專利名稱：用于獲得eeg數據的儀器和方法
用于獲得EEG數據的儀器和方法
技術領域：
本發(fā)明涉及用于獲得EEG數據的儀器和方法。
大約占世界人口 1%的人患有被稱為癲癇的慢性神經疾病。在美國有超過250萬人受到該種疾病侵擾，在英國為35萬人，且每年有3萬人將感染此疾病。盡管用抗癲癇的藥物進行治療，但是患有癲癇的40-50%的人繼續(xù)經歷癲癇的發(fā)作或嚴重的副作用。
腦電圖(EEG)在神經性疾病例如癲癇的診斷和治療中發(fā)揮著至關重要的作用。通常簡單地在醫(yī)院內(in-house)用硬接線的笨重的裝備監(jiān)視患者不超過24小時，產生用于診斷和治療的有限數據。在患者的日常環(huán)境中對患者的持續(xù)(或定期)的長期監(jiān)視有可能顯著改進診斷和治療。更長期才莫式和潛在的目標將更加確定地被神經科專門醫(yī)師所認可，當前藥物的效果將被更精確地監(jiān)視并且劑量將被更有把握地控制。此外，長期持續(xù)的監(jiān)視導致通過發(fā)作預報預先警告患者的可能性，以及甚至是通過例如神經中樞刺激的 一些行為來預防發(fā)作。
使用商業(yè)上可得到的動態(tài)EEG (AEEG)系統(tǒng)在患者的家庭環(huán)境中監(jiān)視患者是可能的。貼附在患者頭部的電極被連接到記錄單元，通常佩戴在腰帶或肩上的袋子上。大部分的型號重約lkg，包括電池組和硬件驅動器，大約是便攜式CD播放機的大小并通常記錄24小時的數據。
使用EEG監(jiān)視的其它應用包括諸如睡眠呼吸暫停的睡眠紊亂的監(jiān)視和i貪斷。
EEG監(jiān)視不僅僅用于檢測不正常的健康狀態(tài)，而且也可用來確定一個人的情緒狀態(tài)并能用于確定一個人是否例如無聊、疲勞、受到壓力或生氣。這樣的監(jiān)視能幫助允許，例如，對于諸如飛行員的人來說改善對數據干擾(barrage)的反應，以及通過將想法電子地傳遞給操作信號來改善假肢的控制。
參考

圖1能進一步理解常規(guī)EEG監(jiān)視方法的基本結構，圖1顯示了放在組織層102例如皮(scale)上、接收諸如EEG信號的信號的多個電極100a、 100b和100c。 ^t擬信號傳遞通過放大器和轉換電路104,將它們轉換為數字信號，數字信號然后被儲存在存儲器106里。隨后在步驟(step)108下載儲存的數字化數據進行分析。
然而，由于其重量和體積，當前的AEEG系統(tǒng)可造成配戴者明顯的不適。
發(fā)明在權利要求中進行陳述。特別地，由于提供用于獲得EEG數據的儀器，該儀器包括用于將EEG信號實時轉轉為簡化的數據集的信號處理部件，因此功率的需求減少了。在一方面，由于提供簡化的數據集，數據的數量減少了 ，使得結合可接受的電池或電源壽命而使無線傳輸成為可能。
現將參考附圖，作為例子，描述本發(fā)明的實施方式，其中
圖1是顯示現有技術AEEG系統(tǒng)的結構的方框圖2a是顯示根據這里描述的方法的AEEG系統(tǒng)的方框圖2b是顯示安裝的AEEG系統(tǒng)的第一實施例示意圖2c是顯示安裝的AEEG系統(tǒng)的第二實施例示意圖3是更詳細顯示根據這里描述的方法的AEEG的信號處理部件的組成的方框圖4a顯示有DC偏移的EGG軌跡；
圖4b顯示來自斬波器(chopper)輸入電路的互補的兩等分部分的斬波器信號；
圖4c顯示借助于圖4b的斬波器信號的圖4a的EEG信號的調制；圖4d顯示移除DC偏移的再生的EEG信號；圖5是顯示斬波器放大器的電路圖6是顯示到斬波器差分放大器的等效高通濾波器的簡圖；圖7更詳細顯示了斬波器差分放大器的電路設計；
圖8是顯示根據本方法的特征提取電路的組成的方框圖；以及
圖9是顯示根據本方法的數據壓縮部件的組成的方框圖。
