紧紧拧在一起的，以减少回路区域，并且该线对是与R37A-R37B拧在一起的，以匹配回路之后的电路。
优选地，R30A和R41A的阻抗是匹配的，R32与R40A以及R39与R42也是匹配的。然而，如果仅是R30A+R32+R39的阻抗之和与R41A+R40A+R42的阻抗之和是合理匹配的，那么也是可以接受的。
在屏蔽的滤波器罩中，在信号线中，电阻R38A的第二端与电容器C38A连接并且也和电阻R44A的第一端连接。电阻R38B的第二端与电容器C38B的第一端相连并且也和电阻R44B连接。电容器C38A和C38B的第二端与屏蔽滤波器的罩相连。
电阻R44A的第二端与电容器C39A的第一端相连，并且也与运算放大器U30A的正相输入端相连。
在屏蔽的滤波器的罩中，在参照线中，电阻R38C的第二端与电容器C38C的第一端相连，并且与电阻R44C的第一端相连。电阻R38D的第二端与电容器C38D的第一端相连，并且与电阻R44D的第一端相连。电容器C38C和C38D的第二端与屏蔽滤波器的罩相连。
在屏蔽的放大器的罩中，在信号线中，电阻R44A的第二端与电容器C39A的第一端相连。电阻R44B的第二端与电容器C39B的第一端相连，并且也和电阻R46A的第一端相连。电阻R46A的第一端也与电路的地线相连。电阻R46A的第二端与运算放大器U30A的反相输入端相连，并且与电容器C40A的第一端以及电阻R47A的第一端相连。电容器C40A第二端以及电阻R47A的第二端与运算放大器U40A的输出端相连以提供信号输出S1。
电阻R44C的第二端与电容器C39C的第一端相连，并且与运算放大器U40A的正相输入端相连。电阻R44D的第二端与电容器C39D的第一端相连，并且与电阻R46B的第一端以及电路的地线相连。电阻R46B的第二端与运算放大器U40A的反相输入端相连并且与电容器C40B的第一端以及数控电位计U50的一电阻输入端相连。时钟控制信号、芯片选择以及SD与数控电位计U50的三个数字输入端相连。电容器C40B的第二端与运算放大器U40A的输出端相连，并且与数控电位计U50的电阻阵列的第二端相连。如上所述，电容器C38A到C38D以及C39A到C39D的第二端与屏蔽放大器的罩相连。
放大器U40A的输出为参照输出信号。
从信号电路中扣除参照电路中的信号。如果阻抗和导线路径在信号和参照回路间很好的匹配，那么信号电路中出现的磁感应干扰将通过扣除参照信号而除去。
R32表示的每一电阻代表身体组织的阻抗，一般为100Ω，位于信号和接地电极之间。R39表示的每一电阻代表接地电极，优选为10KΩ或更小，通常在脖子的底部。类似的，每一电阻R42表示相应的与参照电极R41A、R41B等相关的接地电极。电阻R37(A到H)表示将电极或参照回路连接到电子放大器的的碳导线的电阻，与患者的安全电阻相连接。通常R37的阻值是13KΩ。安全阻值通常为12.5KΩ(10KΩ-15KΩ之间)，优选无磁性的(诸如OhmiteMacrochipTM SMD电阻)；并且设置在临近(0.3m内)患者的电极导线上。
与参照网格以及身体电极相关的所有部件可以考虑成阻抗(即，具有较大或较小程度的电阻、电感和电容器分量)。因此，除非做相反的说明或上下文中不容许，如这里所使用的，所有对电阻的参照应当被解释为包含对阻抗的参照并且“电阻性”应当被做同样的解释。
身体电极(R30A等和R42)由在所有频率下的电阻部件以及下降到10Hz以下的明显的电容器部件组成。R32表示头皮下面的身体组织电阻，可以认为电阻性仅在100Hz以下。在参照网格中的R41A等相应于R30A等，并且在参照网格中的R40A等相应于R32，其目的在于在电学上与相应的部件主要在感兴趣的生理信号频率1-1000Hz的范围内相匹配。超出该范围，采用电子滤波器除去磁和射频噪声。在参照网格中有电容器和电感分量，它们在射频下很显著，并且在射频下匹配环路的阻抗是期望的。然而，为了匹配，最大容差范围可以考虑成一在50Ω到50KΩ的(在回路连接到电缆即电阻R37的前面的点进行测量)参照网格回路中测量的直流电阻。优选的范围是在参照回路中在10Hz的频率下测量的阻抗在1KΩ和10KΩ之间。身体电极阻抗(在10Hz下)优选低于10KΩ，并且在信号电极和接地电极间具有20KΩ的测量最大值。
通常，在连接到参照网格的点之间有一定程度的电内连接，这取决于结构。如果使用持续性导电纤维或泡沫，那么在整个材料中有显著的连接，并且R40A等均由主要的电阻性和电容性部件相连。在光谱的另一端，如果使用桥形网络，那么导线与不同的接点连接，其中，R41A等与R40A等相接触。因此，“参照电极”被解释成围绕末端和所有可能的中间结构形状。连接线又主要是电阻性和电容性的，并且可以是一个在一末端连接到每一其它接头或在另一端正好最临近连接接头的每一接头。
第n通道与中间位置(与感兴趣的生理信号区域接近但没有活性信号)诸如用于EEG的耳后或耳垂上连接，并且具有与匹配参照回路成对的同样的信号回路结构(如信号通道)。因此当由通道1到(n-1)提供测量信号时，第n通道传输补偿信号。对所有的信号电路，R32作为到身体的公共接地电极，并且相类似的，对所有参照电路，R42作为到参照网格的公共接地线。在第n通道，相应于U30A和U30B的放大器分别由U33A和U33B表示，并且与U50相应的数控电位计由U60表示。
患者的电缆由拧成对的完全碳导线组成，大约2到5米长，并且在包含射频滤波器、模拟放大器、滤波器A/D转换器和数控电路的屏蔽罩终止。射频干扰滤波通过由五个侧的屏蔽罩(在图10中标为“屏蔽的滤波器罩”)隔开的两层滤波器完成。第一射频滤波器由电阻R38开始，电阻100Ω到1KΩ、碳或厚薄膜制成。电容器C38表示1000pF到10,000pF的馈通电容器被***到屏蔽滤波器罩的壁中。可选择的，电容器C38可以由诸如AmphenolTM零件编号为21-474021-025的滤波器连接器来替换，其具有Pi滤波器构型。
电阻R44始于第二射频滤波器(与R38具有相同的值和型号)，具有***到屏蔽放大器罩壁内的馈通电容器C39(与C38具有相同的值和型号)。进一步射频滤波可以通过使用用于每通道的四导线的4通道共模扼流圈或额外的100到1KΩ的电阻，然后通过1到5nF的电容器进入到每一前置放大器(图10中U30和U40的管脚3和5)的正相输入端的地线或在前置放大器的反相和正相输入端之间***100到500pF的电容器来实现。
在屏蔽的放大器罩中接近图10底部，由三角形符号表示的电路电源地线(公共)，优选与金属屏蔽罩在如图所示的一位置连接。但是屏蔽也可以与电路地线绝缘。虽然电路电源连接端未在图中示出，可以理解，模拟集成电路放大器和滤波器集成电路连接到通常为±2.5v到±10v的双极电源上，数字模块连接到+5v。电能优选由屏蔽放大器壳内的电池提供，但也可以由外部能源(单独的医学级能源或电池)提供，如果针对屏蔽罩中的射频进行电源输入的滤波，使用类似于信号线示出的的滤波器。
前置放大器(图10中的U30和U40)通常为低噪声高输入阻抗的双运算放大器，例如模拟装置公司的AD8620或OP2177。在信号一侧(图10中的U30A和U30B)，电阻R46和R47，通常为33KΩ，确定了为2(通常，范围1到4)的增益。在参照侧，通过使用数控电位计(图10中的U50和U60)取代R47来实现可变增益。这容许了在程序控制下对参照信号增益进行动态调整以最大减少干扰。可选择的，在参照一侧的R47可以是匹配信号一侧R47的电阻。
为了精确匹配通道中的信号电平，高分辨率是必需的。具有128位的模拟装置公司的AD7376或具有1024级的模拟装置公司的AD5231是可以用于U50和U60的数字电位计的一个例子。在一个例子中，一个100KΩ的AD7376与R46和R47一起使用，并且等于33KΩ。在该例中，信号增益为2，而且参照增益变动范围为1到约4。在另一个例子中，一50KΩ的AD5231与R46和R47一起使用，而且等于17KΩ。在该例中，信号增益为2，而参照增益从1变化到大约4，但是调整分辨率得到了很大改善具有1024级而不是128。在两个例子中，电位计的控制是通过图10中标记为CS、CLK和SDI的的三条数控线来完成的。该控制方法是期望的，因为其启动了图10中示出的“链”数字电位计，当使用大量通道时，其利于调整参照电平。当调整时，电容器C40减少了来自数字电位计的噪声；它们用于信号放大器，以保持信号带宽和参照放大器的带宽紧密匹配。
