CN103096788B - 用于脑电图学的信号处理设备及配有该设备的电缆系统 - Google Patents

Abstract

揭示了一种在脑电图学（EEG）中使用的信号处理设备，包括：用于接收在患者头上区域处检测出的电信号的输入装置；至少一个放大器；高截止滤波器，以及至少一个输出装置，其中，信号先通过高截止滤波器滤波，然后再由放大器进行放大，使得经放大的信号在至少一个输出装置处是可用的。

Description

用于脑电图学的信号处理设备及配有该设备的电缆系统

技术领域

本发明涉及脑电图学中使用的信号处理设备，并尤其涉及这种设备的初始放大阶段。本发明在对已安装人工耳蜗植入器（cochlearimplant）的患者进行评估方面具有特定的应用。

背景技术

诸如听觉事件的外部刺激在脑干和听觉投射区引起脑电活动。这种活动可通过脑电图学（EEG）检测出来，这是因为通过置于人的头皮上的电极可检测出正听到声音的人的头皮上的电压。因此，EEG技术可应用于诊断具有听觉问题的患者，EEG技术也可特别应用于诊断没有语言能力的婴儿和幼儿，以向听力学家解释他们在听力测试中的体验。

这样的测试被用于诊断导致患者听力问题的可能的原因。在一些情况下，这些诊断将针对于将助听器还是人工耳蜗植入器，或者这两者，作为推荐的治疗选择。可借助于人工耳蜗植入器的患者在出生后尽早接受这些治疗是很重要的，并且优选地是在他们长到12个月的月龄之前。而且，在安装助听器或人工耳蜗植入器之后，患者通常会接受听力测试，以监控这些助听器或人工耳蜗植入器的效果，并且在需要时作出调整。也可以使用EEG技术来执行对该装置的效果的这种监控。

EEG过程中的干扰是一个长期存在的问题。所考虑的信号以外的信号的幅度可达到某个数量级或变得更大，这是因为其它的脑部活动和其它的信源也被电极所拾取。在头皮和检测EEG电压的电子电路之间的连接线易受到来自电缆和环境中其它电磁噪声源的干扰，并且这种干扰还增大了记录中的噪声。可能感生出大的共模信号。常规地，采用高增益差分放大器来放大从头皮上的两个点处拾取的信号。这种差分电压与重复的输入声音同时进行平均，以提高所引起的响应相对于噪声的信噪比。一些装置在电极位置附近并入高增益放大器形式的放大。

对配戴人工耳蜗植入器的对象进行记录引发了额外的问题，因为通过皮肤发送到所植入的电子装置的信号，以及由所植入的电子装置发送至置于耳蜗中的电极的电流，均可能在头皮上导致较大的差分信号，这可能使高增益放大器过载。这种情况一般导致了大的人为产生的波形，其可能使佩戴者的诱发响应变得不明显。备选地，较小的人为波形可具有和脑部响应于声音所正常形成的波形相同的外观，因此产生大脑已经对该声音作出反映的错误印象。这种人为假象是与声学刺激时间锁定的，并不能通过平均来减小。这种人为假象的幅度可能非常大，以至于使对诱发响应的检测成为不可能。

目前需要一种能够有效地检测皮层对听觉刺激的响应的改进的设备，尤其用于佩戴人工耳蜗植入器的对象。

发明内容

本发明的第一方面提供了一种在脑电图学（EEG）中使用的信号处理设备，包括：用于接收在患者头上区域处检测出的电信号的输入装置；至少一个放大器；高截止滤波器，以及至少一个输出装置，其中，信号在被放大器放大之前，先通过高截止滤波器滤波，使得经放大的信号在至少一个输出装置处是可用的。

高截止放大器的转折频率可以为大约500Hz。

高截止放大器的转折频率可以为大约200Hz。

高截止放大器的转折频率可以为大约100Hz。

高截止放大器的转折频率可以为大约50Hz。

该装置可被布置成工作在阻抗测量模式下，在该模式下，将输入装置连接至已知值的电阻，该电阻继而被连接至至少一个输出装置。

该信号处理设备可被布置成，通过由控制系统发出的控制信号，置于阻抗测量模式下。

可将放大器和低通滤波器与EEG电极连接器一起封装在外壳中，输入装置与被布置成直接接合EEG电极的电极连接器电连接。

本发明的第二方面提供了一种在脑电图学（EEG）中使用的电缆系统，其包括电缆，该电缆在一端处端接用于连接至接口的连接器，而在另一端处端接依据本发明的第一方面的信号处理设备。

本发明的第三方面提供了一种在脑电图学（EEG）中使用的电缆系统的设备，其包括依据本发明第二方面的第一和第二电缆系统，并且其中，信号处理设备是匹配的，并且将其输出装置进行合并以形成差分放大器。

本发明的第四方面提供了一种测量患者脑皮层活动的方法，其包括以下步骤：通过至少两个电极在患者头上的至少两个区域处检测电信号，以产生第一有源信号和第二参考信号；将这些信号进行滤波，以使一定频率范围内的信号衰减；将有源信号和参考信号的剩余部分进行放大并比较，以产生脑皮层活动的测量值。

