本发明涉及一种脑电图测量装置，尤其涉及一种抗干扰的便携式脑电密度谱阵列监测仪。

患者大脑皮层功能状态的评估，目前简便易行的技术手段仍然是脑电图（EEG）检查。

近年来，计算机化的定量脑电图技术逐步引入临床，其中一种EEG时间、频率和功率的三维描述方法就是所谓压缩谱阵列（CSA），该方法能够实时显示EEG随时间推移的功率谱变化趋势，但CSA是以曲线重叠来显示不同时间的功率谱，显然丢失了相当多的谱信息。当前，又出现了以扫描线灰度显示功率谱的密度谱阵列（DSA），或以扫描线色彩显示功率谱的彩色密度谱阵列（CDSA）。由于DSA充分利用了有限的屏幕空间、其信息量大大增加，对于EEG变化趋势更加一目了然，有关CSA和DSA专用监测仪、国外虽已商品化，但均为轮移式大设备，例如日本的DEE-7102B、丹麦的NEUROSCOPE和美国的TM-3500。这种轮移式设备，不仅体积大而且笨重，出诊不便，还缺少良好的抗干扰能力，它们只限于在干扰小的特定的室内应用。

目前国内外尚未见到有关便携式抗干扰能力强的CSA或DSA的小型专用监测仪的报道。

随着集成电路向高密度、低功耗的飞速发展，与台式计算机功能完全相当的笔记本型计算机目前已经商品化。因此，根据上述已有技术轮移式设备工作原理和笔记本型计算机的出现，单从体积重量上将其小型化成为便携式仪器在技术上不存在困难。

但是小型化的目的在于使这种便携式的CSA或DSA的监测仪能够在干扰严重的诸如监护室、手术室等环境中正常工作，这正是已有技术轮移式设备所不及的。为了解决抗干扰问题，日本学者曾报导采用光纤对地隔离技术设计出抗高频电刀干扰的脑电图（EEG）放大器。这种技术在结构上复杂且成本亦高。

本发明目的在于克服上述已有技术所存在的问题以提供一种便携式脑电密度谱阵列（DSA）监测仪，这种监测仪的脑电图信号放大器（以下简称EEG放大器）采用了光耦合隔离技术大大提高了仪器抗干扰能力，使医务人员可随身将其携带到病人现场进行DSA监测。

按照本发明的便携式脑电密度谱阵列监测仪，它包含：

设置于人脑部位并产生脑电图信号的脑电电极部分;

对来自所述脑电电极部分的脑电图信号进行放大、变换、信息发送和可信息接收的脑电图信号放大器部分;

通过一RS-232串行接口接收所述脑电图信号放大器部分发送的信息、对该信息进行处理、存贮和显示并通过该RS-232串行接口可以向所述脑电图信号放大器部分发送控制信息的计算机部分;

所述脑电图信号放大器部分包括：

接收所述脑电电极部分的脑电图信号的前置放大器部分;

将所述前置放大器部分输出的脑电图信号的模拟量转换为相对应的脑电图信号的数字量的模数转换器;

将来自模数转换器的脑电图信号的并行数字量转换为相应的脑电图信号的串行数字量从其发送数据端TXD输出、并可以从其接收数据端RXD接收来自所述计算机部分的所述控制信号的单片微机系统;

其特征在于，

在所述脑电图信号放大器部分中的所述单片微机系统的所述发送数据端TXD与所述计算机部分中的所述RS-232串行接口的接收数据端RXD之间设有将所述脑电图信号放大器部分与所述计算机部分进行干扰隔离的由光电耦合器件构成的脑电信号传输部分。

所述脑电信号传输部分可进一步包含：将来自所述单片微机系统的发送数据端TXD的电信号转变为光信号的所述光电耦合器件的发光驱动部分;将所述光信号还原为电信号的所述光电耦合器件的光电转换部分;和对所述光电转换部分的电信号进行放大、整形后输给所述计算机的RS-232串行接口的接收数据端RXD的放大整形部分。

所述放大整形部分的电源供电端接入所述计算机的RS-232串行接口。

所述放大整形部分的电源供电端可进一步接入所述计算机的RS-232串行接口的发送数据端TXD和数据终端就绪端DTR。

在所述脑电图信号放大器部分中的所述单片微机系统的所述接收数据端RXD与所述计算机部分中的所述RS-232串行接口的发送数据端RXD之间可进一步设有将所述计算机的控制信号传给所述单片微机系统的由光电耦合器件构成的控制信号传输部分。