因此，从图11和12可以更清楚地看到整个电连接设置，信号和参照(具有各自的接地)电极以及连接线放置在检测对象的头皮上(通道1-(n-1))。
可以看到第n通道包含最终信号和参照电极以及连接头(具有接地电极和连接头)，其中，连接头位于耳下或耳上。为了重现，信号和接地电极与皮肤是低电阻接触的，同时参照电极(或接头)成为网格的一部分，网格靠近皮肤但并没有直接(即非低电阻)与皮肤接触。
图11示出了用于信号电极R30A(头皮电极)和R30B(耳参照电极)的传导路径，线路通过检测对象的身体并且经接地电极R39引出。作为对照，图12中示出了与头皮和耳参照电极相联的参照回路的传导路径。参照回路电极R41A和R41B与网格相连，该网格覆盖头皮但不直接与头皮接触。因此，图11和12示出了连接到图10中的放大器电路和滤波器电路的各自的电路回路。
图13示出了本发明实施例的装置。检测对象和扫描仪与例如图8到12的电子设备封闭在与外界干扰屏蔽的扫描仪房间内。电子设备的放大器和滤波器经电极导线与扫描仪的头相连，并且将输出信号转换成光信号，并通过光缆由屏蔽扫描仪房间的墙上透过。在屏蔽扫描仪房间外部，光纤电缆与光纤收发机相连，在此将信号转换回电信号并通过以太网***到计算机用于控制、存储、显示和打印输出。光纤***是双向的，由此屏蔽扫描仪房间中的***可以通过计算机来控制。
图14示出了多个在屏蔽的放大器罩中的封闭电路，该屏蔽的放大器罩与图10中示出的电路输出端相连，用于处理图10中的电路输出。
将从图10中放大器U30A输出端获得的头皮信号S1施加到电阻R50A的第一端。电阻R50A的第二端与电阻R51A的第一端相连并且也与电容器C50A的第一端相连。电阻R51A的第二端与电容器C51A的第一端相连，并且与运算放大器U70A的正相输入端相连。电容器C51A的第二端与电路的地线相连，并且电容器C50A的第二端与运算放大器U70A的反相输入端相连，并且也与运算放大器U70A的输出端相连。
类似地，将参照信号R1(从图10中的运算放大器U40A输出端获得的)施加到电阻R50B的第一端。R50B的第二端与电阻R51B的第一端相连并且与电容器C50B的第一端相连。电阻R51B的第二端与电容器C51B的第一端相连并与运算放大器U70B的正相输入端相连。电容器C51B的第二端与电路的地线相连，并且电容器C50B的第二端与运算放大器U70B的反相输入端相连并与运算放大器U70B的输出端相连。
运算放大器U70A的输出端与电阻R52A的第一端相连。电阻R52A的第二端与运算放大器U71的正相输入端相连。类似地，运算放大器U70B的输出端与电阻R52B的第一端相连并且电阻R52B的第二端与运算放大器U71的反相输入端相连。电容器C52A连接在运算放大器U71的反相和正相输入端之间。
运算放大器U71的输出端与电阻R53的第一端相连。电阻R53的第二端与电阻R54的第一端相连，并且与运算放大器U71的设定增益端相连。电阻R54的第二端与电路的地线相连。
运算放大器U71的输出端也与电阻R55A的第一端相连。电阻R55A的第二端与电容器C53A的第一端相连并与运算放大器U72的正相输入端相连。电容器C53A的第二端与运算放大器U72的频率控制输入端相连。
类似地，将由图10的电路中的放大器U30B的输出端获得的接地信号Sn施加到电阻R51C的第一端。电阻R50C的第二端与电阻R51C的第一端相连，并与电容器C50C的第一端相连。电阻R51C的第二端与电容器C51C的第一端相连并与运算放大器U73A的正相输入端相连。电容器C50C的第二端与运算放大器U73A的反相输入端相连并与运算放大器U73A的输出端相连。
将从图10中的电路中的运算放大器U40B输出端获得的相应参照信号连接到电阻R50D的第一端，电阻R50D的第二端与电阻R51D的第一端以及电容器C50D的第一端相连。电阻R51D的第二端与电容器C51D的第一端相连，并且与运算放大器U73B的正相输入端相连。电容器C51D的第二端与电路的地线相连。
电容器C50D的第二端与运算放大器U73B的反相输入端连接并与运算放大器U73B的输出端相连。
运算放大器U73A的输出端与电阻R52C的第一端相连，而电阻R52C的第二端与另一运算放大器U74的正相输入端相连。在参照线中，运算放大器U73B的输出端与电阻R52D的第一端相连而电阻R52D的第二端与运算放大器U74的反相输入端相连。电容器C52B连接在运算放大器U74的输入端之间。
运算放大器U74的输出端与可变电阻R56的第一端相连，可变电阻R56的第二端与电阻R57的第一端相连，并且也与放大器U74的增益设定输入端相连。电阻R57的第二端与电路的地线相连。运算放大器U74的输出端也与滤波集成电路U75的输入端相连，该滤波电路可以设定到50或60Hz。
滤波器U75的中心频率由连接到滤波器单元U75的适当插脚的多个电阻R58、R59、R60和R61来确定。滤波器单元U75的输出端与电容器C60的第一端相连并与电阻R62A的第一端相连。电容器C60的第二端与电阻R63的第一端相连并且与运算放大器U76A的正相输入端相连。电阻R62A的第二端与运算放大器U76A的正相输入端相连并与电阻R62B的第一端相连。电阻R62B的第二端与运算放大器U76A的输出端、电容器C61的第一端、电阻R62C的第一端相连。电容器C61的第二端与可变电阻R64的第一端相连并与运算放大器U76B的正相输入端相连。电阻R62C的第二端与运算放大器U76B的反相输入端相连并与电阻R62D的第一端相连。电阻R62D的第二端与运算放大器U76B的输出端相连。运算放大器U76B的输出端也与电阻R55B的第一端相连，电阻R55B的第二端与运算放大器U72的反相输入端相连并与电容器C53B的第一端相连。电容器C53B的第二端与运算放大器U72的频率校正输入端相连。
在图14中，信号和参照信号由在U70和U73附近构造的第二级Bessel滤波器进行滤波。该滤波器与图10中的U30和U40为同样类型的双运算放大器。Bessel滤波器是低通滤波器、一般为145Hz，-3dB的截止频率。电阻R50和R51为6650Ω，对于145Hz的截止频率，电容器C51为0.12μF，电容器C50是0.22μF。在每一信号-参照对中，滤波器必须严格匹配以保持在微分放大器的高噪声衰减；这是通过优选在0.1％的容差内或1％的最大容差内严格匹配滤波器分量来实现的。
在Bessel滤波器之后，由电阻R52和电容器C52(对于截频133Hz，分别为600欧姆和1.0μF)组成的差模到共模滤波器被放置在例如模拟装置公司的AD8129或类似装置的宽带微分放大器(图14中的U71和U74)的输入端。利用由滤波器和微分放大器组合形成的100Hz截频的等值第三级低通滤波器，参照回路信号在这个阶段被扣除。尽管对于最小化干扰，低通滤波器是有利的，但为了最小化信号宽带内的干扰，这种情况下为100Hz，必须适当地匹配信号和参照回路。
微分放大器的增益通常设置在12.5。在图14中，电阻R54和R53(分别为221欧姆和2.55KΩ)设置信号通道的增益。通道n，连接到感兴趣的生理学信号附近的身体中心位置(例如，对于EEG为耳垂或耳后)，用于电源线干扰的减少。在射频和磁感应干扰被过滤并从通道n扣除后，剩余的信号(主要由来自输电线的与身体电容性联系在一起的50/60Hz电压组成)从EEG信号中扣除。因此，通道n必须在50/60Hz接近匹配于EEG通道，并且图14中微分放大器U74的可调节增益控制使通道n的增益能够匹配于其它通道。U74的增益范围由221欧姆的R57和与100欧姆的电位器串联的2490欧姆的R56设定。为了最大化电源线抑制，每个EEG通道可以添加一个可变增益控制以个别调整，例如用与100欧姆电位器串联的2490欧姆的电阻代替R53。
由于从其它的信号通道扣除通道n上的信号，任何出现在通道n上的来自不同于50/60Hz电源线电压的来源的残留干扰将出现在信号通道上，如果它不与每个信号通道上的干扰不匹配。并非期望对经过通道的残留干扰进行精确匹配，因此最小化任何出现在通道n上的不是电源线噪声的信号的装置是必要的。