總的來說，參考圖2a的方框圖能進一步理解本發(fā)明。多個電極200a、200b和200c被緊靠例如為頭皮202的組織放置。如下面更詳細描述以及能夠部分地或全部地以才莫擬部件實現的信號處理部件204接收來自電極的模擬EEG信號。信號處理部件204將接收的EEG信號轉換為簡化的數據集，也就是，轉換為減少數量的數據，同時確保保留的數據沒有丟失可與特殊應用相關的EEG信息。例如，如果系統(tǒng)是用于癲癇的監(jiān)視，那么信號處理單元識別明顯不代表癲癇活動的數據的部分并保持可能代表癲癇活動的數據的那些部分。在涉及認知狀況例如疲勞、瞌睡、壓力、工作量、記憶力、注意力的監(jiān)視的實施例應用中，數據的相關部分可以是包含指示用戶的認知狀況的腦波特征的那些部分。
為了最小化電池大小，實現了低功率電路和系統(tǒng)，以允許簡化的EEG數據集的無線傳輸。如下面更詳細描述的，實現兩種主要方法。
首先，可從信號移除在電極組織界面(202 )產生的偏移電壓。這樣通過減少數字化數據的數量，例如超過6位，降低需要的分辨率。如果移除偏移所需的電路消耗的功率小于其他電路塊處理增加的動態(tài)范圍(也就是增加的位數，典型地為6位)所需的額外功率，就可實現這一目的。
第二，實現本地信號處理技術而不是為隨后的處理儲存所有的數據。典型地實時執(zhí)行的信號處理技術被用于在偏移電壓的移除之后的數據，包括用于重要的EEG信號事件的識別和隔離的特征提取步驟，并確保數據集受限于重要的事件。此外，數據壓縮技術被用來減少數據量同時丟失少量信息或不丟失信息。
然后將簡化的數據集提供給數據輸出部件206，數據輸出部件206是到儲存設備例如磁盤或硬盤驅動器的數據輸出，或者在最優(yōu)化方法中，是到連接到基站210的無線接收器208的無線發(fā)射機，基站210可以是例如監(jiān)視計算機或衛(wèi)生保健專家觀察的屏幕。根據這里描述的方法，由于筒化的數據集以及由此傳輸較少數據所需要的減少的功率，實現控制功率消耗的這種無線結構。例如試圖發(fā)送完整
數據集的當前技術發(fā)展水平的低功率無線收發(fā)器，將以常規(guī)EEG設備中的數據速率在不到幾個小時內就耗盡單個微型紐扣電池。
如果不儲存數據，則能夠免除在常規(guī)設備中典型地由患者佩戴的硬盤或其它存儲設備。這具有進一步的好處，即現有設備的存儲容量不再是限制因素，例如在能夠繼續(xù)監(jiān)視前要求用戶從充滿的存儲盤上載數據。類似的可免除到硬盤的連接線，硬盤典型地佩戴在腰帶上或在肩袋里。因此設備可被制造成更輕、體積更小且更不顯眼，確保其可被更舒適地定期地或持續(xù)地佩戴，以實現持續(xù)的長期監(jiān)視。例如圖2b和圖2c所示，整個儀器能安裝在頭部212上，而不是要求線下垂到在配戴者身體上其他地方的其他大體積部件。特別地，電極214、 216、 218、 220、 222、 224、 226可安裝在頭部上并連接到殼體228，殼體228安裝在用戶的頭部上或頸部上，且包含功率部件、信號處理部件和數據輸出部件。這種結構在圖2b顯示。可選4奪地，如圖2c所示，電路和電池可分布在整個頭部上，因此也分攤了重量以使用戶的舒適度達到最佳。例如， 一些電路可出現在每個電極214、216、 218、 220、 222、 224、 226中或出現在電極214、 216、 218、 220、222、 224、 226的子集中。
通過以;溪擬的方式提供處理部件中的一些或全部，進一步增強低功率需求一例如對于要求信噪比只是大約80dB (13位)的系統(tǒng)來說，模擬實現方式的功率消耗能夠小于等效的數字實現方式。
轉到本發(fā)明的更詳細的方面，參考圖3可進一步理解信號處理電路的組成。通過線路300a到300f從各自的電極接收一個或更多EEG信號一應知道在適當的時候處理任何數量的電極和相應的信號。輸入信號在被傳遞到塊304的初始處理步驟之前，進入在塊302的電壓偏移減少部件，在塊304信號^皮;故大，這個特征在下面更詳細描述。特別地，電壓偏移減少電路302移除電壓偏移以減少數據集，這個步驟能使用模擬部件，例如斬波器放大器實現。