滤波步骤可在大约500Hz以上使信号衰减。

滤波步骤可在大约200Hz以上使信号衰减。

滤波步骤可在大约100Hz以上使信号衰减。

滤波步骤可在大约50Hz以上使信号衰减。

该至少两个电极可通过分离的导体被连接至接口单元。

附图说明

现在将参考附图，仅通过示例的方式说明本发明的实施例，其中：

图1是依据本发明的在EEG中使用的第一电缆系统的示意性表示；

图2与图1中的电缆系统一起在EEG中使用的第二电缆系统的示意性表示；以及

图3是依据图1的电缆系统的一个端部的图示。

具体实施方式

本发明的实施例包括一组电极电缆系统，其包括一个或多个有源电极电缆系统、参考电极电缆系统，以及接地电极电缆系统。每一个电缆系统在其两端都具有终端头。连接端部终端头的电缆可弯曲、重量轻、通过毡（felt）或具有相似物理性质的其它材料加固，并包括多个带屏蔽层的导体。一个终端头（电极终端头）配有微型电子组件，并且被定制模压成具有扣式连接器（snapconnector），其与附着到头皮上的电极的扣式连接器匹配。在另一端的终端头连接接口单元，其包括其它的后续电子电路，这些电子电路可提供额外的放大、模拟到数字转换、控制、安全绝缘，以及PC接口。

在参考电极终端头中的电子电路可在两种模式中的一种模式下工作，这两种模式可由接口单元通过控制信号选定。在阻抗模式下，该电路返回承载着关于接地和参考电极之间的阻抗的信息的电压。该信号可被用于计算接地和参考电极之间的阻抗。在响应测量模式下，该电路提供在参考位置处拾取的信号的低阻抗输出。该具有低输出阻抗的信号经由接口盒被馈给有源电极终端头电路，以实施对参考信号和有源信号之间差异的高度放大。

类似地，在有源电极终端头中的电子电路可在可由接口单元通过控制信号选择的两个模式中的一个模式下工作。在阻抗模式下，电路返回承载着关于接地和有源电极之间的阻抗的信息的电压。该信号可被用于计算接地和有源电极之间的阻抗。在响应测量模式下，来自有源电极的信号和来自参考电极终端头电路的参考信号被馈给高增益差分放大器。低阻抗输出沿电缆被馈给接口单元。

在接地电极终端头中的电子电路限于ESD抑制器部件。在阻抗模式下，可通过接口单元将交流电压信号呈现给接地电极。在响应测量模式下，接地电极可以是常规的右腿驱动（driven-right-leg）电极。

参考图1，EEG电缆系统100在一端处端接信号处理设备10，该装置包括EEG电极输入连接器12，以接收在患者头上的位置处检测到的电信号。该装置进一步包括：至少一个具有操作放大器A1形式的放大器、具有电容C1形式的高截止滤波器，以及输出18。

电缆系统100进一步包括一段屏蔽的电缆120，其包括五个带电导体、模式控制、参考/电路接地端，以及有源输出信号，如图所标识出的。电缆在另一端处端接七管脚的Mini-DIN连接器110。将屏蔽层连接到其中的一个管脚上，而不是连接到护套上。电缆120一般为大约1.5米长。为了方便说明的目的，图中所示出的电缆要短得多。

该电路可按照模式控制信号的逻辑状态所确定的模式，在阻抗测量模式或响应测量模式下工作。在响应测量模式下，开关X1被打开，正如所示出的。由反馈网络FB1设置放大，其在A1的输出和从参考电极经由电极电缆中的导体发出的参考信号之间起到分压器的作用。在优选实施例中FB1被设置成提供在由有源电极拾取的信号的通带中相对于参考信号的121倍的放大。可在该反馈电路中加入频率整形。Z1为静电释放装置，包括该装置是为了通过限制可能提供给A1的最大电压来保护电路。R1通过限制可流入A1的电流完成了这种保护作用。

在阻抗模式下，在接口单元中的电路将电路接地端而不是参考端转换至终端头电路。其也将模式控制状态改为闭合开关X1。接口电路还向接地电极施加已知的交流电流信号。该电压导致电流流经有源电极和接地电极之间的头皮并通过R1和R2。后者连接电路接地端。在这种模式下，由于接地电极处的施加电压、R1和R2是已知的，有源输出电压可被用于计算两个电极之间的电阻。

对于在对象正佩戴人工耳蜗植入器时的皮层记录，由于耳蜗植入器导致的人为假象可通过置于电极拾取位置右边的C1实现的高截止滤波器被抑制。其被放置在有源电路之前以消除A1的过载。这显著地增加了在恶劣情况下（例如非常接近于人工耳蜗植入器）对所引起的响应记录（特别是皮层响应记录）的应用。在应用于皮层响应测试的优选实施例中，与R1和C1串联的源阻抗设定的转折频率有利地随电极接触点状态而改变。其在连接越差（阻抗越高）时越低，从而抑制越多的噪声和人为假象。在电极连接良好，源电阻为5kΩ左右时，将转折频率设定为50Hz。在图1中示出的电路中，这些组件的可适用的值如下：R1=10.0kΩ，R2=270Ω，C1=0.22μF。