图14中示出的一种方法是用设置在50或60Hz的TexasInstrumentsTM UAF42滤波器集成电路(U75)来代替带通滤波器通道n。对于60Hz的中心频率，Q等于30，并且带通增益为1，R58设定在5.49KΩ，R59和R60为834KΩ，而R61为487欧姆。滤波后的相位调整是必需的，以将残留在通道n上的50/60Hz信号的相位与其它信号通道精确匹配。在图14中，这利用两个设置在双运算放大器U75(Texas仪器TL072或类似的)周围的全通滤波器电路实现。对于在60Hz的90度相移，电容器C60和C61被设定在1μF。电阻R63为265KΩ而电阻R64是261KΩ与10KΩ电位器串联的组合以进行相位调整。电阻R62为100KΩ。可选择地，为了通过程序化装置调整相移，R64可由一个如上所述的数字控制电位器代替以调整放大器增益。
一种可选择的方法(未示出)是采用一个较低Q的带通滤波器以容许50至60Hz的通频带，并接着一个锁相环路以锁定电源线噪声。锁相环路的输出是相位调整的并且可以调整增益以匹配出现在信号通道上的电源线干扰。采用微分放大器(图14中的U72，模拟装置公司的AD620或类似装置)从信号通道扣除通道n上过滤的和相位调整的电源线干扰信号。电阻R55(1KΩ)和电容器C51(150pF)滤波出现在宽带宽微分放大器U71的输出端的高频噪声，并在U71的输入端进行匹配。
在图15中，示出了信号放大和附加滤波的主要阶段。
如图15中所示，将从图14电路中运算放大器U72获得的信号S1施加到另一电阻R70A和R71A的第一端。电阻R70A的第二端与电容器C70A的第一端相连并且与另一运算放大器U80的正相输入端相连。电阻R71A的第二端与电容器C71A的第一端相连并且与运算放大器U80的反相输入端相连。电容器C70A和C71A的第二端连接到电路地线。运算放大器U80的输出端与电阻R72A的第一端相连而电阻R72A的第二端与电阻R73B的第一端相连并且与电阻R74B的第二端以及滤波器U81的输入端相连。电阻R73B和R74B的第二端与滤波器U81的滤波器控制端相连。运算放大器U81的输出端与电阻R75A的第一端相连而电阻R75A的第二端与R76A和R77A的第一端相连。电阻R77A的第二端与滤波器U81的滤波器控制端相连。电阻R76A的第二端与滤波器U81的滤波器控制端相连。滤波器U81的输出端与电阻R75A的第二端相连并与电阻R78C的第一端以及电阻R78D的第一端相连。电阻R78C的第二端与运算放大器U82的正相输入端相连。电阻R78D的第二端与电容器C72C的第一端相连并与运算放大器U82的反相输入端相连。电容器C72C的第二端连接到电路地线。由运算放大器U82的输出端获得减少干扰的输出信号S1。
取自图14中电路的运算放大器U74的输出端的接地信号Sn，如图15的电路中所示，连接到电阻R90的第一端和电容器C90的第一端。电阻R90的第二端连接到电阻R91的第一端以及电容器C92的第一端。电容器C90的第二端连接到电阻R92的第一端和电容器C93的第一端。电容器C92的第二端连接到电阻R92的第二端。电阻R91的第二端连接到运算放大器U83A的正相输入端。运算放大器U83A的反相输入端连接到运算放大器U83A的输出端。
电容器C93的第二端连接到另一个运算放大器U83B的反相输入端和运算放大器U83B的输出端。运算放大器U83B的正相输入端连接到可变电阻R95的滑触头。电阻R95的第一端连接到运算放大器U83A的输出端并且电阻R95的第二端连接到电路接地端。
运算放大器U83A的输出端还连接到两个电阻R96B和R97B的第一端。电阻R96B的第二端连接到电容器C94B的第一端和另一个运算放大器U84的正相输入端。电阻R97B的第二端连接到电容器C95B的第一端和运算放大器U84的反相输入端。电容器C94B和C95B的第二端连接到电路接地端。
运算放大器U84的输出端连接到电阻R98B的第一端。电阻R98B的第二端连接到滤波器单元U85的输入端和两个电阻R99B与R100B的第一端。电阻R99B与R100B的第二端连接到滤波器单元U85的滤波器控制端。
电阻R100B的第二端连接到电阻R101B的第一端而电阻R101B的第二端连接到滤波器单元U85的滤波器控制端和两个电阻R102B与R103的第一端：电阻R102B的第二端连接到滤波器单元U85的滤波器控制端而滤波器单元U85的输出端连接到电阻R103B的第二端和两个电阻R104与R105的第一端。电阻R104的第二端连接到运算放大器U86的正相输入端而电阻R105的第二端连接到电容器C96的第一端和运算放大器U86的反相输入端。电容器C96B的第二端连接到电路接地端。去除50/60Hz干扰的耳朵参照信号可以从运算放大器U86的输出端获得。
在U80(微分放大器，例如模拟装置公司的AD627)的输入端，信号通道被高通滤波以去除出现在身体的电极界面的直流偏差。部件通常的值为：R70，39.2KΩ，R71，1.6M欧姆，C60，0.01μF，以及C61 0.1μF。这个阶段的增益设定在10。接下来是一个具有256Hz截频的第四级Butterworth低通滤波器。这可以采用线性装置公司的LTC1563-2滤波器(图15中的U81)和设定在10M欧姆的电阻R72至R77来实现。附加增益50和直流偏差滤波添加在U82和U86(通常为AD627)，同时R71、R78、R97、R104和R105设置在1.6M欧姆，而C71、C72、C95以及C96为0.1μF。
如上所述，尽管所有的通道都具有相同的放大和滤波，通道n具有一个如图15中所示的附加滤波器。由于通道n为耳朵参照通道，出现在这个通道上的主要信号为大量的50/60Hz信号。如上所述，这个信号从信号通道中被扣除以去除电源线干扰。但是，在一些应用中，为了调整参照回路增益以最小化射频和磁感应干扰，检查通道n可能是必要的。因此，出现在图14中U74的输出端的最初通道n的信号在放大和数字化显示之前通过图15中的50或60Hz的陷波滤波器。使用图15中示出的分量值，将60Hz的陷波滤波器设置在运算放大器U83(TexasInstrumentsTM TL072或类似仪器)的周围，造成在60Hz的大约45dB的滤除，足以显示通道n，而没有过多的干扰记录的电源线噪声。
在图16中，示出了***的最终组件。
该噪声减少装置被安放在屏蔽的放大器罩1000内。来自图15的装置的每一通道输出端的通道信号S1至Sn-1是从U82(对于通道1至n-1)输出端获得的，通道n的信号从放大器U86获得，到达采样保持单元U100的输出端。将从保持单元U100输出的样品信号施加到增益模数转换和多路转换单元1001，并且将来自单元1001的数字输出施加到中央处理单元1002的输入端。中央处理单元1002的输出成为以太网的形式并将其施加到光纤收发机1003。两光纤接头1004、1005(一个用于发射，一个用于接收)通过屏蔽的放大器罩1000和屏蔽的扫描仪房间1006的墙壁。在外部的控制房间1007中，光缆1004和1005与另一光纤收发机1008连接。来自接收机1008的以太网输出可以连接到计算机1009(例如膝上电脑和个人电脑)和/或因特网1010。控制信号从单元1001通过返回到单元U100。
U100表示用于每个通道的采样保持放大器，能够同时对所有通道采样以避免由于时滞引起的信号采样偏差。在进一步的任选增益调整后，采集的信号被数字化为16位分辨率。商业上可购买的32通道模拟I/O模块可以用于模拟数字转换，例如在PC/104总线上的DiamondSystemsTM Diamond-MM-32-AT。进一步的数字控制是采用例如Diamond SystemsPromethiusTM PC/104 CPU模块的CPU而实现。用于控制采样同步化、数字化、以太网上信息交流以及其它功能的软件被加载入PC/104 CPU模块。