向前轉送移除DC偏移的每個接收的信號到塊306中的特征提取部件。特征提取部件使用本地信號處理算法來檢測重要的事件，例如過濾已知的
EEG分布(profile),這將是神經科專門醫(yī)師或自動化分析工具所感興趣的，這減少了總的功率消耗以及神經科專門醫(yī)師的負擔，神經科專門醫(yī)師沒必要查看不重要的數據。
然后，包括提取的特征的進一步簡化的數據集被轉送到數據壓縮部件308。可使用各種各樣的數據壓縮方法，例如比較各自簡化的EEG信號并輸出代表各自的EEG信號之間的相關性的簡化的數據集。例如基礎EEG信號能夠與用于其它信道的各自的附加信號共同輸出或傳輸，其僅代表在這些信道的每一個和基礎信號之間的差。鑒于典型地觀察到的從頭皮的不同部位上的EEG電極接收的信號之間的相關性，我們發(fā)現用這種方式能獲得顯著的數據減少。通過自動地或啟發(fā)式地識別電極的子組，例如可能表明高度的相關性的位于頭皮的公共區(qū)域的電極，可進一步改進本方法。
為了舉例說明，假定一個信號只來自于一個電極，參考圖4到圖7能進一步理解電壓偏移減少部件。示意性的EEG信號400顯示在圖4A中，并合并了 DC偏移402。頭皮EEG信號展示在大約30赫茲的典型頻率下，大約1微伏和500微伏之間的典型振幅。EEG電極產生典型地在幾十mV(10，s of mV)范圍內的DC偏移電壓。這個DC偏移大約是實際信號的1000倍，如果在放大之前沒有被除去，則此DC偏移將控制動態(tài)范圍。
因此前端^:大器的性能對于符合功率、電壓電源和噪聲約束、與由偏移控制的信號結合的數據采集系統(tǒng)來說是關鍵的。8位的動態(tài)范圍要求小于2pV的均方根輸入參考噪聲電壓。增益應在40dB和50dB之間，以獲得所需的分辨率同時保證;故大器不飽和。電流消耗應該只是在IV電源消耗不超過幾微安，且為了獲得所需的動態(tài)范圍必須除去大的DC偏移。
根據具體的實施方式，使用互補金屬氧化物半導體(CMOS)技術實現電路，互補金屬氧化物半導體特別適用于低成本、低功率系統(tǒng)一單芯片解決方案。然而，這樣的系統(tǒng)表現出高閃爍噪聲(flicker noise )。
因此在一種不限制的實施方式中，本發(fā)明實現"斬波器，，放大器。有專業(yè)技能的讀者一般都知道這種放大器，且參考圖4b到4d能理解一般操作。參考圖4b，能夠看出包括方波脈沖的互補的反相位(out-of-phase)斬波器頻率以斬波頻率(ch叩frequency) &產生。在用斬波頻率的方波;故大之前，調制EEG信號，該斬波頻率理想地被設置為閃爍噪聲可忽略不計的頻率。如在圖4c所示，增加調制的信號，并在斬波頻率fe處放大后，信號被下變頻到基帶，同時閃爍噪聲和任何放大器偏移電壓被同時上變頻到它們能一皮濾出的斬波頻率。因此從圖4c的調制的信號有效提取信號，以提供沒有DC偏移的圖4d的信號。發(fā)現斬波器技術一貫地實現印象深刻的噪聲性能且低功率操作是可能的。然而，現有技術的設計沒有滿足這里描述的類型的EEG無線收發(fā)器特別要求的規(guī)范，且特別是沒有滿足低電壓操作、低噪聲和低功耗的規(guī)定。
另一方面，發(fā)現圖5的電路提供所需的結構，該結構提供用0.35pm的CMOS工藝實現的IV、 1.4pW的斬波器放大器。獲得的輸入參考噪聲電壓是1.5pV均方根(rms)，且增益為44dB。由于輸入EEG信號的動態(tài)范圍由在電極-組織界面產生的偏移電壓控制，因此，通過識別輸入斬波器開關能與放大器輸入電容結合以模擬大的阻抗，輸入高通濾波器將所需的濾波電容限制到40pF。