所述控制信号传输部分可进一步包含：将来自所述计算机的RS-232串行接口的发送数据端的控制信号转变为光信号的所述光电耦合器件的发光驱动部分;将所述光信号还原为电信号的所述光电耦合器件的光电转换部分;和对所述光电转换部分的电信号进行放大、整形后输给所述单片微机系统的接收数据端RXD的放大整形部分。

在所述前置放大器部分与所述模数转换器之间可设置带通滤波器。

如上构成的本发明的便携式脑电密度阵列监测仪，不仅结构简 单、造价低且具有很强的抗干扰能力，使医务人员携带仪器到现场作业可临床进行脑电的实时监测。本仪器环境适应性强、应用范围广能用于危重病人抢救、家庭出诊和野战救护等。

下面结合附图所示实施例详细描述本发明。

图1为本发明一较佳实施例的EEG放大器的硬件结构及整体连接原理图;

图2为图1所示实施例的工作流程框图。

下面参见图1，本发明的便携式脑电密度谱阵列监测仪（以下简称“便携式DSA监测仪”）由脑电电极部分1、EEG放大器（即脑电图信号放大器）2和一包含RS-232串行接口的计算机3组成。脑电电极部分1，按照国际脑电图学会建议的标准电极放置法布设脑电图电极。本发明图1实施例中临床实验接法为Fp1-C3;Fp2-C4;C3-01;C4-02四道。

在图1所示实施例中的EEG放大器2包括：与脑电电极部分1相连并接收其脑电图信号的前置放大器部分21;接于前置放大器部分21输出端对所述脑电图信号进行滤波的带通滤波器部分22;对来自带通滤波器部分22的脑电图信号进行模数转换的模数转换器23;将来自模数转换器23的脑电图信号的并行数字量转换为相应的脑电图信号的串行数字量从其发送数据端TXD输出、并可以从其接收数据端RXD接收来自计算机3的控制信号的单片微机系统24;接于单片微机系统24的发送数据端TXD与计算机3的接收数据端RXD之间由光电耦合器件构成的脑电信号传输部分25;和接于单片微机系统24的接收数据端RXD与计算机3的发送数据端TXD之间的由光电耦合器件构成的控制信号传输部分26。

本实施例中的脑电电极部分1的配置为四道，其对应的前置放大器部分21也由四个前置放大器组成;前置放大器数量的设定取决于电极部分1的设置道数。带通滤波器22的个数与前置放大器的 数量一致，带通滤波器22可设置在脑电图模拟信号通路上的任何位置上;也可以高通、低通滤波器分别设置来代替带通滤波器;若所需脑电图信号频率范围要求很宽，该带通滤波器也可不必设置。

单片微机系统24的主要功能是将来自模数转换器23的脑电图的并行的数字信号转换为串行数字信号从其发送数据端TXD经脑电信号传输部分25输入计算机3的RS-232串行接口31的接收数据端RXD;单片微机系统24的另一功能是由该系统24的接收数据端RXD经控制信号传输部分26接收来自计算机3的RS-232串行接口31的发送数据端TXD的各种控制信号。在本实施例中该控制信号主要为用来改变前置放大器部分21中各前置放大器的增益的控制信号和控制EEG放大器2的供电电源的自动关闭的电源控制信号（未图示）。

下面详细说明本发明的特征部分即脑电信号传输部分25。仍然参见图1，脑电信号传输部分25包括：将来自单片微机系统24的发送数据端TXD的电信号转变为光信号的光电耦合器件的发光驱动部分251;将上述光信号还原为电信号的光电耦合器件的光电转换部分252;和对光电转换部分252的电信号进行放大、整形后输给计算机3的RS-232串行接口的接收数据端RXD的放大整形部分253。

按上述结构，由于利用了光耦合器件的信号单向传输特性和其发光驱动部分251与其光电转换部分252之间在电气上的高度隔离特性，有效地抑制了计算机3中的各种干扰通过信号传输通道从计算机3的RS-232串行接口的接收数据端RXD串入EEG放大器2中。

为了进一步抑制计算机3的干扰通过电源串入EEG放大器2中，将脑电信号传输部分25中的放大整形部分253的电源供电从EEG放大器2的其余部分的电源供电（如图1中所示，该电源供电 采用电池供电）中分离出来，而由计算机3的RS-232串行接口的发送数据端TXD和数据终端就绪（输出）端DTR的输出对其进行电源供电，图1中的二极管D1、D2和电容器C1、C2分别为这种供电方式中的作为正负电源的隔离二极管和滤波电容器。计算机3的RS-232串行接口的发送数据端TXD和数据终端就绪端DTR在计算机3和EEG放大器2之间进行数据传输期间分别为-12V和+12V的电平输出，因此它们可作为放大整形部分253的电源供电。