与外部世界的信息交流通过以太网连接完成，光缆连接***PC/104 CPU和屏蔽MRI扫描仪室外的网络连接之间以避免将金属线上的干扰传入屏蔽室。光缆连接还最小化漏入或漏出屏蔽放大器罩的射频干扰，并且为了患者的安全在整个网络连接使放大器电子设备绝缘于交流电源漏电。可以采用光纤无线电收发机的Telebye Model 37310Base-T(以太网)完成光纤转换。经由网络与PC/104CPU的信息交流能够进行远处(例如MRI控制室)的***控制并允许数据传送到多处，用于记录、显示以及分析(基本上是网络上的任何地方)。来自外部计算机控制器的命令启动PC/104 CPU的功能，包括采样、参照增益调整、实时数据显示、用于永久存储的数据转储等。尽管数据暂时存储在PC/104 CPU中，但其被转入数据存储器例如计算机硬盘用于永久保存。
在图8-16的实施例中，信号和参照线路在它们共有长度的相当部分在物理上密切相近。参照线路上的至少部分参照信号被从它们相关的测量信号线路上各自的测量信号中扣除以有助于减少干扰。
图17和18显示了一个实施例，其是一组特别优选实施例中的一例。这些实施例采用一个或多个测量通道，每个包含一个测量信号线路和一个参照信号线路。测量和参照信号线路沿它们共有长度的相当部分绞合在一起，每个具有一个相关接地线，并且随其在物理上密切相近。
R30A等到R46A等以及C39A等所表示的元件，对于信号1/参照1到信号n/参照n，具有如图10中所示相同的含义或功能，如没有相反说明的话，它们的值与图10中相同。在下面的进一步描述中，在信号处理电路中，参照线路信号从其相应的测量信号中扣除。
也通过图10的实施例，将第n个电极在一中间位置例如耳后或耳垂上连接到病人的皮肤上并且相应的第n个参照电极与参照网格/帽上的一点连接，紧邻第n个信号电极。因此，信号电极1到(n-1)的线路传送测量信号而第n个信号电极提供补偿信号。如下将做进一步描述的，补偿信号可以用来获得一些干扰分量，这些干扰分量被分别用于减少每一测量信号中的干扰。
现在特别地参照图17，其示出了具有n通道的***的第一个和最后的通道，n在2到1024之间变动。
电极和参照源耦合到经电缆连接器1100连接到病人检测对象的电缆。放大器电缆经过电缆连接器1200连接到屏蔽滤波器罩，该屏蔽滤波器罩安放在屏蔽放大器罩上。在病人电缆中，R30A(如图10中所示)表示电极阻抗。电阻R30A的第一端与表示身体组织阻抗的电阻R200A耦合，并且电阻R30A的第二端与电阻R37A的第一端相连接，电阻R37A表示在病人电缆中连接信号电极到电缆连接器1100的导体的阻抗。电阻R200A的第二端与电阻R39的第一端相连，电阻R39表示电路接地电极的阻抗。电阻R39的第二端与电阻R37B相连，电阻R37B表示连接电路接地电极到电缆连接器1100的导体的阻抗。
电阻R41A表示导体的连接头到参照网格的阻抗。电阻R41A的第一端与电阻R40A相连，电阻R40A表示参照网格(如图10中所示)的阻抗，并且电阻R41的第二端与电阻R37C连接，电阻R37C表示导体的阻抗。电阻R37C的第二端通过电缆连接器1100连接到放大器电缆。电阻R40A的第二端与电阻R202A的第一端相连，电阻R202A表示从参照网格到接地导体的连接头的阻抗。电阻R202A的第二端在电缆连接器1100处与电路地线连接。
在放大器电缆中，电阻R37A的第二端通过电缆连接器1100与电容器C200A的第一端相连并与电阻R38A的第一端相连。电容器C200A的第二端与电路地线相连。电阻R38A的第二端通过电缆连接器1200连接到屏蔽滤波器罩。在病人检测对象电缆中的电阻R37C的第二端经电缆连接器1100连接到电容器C200B的第一端，并且也与电阻R38C的第一端相连。电容器C200B的第二端连接到电路地线，并且电阻R38C的第二端经电缆连接器1200连接到屏蔽滤波器罩内。
在屏蔽的滤波器罩内，电阻R38A的第二端连接到电容器C38A的第一端和电阻R44A的第一端(如图10中)。电容器C38A的第二端连接到电路接地端。电阻R44A的第二端在屏蔽放大器罩内连接到电容器C39A的第一端和电阻R204A的第一端。电容器C39A的第二端连接到电路接地端。
在屏蔽的滤波器罩内，电阻R38C的第二端连接到电容器C38B的第一端和电阻R44B的第一端。电容器C38B的第二端连接到电路接地端。
在屏蔽的放大器罩内，电阻R44B的第二端连接到电容器C39B的第一端和电阻R204B的第一端。电容器C39B的第二端连接到电路接地端。
电阻R204A的第二端连接到电容器C204A的第一端、另一个电容器C206的第一端、二极管D1A的负极、另一个二极管D2A的正极以及电阻R210A的第一端。
电阻R204B的第二端连接到电容器C204A的第二端、另一个电容器C208的第一端以及运算放大器U110A的正相输入端。电容器C206和C208的第二端连接到电路接地端。二极管D1A的正极连接到电路接地端而二极管D2A的负极也连接到电路接地端。放大器U110A的反相输入端连接到电阻R212的第一端和可变电阻R213A的第一端。电阻R212的第二端连接到电路接地端。
可变电阻R213A的第二端连接到放大器U110A的输出端。放大器U110A的输出端也连接到可变电阻R214A的第一端而电阻R214A的第二端连接到另一个电容器C210A的第一端和测量放大器U112A的反相输入端。电容器C210A的第二端连接到电路接地端。
电阻R210A的第二端连接到开关SW1A的第一接触点。开关SW1A的第二接触点连接到另一个开关SW2A的滑动片。开关SW1A的滑动片连接到测量放大器U112A的正相输入端。开关SW2A的第一接触点连接到电路接地端，并且开关SW2A的第二接触点连接到校准端。增益设置电阻R215A连接到测量放大器U112A上的增益设置端。电路接地端连接到屏蔽放大器罩。
上述组件包括第一通道。
图17的***显示了多个n通道，第二到第n通道优选与上述的第一通道相同。第一至n-1通道连接到检测对象头皮上的电极，而第n通道连接到一个中心位置例如耳垂。对于第二至第n通道，相应的标注数字用相同的数字标注，但具有不同的字母标注。
通道1为一个信号通道，对于EEG通常通过电极和一个由电阻R30A表示的电阻抗连接到头皮，在10Hz下，电阻R30A优选5000欧姆或更小。所有的电极由电阻材料制成，例如填充碳的塑料、压模碳粉、或碳导线的裸露端。采用一种一般用于电生理学检测的那类的导电膏使电极和身体之间的电接触变得更为方便。R200A表示身体组织阻抗，约为100欧姆。R39表示到身体的电路接地电极，在10Hz下，优选5000欧姆阻抗或更小，通常位于脖子下面。R37A表示连接到电极的碳导线阻抗和病人安全电阻的阻抗的组合阻抗。R37A的一个常用值是13KΩ。安全电阻通常是12.5KΩ(在10K至15K欧姆之间变动)，优选无磁性的(例如Ohmite Macrochip SMD电阻)，并且安放在图17中靠近病人(0.3米内)的电缆连接器1100的病人电缆侧内。同样地，R37B是连接到接地电极的碳导线和病人安全电阻的组合阻抗。
对于每个信号电极，相伴接地线和电极线紧密绞合在一起，以最小化由电线形成的回路面积并由此最小化信号中的感应磁场干扰。电容器C200A，通常为330pF，设置在电缆连接器1100的放大器电缆侧内，并与R37A组合起作用于滤波出现在信号线路内的射频干扰。接地线经R37B连接到放大器电缆的屏蔽层，其连接到屏蔽放大器罩的绝缘电路接地端。同样地，R30B、R200B、R37D、R37E和C200C表示信号通道n的组件。
R41A表示碳或铜导线到导电参照网格的连接线的阻抗，其跨越头部表面但不电接触于身体。参照网格的目的是允许形成参照回路(图17中标示为“RefLoop”)，其在空间上匹配并绝缘于(除了共有电路接地端)由电极和接地线形成的回路(图1中标示为“Signal 1”)。由于参照回路上的电压主要产生自磁感应干扰，所以从信号通道的电压扣除它导致信号内磁感应干扰的消除。R41A在空间上必须定位非常接近于R30A以接近匹配信号和参照回路。R40A表示参照网格的阻抗。R202A是从网格到接地线的连接线的阻抗，并且必须在空间上非常接近于R39。参照回路的导线紧密绞合在一起以最小化回路面积，并且该线对与电极线对绞合在一起以接近匹配于后面是通道的参照和信号线路的电路。R37C表示一个300到15KΩ的电阻，其设置在电缆连接器1100的病人电缆侧内，与电容器C200B组合起作用，电容器C200B通常为330pF，设置在电缆连接器1100的放大器电缆侧内，用于滤波出现在参照回路内的射频干扰。参照回路的接地线直接连接到放大器电缆的屏蔽层。同样地，R41 B、R40B、R202B、R37F和C200D表示用于减少信号通道n内干扰的参照回路的组件。