斬波器放大器接收電容Cf以及向放大器512提供斬波器的四個交叉開關504、 506、 508、 510上的輸入電壓Vm500。用四個NMOS晶體管來實現這些開關，四個NMOS晶體管由不重疊的反相時鐘信號^和cp2驅動，以斬波頻率在0V和IV之間切換。提供在化和cp2切換的四個其他交叉的開關，也就是開關514、 516、 518、 520,以完成在i丈大器512的輸出的頻率轉換過程。輸入晶體管優(yōu)選最小的尺寸以減少從時鐘信號饋通的電荷，例如具有0.4pm的寬度但具有7|im的長度以減少開關的漏極電流噪聲(drain current noise )。由于輸出開關514、 516、 518、 520的噪聲貢獻可忽略不計，因此它們能夠保持最小尺寸。在操作中，開關化和92以反相操作，以向放大器512提供圖4b所示的方波頻率輸入，且輸出開關cp!和q>2， 514到520,類似地以反相操作以提供放大后的下變頻。
在放大之前，除去電極DC偏移是達到需要的動態(tài)范圍所必需的，其由低電壓源嚴格限制。對于0.5Hz以下的高通拐角頻率(high pass cornerfrequency)來說，最小化所需的電容要求非常大的阻抗(對于CF^40pF,RF >101Q D)。最理想地在上變頻信號之前發(fā)生高通濾波，以避免在fc和化+0.5Hz之間設計拐角頻率。此外，為了最小化閃爍噪聲，在頻率上變頻之前不使用有源設備。
從開關電容理論能夠看出，輸入斬波器開關結合差分;^文大器的輸入電容模擬了電阻器RF。等效電路在圖6中顯示。CF 502和有效電阻Rp構成高通濾波器。Cm,! 600和Cin,2 602表示差分放大器的輸入電容。產生電壓Vp的節(jié)點被NMOS輸入開關的體源(body-source) 二極管加偏壓。在時鐘相位化期間，CmJ 600被充電到VF同時Cm,2 602被放電到地電位。相對照地，在cp2期間，Cm,2被放電到VF， Chu被放電。平均電流,m,ave由下式給出
(1)
r r
其中i;是時鐘周期。
假定Cm,尸CmfQn,則等效的濾波器電阻RF由下式給出
f力
通過降低斬波頻率并減小差分放大器輸入晶體管Mi和M2的大小來實現高&,如下面參考圖7討論的。
因此可以看出，通過適當選擇斬波器開關排列和差分^:大器512的部件，能模擬大的阻抗，允許濾波器電容Cp保持為和40pF —樣低，提供3dB頻率0.5Hz的高通濾波器。
圖7的差分放大器包括晶體管Mi 704、 M2706的常規(guī)差分放大器級，其接收輸入電壓700、 702并連接到二極管連接的晶體管M3和M4，晶體管M3和線工作在弱反轉(weak inversion)狀態(tài)且作為負載電阻器，該電阻器形成所需要的尺寸以最優(yōu)化低噪聲。差分放大器級的輸出被各自的電
12容器Ci 728、 C2 730和負載MR1 722、 Mr2 724濾波。在輸入晶體管M5 712、M6 714接收輸出，輸入晶體管M5 712、 M6 714被連接到各自的晶體管M7716、 M8 718構成電流鏡像。在晶體管M6和M8之間，橫跨電容器<:3 732和二極管方式連接的晶體管MR3 726的另一個濾波器兩端，獲得輸出電壓。作為各自的電流源的各自的晶體管M9 734、 M1() 736結合主電流源、晶體管MB9 738，提供到兩個級的DC偏壓條件。
因此差分放大器被設計在兩級中。放大器直接從四個輸入斬波器開關504-510接收未轉換的信號VilU(700) - Vm,2(702)。標準低噪聲設計策略是在第一級中提供高增益。然而，這里第一級已經被選定為二極管方式連接的有源負載差分對。這個緩沖級的自偏壓和低增益是必需的，以使輸入晶體管704和Af2 706小而不發(fā)生促使放大器飽和的失諧以及制程偏差(process variation )。
