具有电极验证的个人EEG监测装置的制作方法

本发明涉及EEG信号的测量。本发明更具体地地涉及个人可佩戴式EEG监测器，其被适配为戴在人的头上。EEG监测器包括具有电极的EEG传感器部分，该电极被安装在人的皮肤表层上，用于测量来自所述人的一个或更多EEG信号。EEG监测器还包括EEG信号分析器，其被适配为传输来自EEG传感器部分的EEG信号，并被适配为监测佩戴该设备的人的EEG信号。

背景技术：
个人可佩戴式EEG监测器能够实现EEG的监测以检测明显的癫痫病，并也可以用于长期的EEG记录。这种个人可佩戴式EEG监测器可参考WO2007/150003，其描述了具有植入电极的长期EEG监测系统。WO2006/066577描述了通过分析从植入电极获得的EEG信号来检测低血糖发作的个人监测设备。WO2007/047667描述了部分地通过耳道内电极的应用的EEG监测。还描述了听觉诱发电势的应用。已发现用于长期EEG信号测量的可佩戴式个人设备可以被放置在用户耳朵的耳后或耳内区域，以获得若干优势。该位置对于生理、美观和操作的原因是理想的。另外，在耳道内测量EEG信号具有的优势是：因为耳道延伸至会部分屏蔽EEG电极的头部以内，从而使该测量可以更好的免受外部电场的干扰。在带有电极的耳机和耳道之间获得良好的匹配是可能的，并且由此皮肤和电极的接触对移动和皮肤紧张变得不那么敏感。除此之外，耳朵本身或其部分还可以用于设备的联附。很多EEG信号还能从耳朵区域获得。可佩戴式EEG监测器的其他实例可以是具有EEG反馈的助听器（例如，根据从EEG信号中提取的信息，以某种方式调节助听器）和个人健康监测设备。个人健康监测设备的实例可以是糖尿病患者的低血糖报警装置和癫痫病患者的癫痫发作报警装置。用于诊断或研究目的连续监测EEG信号也可以相关。可佩戴式个人设备中用于EEG测量的电极的不同特性的需求和权衡与临床应用，例如医院里病人的短期EEG监测，中的电极是不同的。对可佩戴式个人设备中的电极的典型需求是：必须易于放置、不会给皮肤施加任何压力（例如，引起皮肤紧张）、必须舒适小型（例如助听器的尺寸）、必须美观上可接受、避免在皮肤和电极之间增加凝胶（即干电极）、并且通常不需要备皮。这些需求影响信号采集性能和电极的可靠性，因为这些需求会使皮肤与电极之间的良好电接触的获得变得更困难。因此，为这种设备设计的电极通常具有较大的阻抗（例如，在几百千欧姆范围内），阻抗变化大，而且比临床应用的电极可靠性差。用于电子生物-电势测量，例如EEG，的传统电极是通过测量两个或更多电极元件之间的电阻抗而验证的。这种方法对于临床应用和具有适当低阻抗，例如不超过几百千欧姆，的电极是可行的。现今已发现没有足够可靠的测量具有较大电阻抗的电极阻抗的方法。这是因为如果两个电极之间有电连接，则只显示测量电阻抗，而如果电极在测量EEG信号则不显示测量电阻抗。电连接还可以通过保持电极的部分上的污垢层实现。

技术实现要素：
可佩戴式个人设备中EEG信号的长期测量需要对电极测量的EEG信号进行验证，并且基于上述原因，需要另一种方法测量电阻抗。电极验证必须容易地被用户执行。另外，电极验证应最好是设备的集成功能。已发现，该方案在个人可佩戴式EEG检测器中进一步包括EEG刺激控制装置，其被适配为至少执行下述操作之一：给人提供刺激，要求人执行刺激建立行为，识别可能的刺激建立环境声音。EEG监测器还包括EEG响应检测装置和分类器，响应检测装置用于识别由刺激引起的EEG信号中的诱发响应，分类器基于至少一个诱发响应决定皮肤表层电极是否接收人的EEG信号。术语诱发响应表示由刺激诱发的EEG信号，其区别于其他自发EEG信号。诱发响应的实例在表1中列出。本文系统中涉及的一种潜在的刺激是广义上的听觉刺激，而且测量的信号可以是，比如听觉诱发响应。听觉诱发电位可用于通过渐进的听觉通路，跟踪声音产生的信号。因此测量的信号可以包括耳蜗、耳蜗神经、耳蜗核、上橄榄复合体、外侧丘系、中脑下丘、内侧膝状体和皮质中产生的诱发响应。