参照回路(R41、R40和R202)内的阻抗为低值(每个优选低于500欧姆并且每个回路的总和不超过1000欧姆)以最小化来自外源的参照回路内感生的静电干扰水平。如下所述，对信号电极阻抗与参照回路阻抗内的差信号的补偿在放大器前端电路内完成。如果保持低电阻率，碳导线可以用于连接到参照网格，但优选铜导线。参照网格优选用具有弹性特性的柔韧、导电织物构成以在头部提供适贴配合。一例可取材料是“透明的导电织物”，#N208(由Albany，NY的Less EMF公司提供)，其是一种具有镀银层的尼龙织物，产生小于5欧姆/平方的电阻率。通常，参照网格通过缝、或钩和环附加在电极帽上，同时在参照网格内合适的位置剪切小洞以容许用于清洗头皮电极。电极帽用于将头皮电极保持在适当的位置并使参照网格电绝缘于身体。参照回路导线可以利用机械方式例如将导线***通过参照网格的编织以及利用导电环氧树脂缝合在合适的位置、或小钩和环、或粘合在合适的位置，从而附加在参照网格上。第二电绝缘层可以设置在参照网格和其导线连接线的顶上，或者用绝缘纤维或者通过用绝缘材料例如一薄层胶浆覆盖参照网格。可选择地，如果在参照网格的双侧添加电绝缘涂层或隔层，参照网格也可以是双层的，以作为电极帽。
在接地导线的设置中容许有改变。一种可取的配置由与接地导线配对在从身体到放大器的整个电路紧密绞合的每个信号导线组成。在这种情况下，参照回路具有相似的配置，相应的接地导线在从参照网格到放大器的整个电路紧密绞合。对于这种设置，每个通道具有四根导线，并且接地导线终止在屏蔽滤波器的底盘或放大器罩。这种方法的一种变化具有终止在如上所述放大器电缆屏蔽层上的接地导线。第二类线路设置去除了用于每个通道的接地导线，代替用于所有信号通道的单接地导线，以及用于所有参照回路的单接地导线。在这种情况下，接地导线的病人安全电阻(图17中的R37B和R37E)减少为一个连接到来自接地电极R39的单接地导线的单安全电阻。同样，参照回路接地连接点(图17中的R202A和R202B)减少为一个单连接线和单接地导线。对于这种配置，每个通道具有两根导线，信号和参照回路，紧密地绞合在一起，并且一单对接地导线也紧密地绞合在一起。如上所述，接地导线可以终止在放大器电缆的屏蔽层，或屏蔽滤波器的底盘或放大器罩。然而，另一种变化仅采用一单接地线用于信号和参照回路。在那种情况下，参照回路接地连接点(图17中的R202A和R202B)终止在病人接地电极R39。
图17中的下游通道(第n通道)连接到一个相对于感兴趣的生理学信号的中心位置(例如对于EEG为耳后或耳垂)，并且具有与信号通道相同的配置，由与匹配参照回路配对的信号回路组成。该通道用于减少将会观察到的静电和心冲击图(BCG)干扰。
由所有的信号、参照回路和接地导线构成的病人电缆可以从身体延伸大约2到5米(优选大约2.5到5米)长度，并且终止在屏蔽滤波器或包含射频滤波器、模拟放大器、滤波器、A/D转换器和数字控制电路的放大器罩。在这种情况下，病人安全电阻必须***身体的大约0.3米范围内的电极导线中。可选择地并且优选地，病人电缆从身体延伸一短距离(大约0.3米)并终止在一个多导线连接器(位于图17中电缆连接器1100的位置)内，用于与从放大器罩延伸的放大器电缆匹配。如图17中所示并且如上所述，射频滤波器可以在电缆连接器1100的匹配二等分中结合病人安全设备。由屏蔽层内的多个铜导线双绞线组成的放大器电缆从电缆连接器1100延伸2.5到5米至电缆连接器1200，如图17中所示，其位于屏蔽的滤波器罩处。
可选择的，如果不需要由通过使用屏蔽的滤波器罩提供的额外射频滤波，那么电缆连接器1200可以中止于屏蔽的放大器罩。另一个方案省去电缆连接器1200，而是具有永久性连接在屏蔽滤波器罩或屏蔽放大器罩上的放大器电缆。在优选实施例中，如图17所示，使用了电缆连接器，具有由电阻R38A等组成的第一射频滤波器，电阻R38A等通常为300欧姆，但是值的变动范围从100到1000欧姆，该第一射频滤波器由碳或厚膜分量组成，位于放大器电缆的电缆连接器上。电容器C38A等，通常为330pF，但是值的变动范围从100到1000pF，被并入到设置到屏蔽滤波器罩壁上的匹配的电缆连接器的罩中。可选择的，如果电缆是永久连接的，那么电容器C38为设置在屏蔽滤波器罩壁上的馈通型。电阻R44始于第二射频滤波器(与R38具有同样的值和类型)，馈通型电容器C39***到屏蔽放大器罩的壁上(与C38具有同样的值和类型)。进一步的射频滤波可以通过使用***到每一通道的信号和参照线中的2-通道共模扼流圈或附加的100到1000欧姆的电阻，然后经过200到500pF的X2Y电容器C204A到地通过每一通道的输入对来实现，如图17所示。
在屏蔽放大器外壳中接近图17底部，由三角形符号表示的电路电源地线或共轨与金属屏蔽壳在如图所示的一位置连接。虽然电路电源连接端未在图中示出，可以理解，模拟集成电路放大器和滤波器集成电路的18-21等连接到通常为±2.5v到±10v的双极电源，数字模块连接到+5v。电能优选由屏蔽放大器罩内的电池提供，但也可以由外部能源(绝缘的医学级别的能源或电池)提供，如果针对屏蔽罩中的射频进行电能输入滤波，使用示出的类似信号线中的滤波器。
为了病人的安全，图17中的二极管D1和D2相对于从连接到身体的电极上延伸的每一信号线上的电路接地端是处于反接位置。二极管是普通的信号二极管，具有约0.6v的正向导通电压，与病人安全电阻一起工作，以限制在放大器电路中存在缺陷的情况下而泄漏到身体上的电流。电阻R210，通常为1000欧姆，限制二极管中的电流。图17中的开关SW1和SW2能够选择通道、引入校准信号(图17中的“CAL”源)和电极接触阻抗的测试操作。该开关通常为固态模拟开关，例如具有低漏电电流的MAX393(Maxim Integrated Products，Sunnyvale，CA)并且由软件命令进行数控。
每一通道中的磁感应干扰通过使用图17中的测量放大器U112实现扣除，该测量放大器在扩展的带宽中显示出了高的共模抑制比(通常为100dB或更好)和低躁声。该类型装置的一个例子是由模拟装置，Norwood，MA制造的AD8221。测量放大器也要求具有极高的输入阻抗，使其适合于连接到具有高阻抗的信号源，例如生理测量电极，从而免除了匹配信号输入端上前置放大器的阻抗要求。然而在参照回路输入端，存在于参照回路中的磁干扰的可变幅值和相位调整用于补偿信号和参照阻抗的不同，从而实现扣除过程中最大的躁声抑制。
图17中的放大器U110与相关电路构成一个优选装置使得能够进行调整。U110是一个低噪声运算放大器，例如模拟装置公司制造的OP1177。数控电位计可用于R213和R214在软件控制下进行动态调整或基于特定电极帽的校准值进行预调整。具有1024可调级，标称值为20KΩ的单模拟装置公司的AD5231双通道数字电位计可以用于每一通道的两种控制。通过“链”型中的三条数控线来实现对电位计的控制，“链”型有利于多通道的调整。测量放大器U112的增益通常约设定为6，使用电阻R215和匹配的并联通道，匹配的并联通道使用0.05％的容差电阻。
在图18中，示出了一个信号通道和一个耳通道，但是可以理解的，除示出的通道之外，类似于图17的多信号通过道是可以预见的。
图18示出了依据本发明实施例的装置的滤波部分。信号从图17中的测量放大器U112A的输出端连接到可变电阻R300A的第一端。可变电阻R300A的第二端与电容器C300A的第一端相连并与运算放大器U300A的正相输入端相连。电容器C300A的第二端与电路的地线相连而运算放大器U300A的反相输入端与运算放大器U300A的输出端相连。运算放大器U300A的输出端也与另一电阻R301A的第一端相连而R301A的第二端与电容器C301A的第一端相连并与R302A的第一端相连。电容器C301A的第二端与另一运算放大器U302A的反相输入端相连并与放大器U302A的输出端相连。电阻R302A的第二端与放大器U302A的正相输入端相连，并与电容器C302A的第一端相连。电容器C302A的第二端与电路地线相连。