設計晶體管704、 Af2 706、 Af3 708和M4 710的尺寸是在最小化噪聲、維持高RF和確保Mgml的增益不明顯小于Af3gm3的增益之間的精確的平衡，因為這個第一級的增益是gml/gm3。 M和M2是最小長度以最大化RF。寬度被設置為3.5pm以允許250nA的漏極電流，同時仍然處于子閾值之內，M3和線處于弱反轉，其為寬度36pm、長度4pm。用于在弱反轉的MOS晶體管的等效柵極參考信道噪聲電壓的平方v2n由下式給出
A/ (3)
其中k是波爾茲曼常數，T是絕對溫度，是體源跨導gmbs與柵源跨
導gw的比率，KF是經驗的閃爍噪聲參數，C;是每單位面積的氧化物電容，W是設備寬度以及L是設備長度。
MOS差分放大器的等效輸入參考噪聲電壓的平方v;是
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其中Vnk是晶體管A4的柵極參考信道噪聲電壓。
在這個電路里，為了最小化噪聲，增加漏極電流。由于頻率的上變頻處理，噪聲主要是熱噪聲，以及通過增加的漏極電流改進弱反轉中的跨導。 與強反轉操作不同，這樣導致設備大小的比率變得不重要。
晶體管A^712、 A/6714、 iW7716、 A/8 718和Af1Q 710構成提供增益的 第二級差分放大器。這里的晶體管比第一級的那些晶體管大的多，以確保 失諧和制程偏差影響不大;M5和M6是72(xm乘lOjam的，M7和A^是160pm 乘8pm的。通過每條支路的電流是400nA,足夠使第二級的噪聲是可忽略 的。
第一級的差分輸出是高通濾波的，以控制第二級的共模輸入并除去由 于失諧或制程偏差引起的偏移電壓。在下變頻之前，輸出也被進行高通濾 波。使用二極管方式連接的化m乘化m的PMOS設備Afw 722、 Mr2 724、 AfR3 726來完成濾波，PMOS設備yV/R1 722、 A/r2 724、 A/R3 726連同電容器 Q 728、 C2 730和C3 732構成極高的增量電阻(<10")。 d和C2是10pF， C3是lpF。 d和C2被設置為10pF的更大的值以減少與下一級的輸入電容 的電容性分配。
現在轉到圖8,能夠更詳細地理解特征提取部件。特別地，從以上描 述的電壓偏移減少部件接收信號800。在實踐中，根據是否已經單獨處理 信道或是否已經應用一些多路復用策略，接收一個或多個這樣的信號。以 任何適當的方式自動4全測尖《奪或預期的EEG特征分布(feature profile )， 這對于有專業(yè)技能的讀者是明顯的，使得這里不需要詳細描述，但是一種 可能方法是^f吏用如更詳細描述的EEG小波分析，例如在Niels Coninx的 2005年6月17日的Maastricht大學的學士論文"Automated Detection of Epileptic Events in the Interictal EEG using the Wavelet Transform" 中，其在 這里通過引用而4皮并入。
每個信號傳遞通過濾波器802，濾波器802的沖激響應一皮設計為對選 擇為以類似尖峰或預期的EEG特征分布的母小波執(zhí)行連續(xù)的小波變換。為 了減少對記錄的振幅的依賴，使用標準化小波系數的平方
一-，其中a和b是尺度和平移參數(translation parameter), cj是信號的標準 偏差以及WCa,b)是連續(xù)的小波變換確定的小波系數。
標準化的小波系數被傳遞到塊804,在塊804與預定的閾值比較。如 果系數超過這個值，那么認為在時間上相應的瞬間已經發(fā)生了癲癇事件， 對于其生成小波系數。通過比較用于母小波尺度的標準化小波系數與用于 較大尺度的標準化小波系數，來識別人為現象，其中母小波尺度類似癲癇 事件，較大的尺度類似人為現象。并行地計算這些人為現象系數。如果用 于人為現象的標準化小波系數較大，那么就認為沒有發(fā)生癲癇事件。