因此诱发听觉响应可以反映：1）听觉通路中的刺激过程中，对听觉信号的直接和自动响应；2）大脑皮质中的处理引起的响应。其中第一个被称为听觉诱发电位，是来自听觉通路处理中的先天响应，后一个需要用户的协作或某些所需的技能。为了利用第一种诱发响应，听觉信号通常具有某些简单的声学特性，例如，比如调幅或音调扫描。为了利用第二种诱发响应，信号通常具有较多复杂信息，例如，比如音节系列，词或包含指令的句子或具有语法错误的句子。听觉诱发响应的方法是众所周知的，例如，在听觉通路研究领域和诊断用药物领域。下文描述用于电极验证的诱发响应的使用，集中描述某种预期响应的建立，以及预期响应的存在验证电极测量有效的EEG信号。EEG传感器部分被认为是组合的EEG电极，不论其是否被放在一个单元里还是只通过线路连接。EEG传感器部分可以或可以不包括用于收集和预处理来自电极的EEG信号的信号采集装置。如果在EEG信号中没有检测到诱发响应，原因可以是一个或更多电极和皮肤表层之间没有连接或连接太差。在这种情况下会发出通知，以便人重新安装电极。潜在的刺激建立环境声音可以，比如是经过一段相对安静的时间之后突然的声音。也可以是背景声音的其他突然改变。术语潜在的表示不存在被识别的声音还能诱发EEG响应的确定性。在EEG检测器的实例中，电极是干电极，即，被适配为不需要备皮，例如电极和皮肤之间的凝胶，而工作。干电极具有相对较高的阻抗和电极的验证，即，因此确认电极实质上接收EEG信号变得特别重要。在EEG监测器实施例中，至少一个电极被适配为可移动的，并被安装在人的耳道内。正如上文在耳道中测量EEG信号有若干优势。在另一个实施例中两个或更多电极被安装在耳道内。在人的两个耳道内至少有一个电极进行EEG监测也是可能的。在EEG监测器实施例中，EEG刺激控制装置通过监测器中的接收器或扬声器提供听觉刺激给人。这样做的优势是人不需要执行主动行为进行电极验证。在EEG监测器实施例中，EEG刺激控制装置被适配为从环境中识别能够引起诱发响应的声音。这样做的另一个优势是人甚至不会注意到EEG电极被验证。在EEG监测器实施例中，EEG刺激控制装置被适配为要求人睁和闭眼。这样做提供了非常清晰的诱发响应。上文描述的三个用于提供EEG刺激的不同实施例可以被组合，以使比如当电极被安装或重新安装在人身上时，可以应用具有睁眼和闭眼的实施例，并应用从环境识别声音的实施例以控制电极在规定时间间隔内接收实际的EEG信号。如果人处在安静的听觉环境中，EEG监测器会应用提供听觉刺激的实施例。在EEG监测器的实施例中，刺激至少被重复两次，以用于电极验证。这将提供更可靠的结果。在EEG监测器实施例中，至少一个安装在耳道内的电极被安装在耳机上，所提供的耳机具有固定的形状以匹配人的耳道。这样制作的耳机，尤其是针对佩戴EEG监测器的人的耳道尺寸，使得人在每次使用时，将很容易的将耳机准确地安装在相同的位置。这保证在每次使用EEG监测器时从相同位置上获得EEG信号。从而在一次时间段中获得EEG信号与不同时间段内获得的EEG信号是相容的，不同时间段是指在两个时间段内，耳机被移动以及重新安装。提供具有固定形状的耳机还包括弹性材料，以使耳机佩戴更舒舒适。在EEG监测器实施例中，监测器包括安装在EEG传感器部分外部的平板电极，平板电极被适配为安装在被监测人的头上。这种平板电极可被用于特殊用途，比如，获得无法从耳道中获得的特定EEG信号。在EEG监测器实施例中，监测器被适配为测试作为整体的电极的有效性。在另一个实施中，电极的有效性被逐对测试。如果所有可能的电极组合都被逐对测试了，则每个单个电极的有效性也明确了。在EEG监测器实施例中，组合通过识别诱发响应进行电极验证与测量皮肤表层上的电极之间的电阻抗。这样还可以增加电极验证的可靠性。EEG监测器实施例中还包括通知装置，如果EEG信号没有被接收，则其用于通知人。然后人可以改进电极部分的位置。在EEG监测器的另一个实施例中还包括，如果电极没有接收到EEG信号，则将通知无线传输至外部单元的装置。