放大器U302A的输出端连接到电阻R304A的第一端。电阻R304A的第二端与电容器C304A的第一端相连并与电阻R305A的第一端相连。电容器C304A的第二端与放大器U304A的反相输出端相连并与放大器U304A的输出端相连。电阻R305A的第二端与放大器U304A的正相输入端相连并与电容器C306A的第一端相连。电容器C306A的第二端与电路地线相连。运算放大器U304A的输出端进一步与电阻R306A的第一端相连。电阻R306A的第二端与电容器C307A的第一端相连并与电阻R307A的第一端相连。电容器C307A的第二端与运算放大器U305A的反相输入端相连并与放大器U305A的输出端相连。电阻R307A的第二端与放大器U305A的正相输入端相连并与电容器C309A的第一端相连。电容器C309A的第二端与电路地线相连。
放大器U305A的输出端与电阻R308A的第一端相连并与电阻R309A的第一端相连。电阻R308A的第二端与放大器U306A的正相输入端相连。电阻R309A的第二端与放大器U306A的反相输入端相连并与电容器C310A的第一端相连。电容器C310A的第二端与电路地线相连。
放大器U306A的输出端与另一放大器U307A的正相输入端相连。放大器U307A的反相输入端与电阻R310A的滑动触头相连。R310A的第一端与参照电压(Eref)相连而电阻R310A的第二端与电阻R312A的第一端相连。电阻R312A的第二端与电路地线相连。
电阻R314A连接在放大器U307A的增益设定端之间。
上述描述涉及到第一通道，而且第二到第n-1通道与在先描述的通道相一致。对于第n通道(耳通道)除了将增益设定电阻R314B连接在相应的放大器U306B的增益设定端之间并且省掉了放大器U307A外，该电路与在先描述的完全相同，直到放大器U306A。
所有的通道通过第七级低通滤波器与运算放大器U300到U305以及相关组件一起使用进行滤波。U300到U305可以在单个集成电路、低噪声、低补偿四倍运算放大器部件，例如模拟装置OP4177中实现。使用的低通滤波器的类型范围可以从Bessel到Butterworth。Bessel滤波器与Butterworth相比，具有更好的阶越响应(较少的溢出和振铃现象)，但是Butterworth与Bessel相比噪声衰减更好。在该例中，一个折衷的滤波器通常为0.05°等波纹滤波器，其具有介于Bessel和Butterworth之间的特性用于减少滤波振铃现象但是保持可接受的噪声衰减。在滤波器中的所有电阻(R301到R306)的容差为0.05％，而电容的容差为2％。每一通道的相位调整是通过可变电阻R300实现的，可变电阻可以是诸如AD5231的数控电位计。为了衰减静电噪声，尤其是对于交流输电线源，这种调整容许每一通道与耳通道相精确地匹配。
通过使用图18中示出的测量放大器U306(模拟装置AD627或相类似的)和相关组件除去各通道中的直流电极补偿电位。此外在该级，该信号在信号通道中被放大五倍。在耳通道中，该信号通过稍微高的增益进行放大，该增益由电阻R314B设定。对于每一信号通道(图18中的U307、AD627或相类似的)来说，然后将在图18中由“EREF”来标识的耳通道的输出反馈到终极测量放大器的反相输入端，目的在于从诸如交流输电线和身体上和信号线中出现的fMRI中扣除干扰。另外，通过该方法减少信号通道中的BCG。为了使得在EREF上出现的干扰与在每一信号通道中出现的干扰严格匹配，使用由图18中的电阻R310A和R312A组成的电压分压器来调整每一通道的EREF幅值。R310A可以是数控电位计，优选为20KΩ标称电阻的双通道AD5231的一个通道，并与另一个以R300A来提供的通道一起用于通道中的相位调整。通过这种结构，单个的集成电路控制幅值和相位调整，用来减少每一通道中的静电和BCG的干扰。AD5231集成电路能非常好的与AD5231集成电路串联用于减少磁干扰，如前所述。电阻R314将放大器U306和U307的增益设为200。
***的全部配置正好在图16的实施例中示出。扫描仪和相关组件与外界的连接方式正好与图13中描述的相同。
除了必要的放大和滤波电路之外，如前所述，也可以预期到放大的参照回路信号可以要求软件滤波操作。在这种情况下，单个参照回路放大2到10倍，并且可以优选使用与信号通道中(例如7级0.05度等波纹低通滤波器，如图18中所示)相同的低通滤波器进行滤波。对于后面的滤波器，附加增益可能是需要的，直到1000倍。随后对参照回路信号与信号通道的输出进行采样并同时进行数字化，如前所述。
但是在本发明的另一实施例中，每一信号通道的各参照回路被局部的参照回路所取代，后者用来减少信号通道组中的干扰。例如，对于头皮电极参照回路可以按前述方式来实现。然后该同样的参照回路可以用作四个周围的头皮电极的参照输入。虽然在信号和参照回路中的干扰匹配，对周边电极和中心电极来说可能并不同等精确，但是对于每一个周边电极，增益以及参照输入的相位的调整，如前面的实施例所述，将导致噪声衰减的改善。该方法的一个极端的例子是对所有信号通道使用单一的参照回路。在这种情况下，参照回路的增益和相位需要跨越所有通道的大范围调整，并且可能导致与对每一个电极或通道的小的周边的单独的参照回路相比，噪声衰减更低。
在本发明的另一个实施例中，在扣除步骤前，参照回路地线电绝缘于测量信号地线。这具有减少产生于在信号和参照回路之间形成的回路内的磁感应干扰电压的作用，当两者使用共有的地线时。在图19中示出了实施例的一例单独类型，除了信号回路地线和参照回路地线之间的电绝缘之外，其是图17的具体体现。在这种情况下，参照回路接地连接线(如电阻R202A和R202B所示)并不连接到放大器电源地线(如上述经由屏蔽的放大器罩)，而是连接到一个表示为“Viso+”和“Viso-”的专用双极电源的表示为“Viso接地”的绝缘地线。绝缘电源可以通过电池或外部利用医学上批准的在进入屏蔽的放大器罩的电源导线上具有适当的射频滤波器的绝缘双极电源获得。例如，该绝缘电源为+和-5伏。电绝缘通过利用包括U400和U110的线性光电隔离放大器以及相关电路元件而获得。运算放大器U400和U110为例如OP1177的低噪声型，而U401是设计成用于线性应用的光耦合器，例如由德国Heilbronn的Vishay半导体有限公司制造的IL300。
在图19中，信号回路电路与上文关于图17描述的相同，并且使用的相同注释数字表示同样的组件。但是，图19的参照回路电路与上文关于图17描述的参照回路电路的不同在于电阻R202A的第二末端并不直接连接于电缆连接器1100内的电路接地端，而是连接于放大器电缆内的另一个电容器C400C的第一端，并且电容器C400C的第二端连接于电路接地端。同样，在图19的电路中，电阻R202A的第二端也连接于电容器C402C的第一端。电容器C402C的第二端连接于屏蔽滤波器罩内的电路接地端。
电容器C402C的第一端连接于电容器C404C的第一端和放大器U400A的正相输入端。电容器C404C的第二端连接于电路接地端。放大器U400A的正相输入端连接于Viso接地。放大器U400A的反相输入端连接于电容器C406的第一端并且第二端连接于电阻R204B的第二端。电容器C406的第二端连接于放大器U400A的输出端。
放大器U400A的正电源管脚连接于Viso+，而U400A的负电源管脚连接于Viso-。放大器U400A的输出端连接于晶体管Q1的基极。晶体管Q1的集电极连接于Viso接地和放大器U401A的管脚4。晶体管Q1的发射极连接于放大器U401A的管脚1。放大器U400A的反相输入端连接于放大器U401A的管脚3和电阻R410的第一端。电阻R410的第二端连接于Viso+。放大器U401A的管脚2连接于电阻R412的第一端并且R412的第二端连接于Viso+。放大器U401A的管脚5连接于电路接地端。放大器U401A的管脚6连接于放大器单元U110A的反相输入端和电阻R413A的第一端。电阻R413A的第二端连接于+5伏。放大器U110A的正相输入端连接于电路接地端。放大器U110A的反相输入端连接于电阻R213A的第一端和电容器C410的第一端。电阻R213A的第二端连接于电阻R214A的第一端和电容器C410的第二端以及放大器U110A的输出端。