参考图2，示出了用于参考电极的电缆系统，并且其在很多方面与有源电极电缆系统相似。同样地，屏蔽电缆220在两个端部处终止。一端处为信号处理设备20，另一端处为七管脚Mini-DIN插头210。屏蔽电缆包括五个带电导体、模式控制电路接地/参考输出信号，如图所标识出的。A2为操作放大器。

该电路可按照模式控制信号的逻辑状态所确定的模式，在阻抗测量模式或响应测量模式下工作。在响应采集模式下，开关X2打开，如图所示。通过反馈网络FB2、A2的输出与电路接地端之间的分压器设定放大。在优选实施例中FB2被设定成提供刚超过1（121除以120）的放大。这与有源电极终端头电路的放大匹配，以获得高共模抑制和高差分放大。Z2为静电释放装置，将其包括在内是为了通过削弱可能在A2出现的最大电压来保护电路。R3通过限制可流入A2的电流来完成这种保护。

在阻抗模式下，接口单元改变模式控制状态以闭合开关X2。该接口电路还向接地电极施加已知的交流电流信号。与有源终端头电路的操作相似，在这种模式下，因为在接地电极处的施加电压、R3和R4是已知的，可使用参考输出电压计算接地端和参考电极之间的电阻。

对于在对象正佩戴人工耳蜗植入器时的皮层记录，由于人工耳蜗植入器引起的人为假象通过置于电极拾取位置右边的C2实现的高截止滤波器被抑制。其被放置在有源电路之前以消除A2的饱和作用。这相当大地增加了在恶劣条件（例如在非常接近于人工耳蜗植入器时）下对所引起的响应记录（特别是皮层响应记录）的应用。在应用于耳蜗响应测验中的优选实施例中，由源阻抗和与C2串联的R3设定的转折频率有利地随电极接触状态改变。其在连接越差（阻抗越高）时越低，从而抑制更多的噪声和人为假象。在电极连接良好、源阻抗为约5kΩ时，转折频率被设定为50Hz。

参考图3，在火柴杆400旁边示出了电极终端头10的优选实施例的内部结构，示出该火柴杆是为了给出比例概念。将表面贴装微型组件安装在薄印刷电路基板的一个侧面上，并且将EEG电极连接器310安装在该基板的反面上，并直接连接至电路输入12（见图1）。制成的终端由模制塑料外壳320覆盖。连接器310保持暴露在外并且与可揭除的自黏贴EEG电极扣式安装（snap-fit）在一起。这种布置免除了在电极和电子电路之间的所有导线。

可见，本发明的实施例具有以下优点中的至少一个：

可被用于监控佩戴人工耳蜗植入器的患者对听觉刺激的皮层响应；

信号处理设备可工作在阻抗模式下，以确保在测试之前获得适当的电极接触点；

将处理装置放置在电极位置处减低了干扰。

对于那些本领域技术人员显而易见的是，可将分开的电缆系统组合成单个电缆系统，其中分开的导体被结合在一端处端接接口终端头或无线发射器，而在另一端处端接分开的电极连接器的单个电缆中。

本文所包含的现有技术的任何参考并不被认为承认该信息为普通一般知识，除非另外指出。

最后，可体会到的是，不同的备选或附加物都可作为前面说明的部分，而不背离本发明的精神或范围。

Claims (4)

1.一种在脑电图学(EEG)中使用的电缆系统，其包括第一电缆系统和第二电缆系统；

每个电缆系统包括电缆，所述电缆在一端处端接用于连接至各自的接口的连接器，并且在另一端处端接各自的信号处理设备；

每个信号处理设备包括：

输入装置，其用于接收在患者头上的区域处检测到的电信号；

至少一个放大器；

高截止滤波器；以及

至少一个输出装置；

其中，所述信号在通过所述放大器放大之前，先通过所述高截止滤波器滤波，使经放大的信号在所述至少一个输出装置处是可用的，并且其中所述放大器和高截止滤波器与EEG电极连接器一起被封装在外壳中，所述输入装置与所述EEG电极连接器电连接，该EEG电极连接器被布置成与EEG电极直接接合，并且其中，所述信号处理设备是匹配的，并且所述信号处理设备的输出装置被组合以形成差分放大器。

2.如权利要求1中所述的电缆系统，其被布置成工作在阻抗测量模式下，其中，所述输入装置连接至电阻值已知的电阻，该电阻继而被连接至所述至少一个输出装置。

3.如权利要求2所述的电缆系统，其被布置成，通过由控制系统发出的控制信号被置于所述阻抗测量模式下。

4.一种用于测量已安装人工耳蜗植入器的患者的脑皮层活动的方法，包括以下步骤：

通过至少两个电极在患者头上的至少两个区域处检测电信号，以产生第一有源信号和第二参考信号，所述至少两个电极直接接合到如权利要求1所述的电缆系统的各信号处理设备的所述EEG电极连接器；

将所述有源和参考信号滤波以在50Hz以上使所述信号衰减；

将所述有源和参考信号的剩余部分进行放大和比较，以产生对脑皮层活动的测量。