在第二方面，本发明涉及通过EEG监测器连续监测人的EEG信号的方法。EEG监测器被佩戴在人的头上，方法包括通过具有皮肤表层电极的EEG传感器部分测量一个或更多来自人的EEG信号的步骤，将EEG信号从EEG传感器部分传输到具有EEG信号处理装置的处理单元，并在处理单元中监测人的EEG信号。该方法还包括通过执行至少下述步骤之一在EEG信号中引起诱发响应：提供刺激给人，要求人执行刺激建立行为，或识别刺激建立环境声音。该方法还包括识别由刺激引起的EEG信号中的诱发响应，基于诱发响应决定皮肤表层电极接收人的EEG信号，如果EEG信号没有被电极接收则通知人。该方法的实施例包括如果EEG信号没有被电极接收则通知人的步骤。该方法的实施例包括识别具体电极接收EEG信号的步骤。然后EEG信号可以被这些电极监测。该方法的另一个实施例包括重新配置EEG监测器步骤，以通过应用接收EEG信号的电极测量EEG信号。该方法的实施例包括以根据所述电极是否接收EEG信号的先前决定预选或调节的时间间隔，重复在EEG信号中引起诱发响应的步骤，以及识别EEG信号中的诱发响应。对一个癫痫发作的人的紧急预测也会影响时间间隔的选择。附图说明现在参考附图进一步详细说明本发明实施例。图1图示了装有电极验证系统，基于扬声器产生的音频刺激引起的听觉诱发响应的可佩戴式个人设备的方框图。图2图示了图1改变的方框图，其中的音频刺激来自用户声音环境。图3图示了集成有电极验证的设备的实例，其中电极被安装在耳塞上。图4图示了集成有电极验证的设备的另一个实例，该设备还具有平板电极。图5完整图示了耳道内设备。图6图示了不同时间段的初始信号分析。图7图示了用于图6中频率分析块的方框图的三个不同实例。图8图示了分别闭眼和睁眼情形下被抽样的EEG功率谱的实例。图9图示了在图8中被分析信号的时间频率特性图。图10图示了alpha频带内频率分量的平均值，即，图9中第二轴的子样本平均值。图11图示了图8中被分析信号的alpha频带功率的直方图，即，图10中信号的直方图。图12图示了二维分类器的构造实例。具体实施方式图1显示了用于电极验证和测量设置的系统。虚线框表示具有电极验证的可佩戴式个人设备1。该设备包括从音频发生器6中接收电信号以及产生声学信号的扬声器2。声学信号被用于引起诱发EEG电位，仅由声音直接引起，以获得听觉诱发电位，或间接地通过指导人执行行为引起EEG信号中的诱发电位。设备1还包括至少两个电极3，用于测量来自用户脑部10的EEG信号。电极验证系统包括信号采集装置4，采集来自电极3的EEG信号。电极3形成EEG传感器部分。信号采集装置4还可以被放置成为EEG传感器部分的部分。信号被送入EEG信号分析器5中执行EEG信号监测。电极验证控制器7将从电极3中采集的信号与音频发生器6和扬声器2给出的声学信号的时间比较。根据电极验证控制器7决定电极采集到的信号是否是EEG信号。分类器决定电极3是否检测诱发响应以接收EEG信号，是电极验证控制器7的部分。EEG刺激控制装置对应图1实施例中的音频发生器6。EEG响应检测装置是电极验证控制器7的部分，并识别从EEG信号分析器5接收到的EEG信号中的诱发响应。电极验证控制器7决定是否通知佩戴EEG监测器的人。该决定根据预先选择的条件制定。该条件可以是，如果刺激没有引起EEG信号中的诱发响应，则直接给人发出通知。否则，重新执行测试，比如，通过使用不同的刺激。与自发电位的幅值相比，诱发电位的幅值通常较低，因此通常需要对来自若干刺激的信号进行时间平均。因为定义的自发EEG信号独立于刺激，可以通过将若干与对应刺激同步的信号的若干时间帧相加获得时间平均。信号的诱发响应部分的功率在时间平均数变为两倍时增加3dB。即，两次时间平均获得3dB，四次平均获得6dB，8次平均获得9dB。适于电极验证的EEG诱发响应方案的实例如表1所示。表1中的两个实例是基于所谓的失配性负波（MMN）或刺激序列。MMN或刺激序列是一种通常用于探测事件相关电位（ERP）的技术。事件相关电位通过刺激序列的突然改变被引起。