如图19中所示，每一参照回路有一带有射频过滤的绝缘地线。为了能够获得最大的绝缘，优选的是将所有的参照回路终止于一个绝缘地线上。这类似于先前描述的的实施例，对每一通道包括信号线和参照线，以及对于所有的信号和参照回路包括两个地线。信号回路接地线连接到附加在身体上的接地电极R39，并且参照回路(绝缘的)接地线连接到身体接地电极R39附近且与身体电绝缘的参照网格。
在图20中示出了检测对象头2030上戴的依据本发明一种实施例的电极支持帽2010。该支持帽包括一个柔软的头盔2050，其具有如2070等的用于耳朵的孔。该帽通过一个下颏带2090保持在头上。在该帽的表面上提供了四个间隔开的测量信号/参照结对，由参考数字2110、2130、2150和2170来表示。每一对通过双绞线2190、2210、2230、2250与外电路连接。
一带有相关参照电极的单独补偿电极，通过其自身的双绞线以提供外部连接，如数字2270所示。该单独补偿电极正好在右耳后。
在头盔2050的颈区的底部，设置有接地电极/参照电极对2290，也通过双绞线连接到远程电路。
图21中示出了通过一测量电极/参照节点对2110的剖面图。
在该剖面图中可以看出，柔性帽头盔2050包含绝缘尼龙弹力织物底层2310，其上设置了一个银涂层尼龙参照网格2230。在这之上，设置了一个上部弹力织物网2350。
这个三层结构2310、2330、2350设置有一个孔，该孔由一个适当绝缘材料的圆柱形索环2370桥连接。中心孔2390沿轴向通过索环的中央。该孔的下部由导电胶2410填充，在其上部并且在此电接触是一个测量电极金属或石墨衬套2430，其位于索环的侧壁，向上通过弹力纤维织物网层2350与测量信号导线2450相连形成了双绞线2190的一半。
直接邻近索环2370是一个参照电极(节点)连线2470，其嵌在包被参照网层2330的导电银中，该导电银与导线2490电连接，导线2490从弹力纤维织物网上端2350引出，与测量信号导线2450拧在一起，形成了双绞线2190的另一半。
在使用中，导电胶2410的下面部分2510与检测对象的头皮接触。
如同依据说明书全文并且根据本领域技术人员的知识所解释的那样，按照描述的实施例对那些实施例作出的修改以及其它的实施例均落入附加权利要求的范围中将是显而易见的。

Claims (62)

1、用于减少所期望信号中的干扰的电子装置，该装置包括：
(a)多个测量信号线路，每一个都连接到各自的测量信号电极；和
(b)一个或多个参照信号线路，每个连接到各自的一个或多个参照电极；
每一个所述测量信号线路或相关的一组所述测量信号线路通过与各自的所述参照信号线路中的一个在物理上密切相近其长度的一个实质部分而相关，使得每个测量信号线路或信号线路组与其对应的参照信号线路形成一个测量信号线路或测量信号线路组/参照信号线路对，所述电子装置进一步包括扣除装置，用于从相关的测量信号线路上的干扰信号，或从该测量信号线路或测量信号线路组/参照信号线路对中的测量信号线路组中的每个测量信号线路扣除每个参照信号线路上的干扰信号；
其中，至少一个测量信号电极被设置成直接电连接于检测对象，并且至少一个参照信号电极被设置成在物理上密切相近但不直接电接触于检测对象。
2、依据权利要求1的电子装置，进一步包括一个导电网格，该网格包括一个或多个所述参照电极。
3、依据权利要求2的电子装置，其中，提供一个绝缘层，用于使导电网格绝缘于检测对象。
4、依据权利要求2或3的装置，其中，所述导电网格包括一个连续性的层状部件。
5、依据权利要求2或3的装置，其中，所述导电网格包括一个分立的部件阵列，该部件分别包括所述参照电极。
6、依据权利要求2至5中任意一项的装置，进一步包括一个电极支架结构，用于支持所述电极和所述导电网格。
7、依据权利要求6的装置，其中，所述电极支架结构包括一个柔韧的帽。
8、依据权利要求6的装置，其中，所述电极支架结构包括一个硬质帽，用于支持所述电极，所述导电网格为柔韧的。
9、依据权利要求6至8中任意一项的装置，其中，设置所述电极支架结构以实现EPM。
10、依据权利要求6至9中任意一项的装置，其中，电极支架结构设备进一步包括一个在其上支持的电极支架，被设置成用来接触检测对象皮肤的所述测量信号电极阵列，被设置成用来独立地电连接于每个所述测量信号电极的第一连接装置，导电网格进一步具有用于独立地电连接于这个或每个所述参照电极的第二连接装置。
11、依据权利要求9或10的装置，其中，所述参照节点的数目基本上与所述测量信号电极的数目相同。
12、依据权利要求9至11中任意一项的装置，其中，每个测量信号电极或信号电极组具有与其在物理上密切相近的各自的相应参照电极。
13、依据权利要求9至12中任意一项的装置，其中，所述电极支架进一步支持一个或多个被设置成用于接触检测对象皮肤的接地电极，该装置还包括用于单独电连接于每个所述接地电极的第三连接装置。
14、依据权利要求9至13中任意一项的装置，其中，电极支架支持一个单接地电极。
15、依据权利要求9至14中任意一项的装置，其中，电极支架支持一个补偿信号电极。
16、当从属于权利要求14时，依据权利要求15的装置，其中，各个参照电极和其自身的独立电连接线被设置成用于接地电极和补偿信号电极。
17、依据上述权利要求中任意一项的装置，其中，各个接地线路被设置成与这个或每个信号线路沿其长度的相当部分相关地密切相近，每个接地线路连接于一个或多个直接或间接电接触于检测对象的接地电极。
18、依据权利要求17的电子装置，进一步包括另一个接地线路，该接地线路被设置成与这个或每个参照信号线路沿其长度的相当部分相关地密切相近。
19、依据上述权利要求中任意一项的电子装置，其中，干扰包括多个干扰分量，该装置进一步包括一个电子电路，该电子电路包括：
(a)至少一个基本信号处理单元，这个或每个基本信号处理单元具有各自的测量信号输入端，用于接收各自的所述测量信号或多个信号中的一个，并且这个或每个基本信号处理单元包括多个干扰减小模块；以及
(b)用于每个干扰减小模块的各个补偿信号分量输入端。
20、依据权利要求19的电子装置，其中，补偿信号输入端经由补偿信号线路连接到直接电连接于检测对象的补偿信号电极，并且电路接地连接线经接地线连接到一个接地电极，各自的参照信号线路被设置成沿其长度的相当部分密切接近于该补偿信号线路和接地线路，该参照信号线路连接到另外的各自的参照电极。
21、依据权利要求19或20的电子装置，进一步包括：
(a)一个补偿信号处理单元，具有补偿信号输入端并包含用来取得补偿信号的装置，多个补偿信号分量中的每一个都与各自的一个或多个干扰分量相关；和
(b)补偿信号处理单元也具有各自的用于每一补偿信号分量的补偿信号分量输出端，每一个所述输出端分别与一个补偿信号分量输入端相连接。
22、依据权利要求21的电子装置，其中，在每个基本信号处理单元内，按照串联方式布置干扰减少模块。
23、依据权利要求21或22的电子装置，其中，在每个基本信号处理单元内，各个干扰减少模块被设置分量别用于减少射频干扰、磁场切换干扰、主电源干扰、眨眼人工赝像干扰和心冲击图干扰中的至少两个。
24、依据权利要求21至23任意一项的电子装置，其中，各个测量信号电极经测量信号线路连接到至少一个基本信号处理单元的这个或每个测量信号输入端，并且直接电接触于检测对象和用于每个测量信号线路或信号线路组，相应的一个参照信号电极经参照信号线路连接到至少一个基本信号处理单元的各自的参照信号输入端。
25、依据权利要求24的电子装置，其中，这个或每个基本信号单元进一步包括扣除装置，用于从相应的各自的测量信号线路或多个线路上的信号中扣除各个参照信号线路上的至少部分信号。
26、依据权利要求24的电子装置，其中，这个或每个基本信号单元进一步包括扣除装置，用于从相应的各自的测量信号线路或多个线路上的信号中扣除一个或多个补偿信号分量的至少一部分。
27、依据权利要求21至26任何一项的电子装置，其中，所述补偿信号处理单元具有一个专用的电路接地连接线。