使用不同的小波尺度檢測不同的特征。對于不同尺度的小波，使用時 移小波系數的線性組合來檢測例如尖峰和慢波的特征的組合
其中cl和c2是應用于每個特征的預定的加權，as是用于慢波的小波 尺度以及t是兩個特征之間的預期的時移。并行地計算用于不同特征的所 有需要的尺度。
在塊806，能捐Jf又相關的特征，該相關的特征可例如通過時間匹配在 步驟804的峰值識別點與輸入信號的相應的特征、以及選擇提取該特征而 被識別，并且被提取的特征被輸出到信號處理電路的下一級，如下面所描 述的。
因此塊802實現濾波器，該濾波器對于各種母小波尺度執(zhí)行連續(xù)的小 波變換。塊804進行必要的線性組合和比較以檢測癲癇特征。塊806使特 征檢測與被認為包含癲癇事件的原始信號相關聯(lián)。這需要存儲器或時間延 遲電路，以允許輸入信號的適當部分/特征的選擇。特定的特征可用數字或 模擬部件適當地實現。例如濾波器和沖激響應可用模擬電路實現，并且相 關性和提取部件可用數字電路實現。
現在轉到圖9，可更詳細地看到數據壓縮部件的組成。接收輸入信號 900,并且輸入信號900可相應于，例如移除DC偏移的信號，并僅用于每 信道提取的特征。信號在模數轉換器902被數字化，并且在比較部件904接收每個數字化的信道。比較部件比較可以是例如任何額定地挑選的輸入
信道信號的基線(base-line)信號，并將該信號作為基礎(base)信號表示 而輸出，連同將每個比較的信號中的差或增量(delata)作為差值信號表示 而輸出。由于有高的相關度，差值信號中的數據量將少于原始信號中的數 據量，差值信號從原始信號中得到。在一種方法中，到達比較部件的信號 可根據預定的組合(gro叩ing)而^皮分組，相應于例如位于頭皮上已知具 有強烈相關的EEG活動的區(qū)域內的電極布置。信號能通過重新組合每個差 值信號和基礎信號而被重構。
一個適當的EEG壓縮方案在D Gopikrishna等人發(fā)表在Lecture Notes in Computer Science的2002年巻2552的第443—451頁的"A high performance scheme for EEG compression using a multichannel model" 中描
述，其在這里通過引用而被并入，并討論了使用適應性濾波捕獲信道間的 相關性。
相關的EEG信道的組與使用自適應濾波器的單個EEG信道相關，例 如H. Fan和W Kenneth Jenkins在1986年10月的IEEE Trans. Circuits and Systems的巻cas-33編號10的第939-947頁中的"ANew Adaptive HR Filter" 中提出的。單個信道信號x(t)首先使用小波變換壓縮，準備進行傳輸并且 然后^f皮重構，相關的EEG信道的組中的其他信道信號與x(t)相關。此重構 信號x'(t)被傳遞到自適應濾波器中，其周期性地適應性調整濾波器系數， 以將濾波器輸出y'(t)和相關的信道信號y(t)之間的誤差控制在某個預設值 之下。誤差信號e(t)和濾波器系數使用例如離散余弦變換的標準技術被壓 縮，并連同x(t)的壓縮版本一同被傳輸。于是所有的信息在解碼器中顯示， 以完美地重構原始信號。
應再一次理解，能以任何適當的方式，例如使用模擬技術或數字技術， 來適當地實現部件。
單獨的部件能夠是任何適當的類型。例如EEG電極和導線可以是提供 模擬信號到信號處理電路的任何適當的收發(fā)器。信號處理電路的各種部件 能同樣地以任何適當的方式并由容易獲得的部件制成，如對有專業(yè)技能的 讀者來說是明顯的。數據輸出部件能是任何適當的收發(fā)器，再次如對有專業(yè)技能的讀者來說是明顯的。使用任何適當的方法能安裝或安放所有的部 件。