例如，具有低概率的异常（d）声音可以被混合在一序列具有高概率的标准（s）声音中（例如ssssssdssssssdss…）。这里将应用简单的声音，例如，若干“bib”声音会被单个“bob”声音中断。这种序列被称为刺激序列。异常声音可以和标准声音在一个或更多感知特征上不同，例如音高、音长或响度。不管人是否注意到该序列，事件相关电位都可以被引起。在刺激序列下，人可以读或看无声字幕电影，但仍显示清晰的MMN。图2显示根据周围声音环境的电极验证系统，以及用于该电极验证的测量设置。虚线框表示具有电极验证系统的可佩戴式个人设备1’。设备1’包括测量周围声音环境的麦克风8，以及用于识别哪些环境声音可以引起诱发响应的音频信号分析器块9。设备1’还包括至少两个用于测量来自用户大脑的EEG信号，以及EEG信号分析器块。电极验证系统包括采集来自电极3的EEG信号的信号采集装置4。该信号被送入信号分析器5’中。电极验证控制器7’将从电极3中采集的信号与麦克风8’记录的声学信号相比，以确定环境中的声音是否可以引起诱发响应，并最终确定电极3采集到的信号是否是EEG信号。EEG刺激控制装置对应图2实施例中的音频信号分析器9。另外，为了通过图1显示的设备产生音频刺激，图2显示了基于周围声音环境的电极验证。在该系统中设备测量来自人脑的EEG和通过集成在设备上的麦克风测量的周围声音环境。EEG信号分析器5’和音频信号分析器9块可以例如包括包络谱估计算法，而且电极验证块可以包括算法，以利用EEG包络谱和音频包络谱之间的依赖关系。该系统的优势是可以一直进行电极测试而不干扰用户和音频信号。表1给出了适于电极验证的诱发响应方案的实例，其中每个方案都被详细描述。表1.诱发响应方案的实例图3显示了EEG监测器设备的实施例的简略图。该设备是一种耳后式设备，被称为助听器。通常包括具有电池、电子电路和麦克风的耳后部分12。设备1还包括耳机15和耳后部分12和耳机15之间的连接金属线。电极被放在定制耳机的表面。耳机上的声音输出口16为用户提供由该设备产生的声学刺激。设备的扬声器（或接收器）可以被放置在耳后部分12中，然后通过声音管道被连接到耳朵设备上，或者，扬声器可以被放置在耳机中。声音输出口16还可以提供声学馈通（通路），以便不阻塞耳朵。连接线/声音导管是声导的情况下，扬声器被放在耳后设备中。如果扬声器被放在耳朵内，则连接线/声音导管是电线。信号采集，即预放大和模数变换（ADC’s），可以被放在耳机15中或耳后部分12中。耳后部分12可以包括麦克风，其目的是测量用户环境的声压水平。以这种方式，来自设备的声音水平可被适配为用户环境的声压水平。相对于用于电极测试的音频刺激和从设备到用户的音频消息来说，这是有利的。图4显示EEG监测器1的另一个实施例。该设备在如图3的实施例中耳机15上有电极3，但还提供通过金属线21连接到耳后部分12的平板电极20。这种平板电极可以被安装在耳道外某点的皮肤表层上。这与监视条件有关，其中来自大脑给定区域的EEG信号是相关的，并且从耳道内获得的信号是不充足的。在本发明的实际实施中，电极还可以被放置在，例如电子设备外壳的表面，例如，耳后部分12。图5完整显示了耳内中的EEG检测设备实施例的截面图。该设备被放在被称为耳内助听器的定制耳机25中。耳机外表面26的轮廓被制造为与用户耳道和耳甲腔的至少部分轮廓相匹配。电极3被嵌入到部分与用户的耳朵相匹配的耳机25外表面26上。该设备还包括电子模块27，例如包括图1或图2的不同块，麦克风8和扬声器或接收器2。该简略图显示电线将电极3、麦克风8和扬声器2与电子模块27连接。电子模块包括用于数据采集、数据分析和电极验证的装置。耳机具有通风通道24，被用于避免用户耳道的声学堵塞，即耳道阻塞。耳机还为麦克风8和接收器2提供开口13。图6显示了alpha频带检测方案的设计图。这被用于根据睁/闭眼方案进行电极验证的情况下。通过扬声器（接收器）2给用户提供指导。该指导可以是应该闭眼，然后经过一段给定时间后，指导可以是应该睁眼。这可以在若干周期中被重复。