28、依据权利要求24或25的电子装置，其中，各个信号接地线路沿其长度的相当部分与这个或每个测量信号线路/参照线路对密切临近相关，每个接地线路连接到一个或多个直接或间接电接触检测对象的接地电极。
29、依据权利要求28的电子装置，其中，与信号线路相关的地线电路接地连接头和相关的地线与参照线路的电路地线电绝缘。
30、依据权利要求20的电子装置，其中，每个测量信号线路与其相应的参照线路绞合在一起，并且接地信号线路和补偿信号线路与它们各自的参照线路绞合在一起。
31、依据权利要求30的电子装置，其中，所有的测量信号线路/参照线路对、补偿信号线路/参照线路对和接地线路/参照线路对都绞合在一起。
32、依据权利要求17的电子装置，其中，每个测量信号线路和相关的接地线路分别绞合在一起，并且每个参照线路和相关的接地线路分别绞合在一起。
33、依据权利要求32的电子装置，其中，每个测量信号线路/接地线路双绞线和每个相关的补偿信号线路/接地线路双绞线分别绞合在一起。
34、依据权利要求29的电子装置，其中，每个相关的测量信号线路、参照信号线路和接地线路绞合在一起。
35、依据权利要求17、20或28至34中任意一项的电子装置，其中，所述的或每个测量信号线路/参照信号线路对都被屏蔽。
36、依据权利要求17、20、24、25或28至35中任意一项的电子装置，其中，为至少一些信号线路/参照线路对提供至少一个附加参照线路，连接到相同或各自的另一个参照电极。
37、包括MRI或TMS单元和EPM***的组合测量装置，包含依据上述权利要求中任意一项的用于减少干扰的电子装置。
38、依据权利要求37的组合装置，其中，MRI单元适于fMRI。
39、依据权利要求37或38的组合装置，其中，EPM***选自用于实现EEG、ECG、EMG、EOG、ERG和GSR中的一个或多个的***。
40、用于减少所期望信号中的干扰的方法，该方法包括：
(a)提供多个测量信号线路，每个都承载一种所期望信号和一种干扰信号；
(b)提供一个或多个参照信号线路，每个都承载至少一种干扰信号，每个测量信号线路或相关的一组测量信号线路通过与一个各自的参照信号线路在其长度的相当部分在物理上密切相近而相关，以提供各自的测量信号线路或测量信号线路组/参照信号线路对；并且
(c)执行从相关测量信号线路上的干扰信号，或从它的测量信号线路或测量信号线路组/参照信号线路对中的测量信号线路组中的每个测量信号线路中扣除每个各自参照信号线路上的干扰信号的扣除步骤；
其中，至少一个测量信号电极被设置成直接电连接于检测对象，并且至少一个参照信号电极被设置成在物理上密切相近但不直接电接触于检测对象。
41、用于减少所期望信号的干扰的方法，该方法包括：
(a)提供承载所期望信号和干扰信号的信号线路；
(b)提供承载至少一种干扰信号的参照线路、所述信号线路和参照线路通过在它们长度的相当部分密切物理接近而相关；以及
(c)从信号线路上的干扰信号中扣除参照线路上的干扰信号的扣除步骤。
42、依据权利要求40或41的方法，进一步包括：
(a)产生补偿信号；和
(b)从所述补偿信号产生多个补偿信号分量；
其中，该扣除步骤包括从所述测量信号中单独扣除至少部分每个所述的补偿信号分量。
43、用于减少所期望信号中的干扰的电子装置，该装置包括：
(a)一个连接到信号电极的信号线路；和
(b)一个连接到参照电极的参照线路；
所述信号线路和参照线路通过在物理上密切相近其长度的一个实质部分而相关，所述电子装置进一步包括扣除装置，用于从信号线路上的干扰信号中扣除参照线路上的干扰信号，由此增强信号线路上的所期望信号。
44、用于减少产生自EPM的信号中的干扰的电子装置，该装置包括：
(a)一个连接到信号电极的信号线路；
(b)一个连接到参照电极的参照线路；和
(c)至少一个用于所述信号线路和参照线路的接地线路，所述接地线路或多个线路连接到至少一个接地电极或分别连接到各自的接地电极；
所述电子装置进一步包括扣除装置，用于从信号线路上的信号中扣除参照线路上的干扰信号。
45、用于减少所期望信号中的干扰的电子装置，该装置包括：
(a)多个信号线路，每一个都连接到各自的信号电极；和
(b)一个或多个连接到一个或多个参照电极的参照线路；以及
(c)一个或多个连接到一个或多个接地电极的接地线路；
所述电子装置进一步包括扣除装置，用于从信号线路上的干扰信号中扣除该参照线路或每个参照线路上的干扰信号和/或从信号线路上的干扰信号中扣除该接地线路或每个接地线路上的干扰信号。
46、用于减少产生自EPM的信号中的干扰的方法，该方法包括：
(a)提供承载所期望信号和第一干扰信号的信号线路，所述信号线路连接到信号电极；
(b)提供承载至少一个第二干扰信号的参照线路，所述参照线路连接到参照电极；
(c)提供一个用于所述信号线路和参照线路的接地线路，所述接地线路或多个线路连接到至少一个接地电极或分别连接到各自的接地电极；以及
(d)从信号线路上的第一干扰信号中扣除参照线路上的第二干扰信号的扣除步骤。
47、用于所减少所期望信号中的干扰的方法，该方法包括
(a)提供多个信号线路，每个承载一个所期望信号和一个第一干扰信号；
(b)提供一个或多个承载至少一个第二干扰信号的参照线路；
(c)提供一个或多个接地线路；以及
(d)执行从所述第一干扰信号中扣除第二干扰信号的扣除步骤。
48、用于减少所期望信号中的干扰的电子装置，该装置包括：
(a)多个测量信号线路，每一个都连接到各自的测量信号电极；和
(b)一个或多个参照信号线路，每一个都连接到各自的一个或多个参照电极；
每个所述的测量信号线路通过与各自的一个或多个所述参照信号线路在物理上密切相近其长度的一个实质部分而相关，使得每个测量信号线路和其相应的参照信号线路形成一个测量信号线路/参照信号线路对，所述电子装置进一步包括扣除装置，用于从该测量信号线路/参照信号线路对中的相关测量信号线路上的干扰信号扣除每个参照信号线路或多个线路上的干扰信号；
其中，至少一个测量信号电极被设置成直接电连接于检测对象，并且至少一个参照信号电极被设置成在物理上密切相近但不直接电接触于检测对象。
49、用于支持一个或多个电极的帽，其用在减少所期望信号中干扰的电子装置中，该帽包括：
(a)一个导电层；和
(b)至少一个定位成用于接触检测对象的测量信号电极；所述的至少一个测量信号电极中的至少一个与参照电极相关，与导电层电接触但设置成在使用中不与检测对象直接电接触。
50、依据权利要求49的帽，其中，该导电层包含一个导电网格。
51、依据权利要求49或50的帽，其中，该帽包括一个电极支架结构装置，以实现EPM，该帽进一步包括：被设置成用来接触检测对象皮肤的测量信号电极阵列，被设置成用来独立地电连接于每个所述测量信号电极的第一连接装置，和被设置成用来独立地电连接于该所述参照电极或每个所述参照电极的第二连接装置。
52、依据权利要求49至51中任意一项的帽，其中，提供绝缘层以在使用中使导电层绝缘于检测对象。
53、依据权利要求49至52中任意一项的帽，其中，所述参照电极的数目基本上与所述测量信号电极的数目相同。
54、依据权利要求49至53中任意一项的帽，其中每个测量信号电极或信号电极组具有一个与之在物理上密切相近的各自相应的参照电极。
55、依据权利要求49至54中任意一项的帽，其中所述帽进一步支持一个或多个被设置成用于在使用中接触检测对象皮肤的接地电极，该帽进一步包括第三连接装置，以独立地电连接于每个所述接地电极。
56、依据权利要求49至55中任意一项的帽，其中，该帽支持一个单接地电极。
57、依据权利要求49至56中任意一项的帽，其中，该帽支持一个补偿信号电极。
58、当从属于权利要求56时，依据权利要求57的帽，其中，各个参照电极和其自身的独立电连接线被提供给接地电极和补偿信号电极。
59、依据权利要求49至58中任意一项的帽，其中，所述导电层包括一个连续性的层状部件，该部件包含一个或多个所述参照电极。
60、依据权利要求49至58中任意一项的帽，其中，所述导电层包括一个分立的部件阵列，该部件分别包括一个或多个所述参照电极。
61、依据权利要求49至60中任意一项的帽，其中，所述帽为柔韧的帽。
62、依据权利要求49至60中任意一项的帽，其中所述帽为硬质帽，导电层为柔韧的。
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