在图1所示实施例中，由于放大整形部分253采用正负电源供电的运算放大器，故由上述的发送数据端TXD和数据终端就绪端的±12V对其供电。在实际应用中这种放大整形部分253的供电方式取决于放大整形电路的具体结构，它们也可只用上述两端±12V中的任一端+12V或-12V进行单端供电。

控制信号传输部分26包括：接收来自计算机3的RS-232串行接口的发送数据端TXD的控制信号的光电耦合器件的发光驱动部分261;接收发光驱动部分261的光信号并将该光信号还原为电信号的光电耦合器件的光电转换部分262;和对光电转换部分262的电信号进行放大、整形并输给单片微机系统24的接收数据端RXD的放大整形部分263。

在脑电信号传输部分25和控制信号传输部分26中的放大整形部分253和263，它们的设置与否将由与它们相连的光电耦合器件的性能决定。如果所用光电耦合器件的光电转换灵敏度较高和/或自身带有电信号放大部分，则上述的放大整形部分253和263也可省去不用。

控制信号传输部分26的作用是将计算机3中的控制信号传送给EEG放大器2中的单片微机系统24以产生对诸如前置放大器21的增益控制等。如果这类对EEG放大器2中的有关部分的控制改为人工控制的话，则控制信号传输部分26亦可省去不用。

请参见图2，图2为本发明图1所示实施例的便携式脑电密度谱阵列监测仪的二作框图。图2中脑电电极部分1和计算机3为已有技术。下面结合图2说明本发明的工作过程。

首先脑电电极部分1中的电极安放位置采用国际十-二十系统，即Pp1-C3;Fp2-C4;C3-01;C4-02四道。

脑电电极部分1所获得的脑电图信号输给脑电图信号（EEG）放大器2，这些信号在EEG放大器2中被放大、变换为串行数字量发送给计算机3中的RS-232串行接口31，其波特率9600。通过串行接口31，脑电图信号分为两路。一路送入四道EEG曲线生成装置32，在该装置中，脑电图信号按照512点的数据长度排列4道采样数据序列。因每道采样率为128赫，所以每道采样时间为4秒。脑电图信号经四道EEG曲线生成装置32处理后形成四道连续的脑电图时间曲线送入信息显示装置37如液晶显示屏、或萤光屏等显示器进行四道脑电图曲线的实时显示。与此同时，四道EEG曲线生成装置32输出的四道脑电图实时采样数据送入信息存贮装置36进行存贮。

另一路脑电图信号从串行接口31进入FFT变换装置33，在FFT变换装置33中，把串行接口31输入的每道512个时间数据序列，用快速富里叶变换计算方法转换为频率数据序列，并取1-25赫频段内功率谱。

FFT变换装置33的输出的一路送参数计算装置34，该装置34计算各道的进界频率和1-25赫频段内的平均能量幅度值并将这些数据送信息存贮装置36中进行存贮。FFT变换装置33的输出的另一路送DSA图像生成装置35，在DSA图像生成装置35中对来自FFT变换装置33的频率数据进行DSA分析和图像生成。

DSA是一种EEG信号时间、频率和功率的数学三维图像描述方法，其主要优点是在有限的监视器屏幕空间中最大限度地提供了 信号特征。DSA图像各像素表达为P（f，t），它指示第七时刻EEG信号频率为f处的相对功率值，P（f，t）值采用不同灰度（或颜色）（本实施例中为八种）加以区分。

DSA图像生成装置35输出的图像数据一方面送信息存贮装置36存贮;另一方面送信息显示装置37进行图像显示。在本实施例中，每路EEG信号DSA像素点为50＊150，水平方向表示频率1-25赫，0.5赫一点，共50点。垂直方向表示时间0-15分钟，0.1分钟一线，共150线。EEG信号采样率128赫，512个采样点，4秒一个采样段，经快速富里叶变换后计算出该采样段的频率空间相对功率值，为了适应连续监测的需要，DSA图像每隔0.1分钟向上滚动刷新一次，屏幕始终保持当前15分钟的DSA图像。

以上结合较佳实施例详细描述了本发明，由于在上述实施例中本发明在其EEG放大器2与计算机3之间的接口电路中采用了光电耦合隔离技术的脑电信号传输部分25和控制信号传输部分26，并采用电源分离技术对EEG放大器2中的与计算机3直接相连的电路部分巧妙地利用计算机3的串行接口31中的有关端口对其供电。通过以上技术措施有效地克服了计算机3中的各种干扰串入EEG放大器2中的可能性，使本仪器具有极强的抗干扰能力，从而使本仪器能够小型化以适应各种干扰严重场合下的应用。