每个周期中EEG信号的频率分析是被单独执行的。EEG中的alpha波主要源自闭眼时处于清醒放松状态下的大脑。通过指导用户“睁”或“闭”眼，简单的诱发响应通过指导模式被建立。因此，通过比较睁眼和闭眼时间点之间的频率分布，可靠和稳健的电极测试是可能的。图7显示了图6中的频率分析块的方框图的三个实例。图7.a中的alpha频带带通滤波器的频带在8-12Hz范围内。图7.a的第二块是信号的第一均值或绝对值。图7.a中的低通滤波器进行信号平均。这个低通滤波器可以是第一或第二阶递归滤波器。图7.b有两个分支，上面分支获得alpha频带的能量，而下面分支获得alpha频带之外的能量。上面分支的第一块是带通滤波器，允许alpha频带通过。下面分支的第一块是带阻滤波器，阻止alpha频带而让其他频率通过。图7.b中两个分支的第二块计算信号的均方根（RMS）。图7.c显示短时傅立叶分析的实施例。第一块是扭曲延迟线，是一种用于改变频率范围以获得更好低频分辨率的公知方法。图8显示了耳内式银电极的功率谱。信号在512Hz处被抽样。在第一个30s内，人闭眼，但在下一个20s，人睁眼。两条曲线显示第一个和第二个30s时间窗的功率谱。利用具有窗长度为512个样本，Hamming窗，重叠率50%的Welch方法计算功率谱。alpha频带内（频率范围为8-12Hz）的“睁眼”和“闭眼”功率谱之间有明显差距。图9显示的是对图8中同一信号采用抽样率为64Hz进行重新抽样的时间频率图。该频谱图是采用短时傅立叶变换（STFT）计算的，每个窗有512个样本，并且在每个STFT中有64个新样本。与闭眼序列相比，alpha频带内的睁眼序列信号电平有明显的增加。图10显示与图8和图9相同的信号。曲线显示了从对应于图9中的频谱STFT的轻拍而计算的alpha频带（8-12Hz）功率。该曲线显示alpha频带功率在30s时显著下降，此时是睁眼状态。图11显示用于alpha频带检测方案的简单一维双分类器。灰色条形图代表在alpha频带内“睁眼”数据功率的直方图，而黑色条形图表示“闭眼”数据的直方图。虚线表示鉴别水平，其产生图11左边部分的小表格内印出的分类性能。从该表可看出特异度和精确度较好，说明两种测量通常是充分的。图12显示用于alpha频带检测方案的二维双分类器的描述。该图是散点分布图，其中点表示特征空间中（维度1相对于维度2）的数据点，而实线是线性鉴别线。黑色和灰色点分别表示类别1和类别2的数据点。图12显示的仿真实例的检测器有两个输入：维度1是来自alpha频带的功率，而维度2是来自所有其他频带的功率。这可以由图7.b的方框图获得，其中图7.b的上面信号分支提供维度1，而图7.b的下面分支提供维度2。在该实例中“类别2”是“闭眼”数据，而“类别1”是“睁眼”数据。这可以被进一步推广到非线性分类器，以及更高阶线性或非线性分类器。还可以通过将不同方法组合执行电极验证。例如，基于产生的音频刺激方法和基于周围声音的方法可以被组合。这种组合系统的一个实例可以是，当设备打开或用户请求电极测试时，基于产生的音频刺激的电极测试被执行。在设备使用过程中连续运行基于周围声音环境的电极测试。基于诱发响应的方法也可以与电阻抗测试组合。组合不同测量方法的优势是可以提高电极验证的可靠性、鲁棒性、区分不同故障原因的能力等。基于电阻抗测试的电极验证还可以在测量EEG信号的同时被连续激活实施。如果加到电极上用于测量阻抗的电信号的频率范围在所需EEG信号的频率范围之外，这是可能的。通常该电信号与所需EEG信号的频率范围相比，具有较高频率，例如500Hz或更高。另外，选择不同频率进行阻抗测试，在执行阻抗测试时，EEG监测会在短期内被中断。在这种情况下，阻抗测量的频率通常在10-30Hz范围内。电极验证系统不能建立电极接收EEG信号的情况下，佩戴EEG监测器的人会收到通知。这会使人调节EEG电极的位置，以确定电极和皮肤之间有较好的电接触。该通知可以以声音信息的形式，例如，通知人该做什么的语音信息。