作為所描述的構造的結果，實現了一種低功率、低噪聲、低電壓的構 造，該構造從模擬部件的使用和簡化的數據集的提供受益，以允許長的電 池壽命和可能實時地無線傳輸數據。信號處理部件選擇感興趣的專用特 征，例如在癲癇監(jiān)視情況下的癲癇瞬時現象，減少了將被傳輸和儲存的數 據量。此外在癲癇的特殊情況下，這為醫(yī)生節(jié)約了大量時間，不再要求醫(yī)
生查看不重要的數據。數據的減少降低了 AEEG設備的功率消耗、大小和重量。
應理解，可適當地并置或互換這里描述的方法的各個方面，且本方法 不限于以上描述的具體的實施方式。例如，能支持任何數量的EEG信號信 道，并且能實現以上描述的部件的任何組合，仍然實現功率/數據的節(jié)約。 例如，電壓偏移減少部件、特征提取部件或數據壓縮部件中的任何一個能 協(xié)同數據輸出部件或兩個或更多個的任何組合，以任何期望的順序，獨立
地使用。為了減少可能的耗電并行處理路徑的數量，單獨的信道在任何級 可被多路復用為較少的信道。實現的部件的部分或全部可以模擬方式實 現，且實際上應注意，如果數據輸出部件接收的最終信號本身就是才莫擬的， 那么傳輸模擬信號而不是數字化該信號并傳送數字信號，這進一步減少部 件要求和功率消耗。
在識別適當的信號人為現象時，輸出信號能向患者和/或醫(yī)生觸發(fā)發(fā)作 開始的警報一例如使用特征識別電路和/或使用能例如使用已知的發(fā)作預 防設備來被激勵的預防步驟。
所述方法可實現可替換的方法，例如可以用可替換的噪聲減少電路代 替斬波器放大器。
儀器可以是置于皮下的或另外的植入式的，以及可以是適當調整以適 應例如增大了的信號振幅的各種電路。
最后，應理解雖然這里討論的具體實施例是關于癲癇監(jiān)視，但是本發(fā) 明也適用于其它EEG應用，例如監(jiān)視例如疲勞、瞌睡、壓力、工作量、記憶力和注意力的認知狀況的那些應用。這些是在軍事應用中特別相關的。 在這些情況中，期望的數據是包含指示用戶的認知狀況的腦波特征的數據。
權利要求
1. 一種用于獲得EEG數據的儀器，所述儀器包括信號處理部件和數據輸出部件，所述信號處理部件用于從多個電極中的每一個電極接收一個或更多EEG信號，所述信號處理部件被布置為將各自的EEG信號實時地轉換為簡化的數據集，并將所述簡化的數據集提供給所述數據輸出部件。
2. 如權利要求1所述的儀器，其中所述信號處理部件包括至少一個 模擬信號轉換部件以提供簡化的數據集。
3. 如權利要求1或2所述的儀器，其中所述信號處理部件包括電壓 偏移移除部件，所述電壓偏移移除部件被布置為移除電壓偏移以減少所述 數據集的位的數量。
4. 如權利要求3所述的儀器，其中所述電壓偏移移除部件包括^t擬 部件。
5. 如權利要求4所述的儀器，其中所述電壓偏移移除部件包括模擬 斬波器放大器。
6. 如權利要求5所述的儀器，其中所述模擬斬波器放大器順序地包 括輸入斬波器開關電路級、放大器級和輸出斬波器開關電路級。
7. 如權利要求6所述的儀器，其中所述輸入斬波器開關電路級的有 效電阻和輸入電容以及所述放大器級的輸入電容被設計為構成高通濾波 器。
8. 如權利要求6或7所述的儀器，其中所述放大器級包括處于弱反 轉的CMOS部件。
9. 如前述權利要求中任一項所述的儀器，其中所述信號處理部件包 括特征提取部件。
10. 如權利要求9所述的儀器，其中所述特征提取部件包括具有相應 于EEG信號分布的沖激響應的濾波器。
11. 如權利要求10所述的儀器，其中所述沖激響應被設計為對于相應于EEG信號分布的母小波執(zhí)行小波變換。
12. 如權利要求10或11所述的儀器，其中所述特征提取部件被布置 為識別峰值濾波器輸出并識別用于提取的相應的輸入信號特征。
13. 如權利要求9到12中任一項所述的儀器，其中所述特征提取部 件包括才莫擬部件。
14. 如權利要求9到13中任一項所述的儀器，其被布置為從信號中 提取特征，所述信號從如權利要求3到8中任一項所述的電壓偏移移除部 件接收。
15. 如前述權利要求中任一項所述的儀器，其中所述信號處理部件包 括數據壓縮部件。
16. 如權利要求15所述的儀器，其中所述數據壓縮部件被布置為比 較第一和第二各自的EEG信號，并輸出表示所述各自的EEG信號之間的 相關性的簡化的數據集。
17. 如權利要求16所述的儀器，其中所述相關性包括相應于所述第 一和第二各自的EEG信號之一的基礎信號表示，以及相應于所述第一EEG 信號和第二 EEG信號之間的數學關系的所產生的第三信號。
18. 如權利要求17所述的儀器，其中所述基礎信號和所述第三信號 表示被進一步壓縮。
19. 如權利要求16到18中任一項所述的儀器，其中所述數據壓縮部 件被進一步布置為比較至少第三EEG信號。
20. 如權利要求16到19中任一項所述的儀器，其中EEG信號被分組 以用于以預定的相關組進行比較。
21. 如權利要求20所述的儀器，其中基于相應的電極放置而選擇所 述相關組。
22. 如權利要求16到21中任一項所述的儀器，其中所述數據壓縮部 件從如權利要求3到8中任一項所述的電壓偏移移除部件接收信號。
23. 如權利要求16到21中任一項所述的儀器，其中所述數據壓縮部件從如權利要求9到15中任一項所述的特征提取部件接收信號。
24. 如前述權利要求中任一項所述的儀器，其進一步包括用于為所述 信號處理部件獲得EEG信號的EEG電極。
25. 如權利要求24所述的儀器，其中所述EEG電極將模擬信號提供 到所述信號處理部件。
26. 如前述權利要求中任一項所述的儀器，其中所述數據輸出部件包 括至少一個傳輸部件。
27. 如權利要求26所述的儀器，其中所述數據輸出部件包括無線傳輸。
28. 如權利要求27所述的儀器，其中所述數據輸出部件包括模擬無 線傳輸部件。
29. 如權利要求24到28中任一項所述的儀器，其中所述儀器可安裝 在佩戴者的頭部。
30. —種EEG監(jiān)視系統(tǒng)，其包括如權利要求1到28中任一項所述的 儀器和布置為從數據輸出部件接收數據輸出信號的基站。
31. —種獲得EEG數據的方法，其包括在數據處理部件從多個電極中 的每個電極接收EEG信號，將所述EEG信號實時地轉換為表示特定特征 的簡化的數據集，以及將所述簡化的數據集提供給數據輸出部件。
32. 如權利要求31所述的方法，其進一步包括將所述簡化的數據集 從所述數據輸出部件傳輸到基站。
33. 如權利要求31或32所述的方法，其進一步包括識別表示發(fā)作或 認知狀況發(fā)生的EEG信號，并提供發(fā)作或認知狀況發(fā)生的警告和/或激勵 發(fā)作預防步驟。
34. —種模擬斬波器放大器，其順序地包括輸入斬波器開關電路級、 放大器級和輸出斬波器開關電路級，其中所述輸入斬波器開關電路級的有 效電阻和輸入電容以及所述放大器級的輸入電容被設計為構成高通濾波 哭-口 o
35. 如權利要求34所述的放大器，其中所述放大器級包括處于弱反 轉的CMOS部件。
36. —種電壓偏移移除部件，其包括如權利要求34或35所述的放大器。
37. —種儀器或方法，所述儀器或方法實質上如這里參考附圖的描述。
全文摘要
一種用于獲得EEG數據的儀器包括用于從多個電極中的每個電極接收EEG信號的信號處理部件和數據輸出部件。信號處理部件被布置為將各自的EEG信號實時地轉換為簡化的數據集，并將該簡化的數據集提供給數據輸出部件。
文檔編號A61B5/00GK101553166SQ200780034760
公開日2009年10月7日 申請日期2007年8月2日 優(yōu)先權日2006年8月3日
發(fā)明者以斯帖-奧利維亞·羅德里格茲-維勒加斯, 大衛(wèi)-克里斯多佛·葉提斯 申請人:帝國創(chuàng)新有限公司