脑电图发展史

输出电压（振 幅）
低切频率ｆ 输入 输出
频率
时间常数



脑电图经常使用时间常数 （秒）来描述低切滤波器。 对低切滤波器施加一个直 流电压，该直流电压经过 多少时间才衰减完，该时 间常用时间常数来描述。 一般当衰减的电压值等于 输入电压的37%时的时间称 为时间常数。
低切频率与时间常数的关系




100,000倍 100dB
小 结
脑电信号的产生 记录脑电信号的仪器→脑电图 脑电图的结构 脑电图的主要参数
量子化的位数越高的话 ?
得到的波形越平滑，但保存的数据量越多。 （例如） 使用一个8位的A/D转换器对一个±１[V]的输入信号进行 量子化时，量子化的刻度为输入信号范围2[V]除以28=256. 即输入信号的最大振幅值可分为256等分。详见下图。
量子化的位数越低的话?
保存的数据量越少，但量子化越粗。 例如： 使用一个3位的A/D转换器对一个±１[V]的输入信 号进行量子化时，由于输入信号的最大振幅值只可分为 23=8等分。如下图所示，波形呈现阶梯形，原波形失真。 这种因量子化引起的波形失真被称为「量子化误差」
A/D转换的分辨率


NSD/E分辨率(LSB)为97.45nV,约等于0.1uV。则 输入电压范围约为 65536 X 0.1uV = 6.55mV 。 16bit的A/D转换器最大表示数据为 →对于50uV的脑波信号具有足够大的容许值幅 来表示。
放大器 = 波导数
O2 A1

＋ －
无法重新配置导联。
Nch的信号
数字脑电图的差分放大
Fp1
＋ －
Fp1的信号

Fp2
＋ －
Fp2的信号
放大器 = 电极数
每个电极与系统参考 电极之间的电位差进 行放大。保存的数据 为电极单位数据。
A2
系统参考 电极
＋
－
A2的信号

导联的计算为两个 电极数据的差。
系统参考电极
数字脑电图
第3代脑电图
日本光电
（EEG-4418）
• 笔记录 • 带数据保存
第4代脑电图
美国尼高力
（Nicolet ONE）
• 无纸脑电 • 电脑控制 • 带视频
脑电图的原理
模拟脑电图的结构
输入盒
导联切换 缓冲器
ＤＣ ＩＮＰＵＴ
差分放大器
－ ＋
振幅 切換
高通 低通Filter AC Filter Filter 切換 ON/OFF 切換

低切频率 ｆ＝１／２π ＲＣ（Hz） 时间常数 τ =CR 低切频率与时间常数 的关系 ｆ＝１／２π τ （Hz）
时间常数 (秒) 0.001
低切频率（Hz） 159
0.003
0.03 0.1 0.3 0.6 1 2
53
5.3 1.6 0.53 0.27 0.16 0.08
交流滤波器（AC滤波器）
中性电极（Ｚ）




使用差分放大器对脑波信号进行放大时，一般在差分放大 器的＋、－端连接2个脑电电极。但每个电极还必须有一 个参考点。 模拟脑电图的参考点为地，通常使用一个E（地）电极。 数字脑电图规定需要采用浮地，参考点必须使用安装在身 体内的电极。该电极通常称为中性电极（Z）。 另外，从系统参考电极信号中检测出的同相信号，也是通 过Z电极反馈到参考点，由此消除同相成分的噪声。 中性电极（Z）一般装在前額部。 如果中性电极（Z）不连接，则不能有效的排出噪音的干 扰，使之无法记录安定的脑波波形。故此必须安装Z电极。
脑电图的主要术语



差分放大器 系统参考电极（Ref） 中性电极（Ｚ） 采样（时间方向的离散化） 量子化（振幅方向的离散化） A/D转换分辨率 滤波 共模抑制比
差分放大器

差分放大器? → 将2个输入信号的差以一定倍率进行放大的放大器。

在差分放大器的正负输入端同时输入一个相同的电压信 号（同相输入）时，则输出几乎为0。 在差分放大器的正负输入端输入2个不同的电压信号（差 分输入）时，其电位差将被放大 。
Aliasing
使用100Hz的采样频率对 40Hz和60Hz的正弦波进行 采样。其结果40Hz的正弦 波刚刚能够正确再现，但 60Hz的正弦波则有变形 （Aliasing noise）
100Hz
如何消除Aliasing noise ?
使用一个称之为Anti-Aliasing filter的高切滤波器， 先将不能忠实再现的高频（超过采样频率1/2以上的频率） 成分屏蔽掉，然后再进行采样。 采样频率 (Hz) Anti-Aliasing filter 切除频率 (Hz) → 可选择的最大值
A1 系统参考 → Vref 电极
＋ －
A1电极信号 → A1－Vref
导联的计算
Fp1
＋
－
导联配置
Fp1－Vref
G1(-) G2(+) Fp1 - F3
F3
＋ －
F3－Vref
输出 (Fp1－Vref) － (F3－Vref) = Fp1 – F3
导联配置 G1(-) G2(+) Fp1 – A1
脑电信号的检测
脑波的发现

1875年英国的克顿首先在兔子以及猴子的大脳皮 质层测到直流电压信号。

1924年德国的精神科医生翰思贝鲁加发现人脑也 产生一种电信号。 1929年翰思贝鲁加首次发表了「人脑的电信号」 的论文。 1933年英国的尔多里安等人进一步证实并确认了 脑电信号。从而形成了脑电图理论。
同相输入
＋ －
差分输入
＋
输出
－
输出
为什么要采用差分放大器?



脑波信号非常微弱。周围的仪器所产生的噪音很容易通 过身体或电极连线混入脑波，该噪声常常比脑波信号还 大，使得所导出的脑波信号被噪声覆盖。 噪声发生源远离电极时，噪声作为同一大小，同一位相 的同相成分信号混入脑波。 使用差分放大器可以消除同相成分的噪声，使其差分放 大后的信号只剩脑波信号。
ＣＭＲＲ ＝ ２０ ｘ ｌｏｇ 异相增益 同相增益 （ｄＢ）
共模抑制比越大，表示非同相成分（脑波信号）与同相成 分（杂音）的比也越大。也就是说同相信号的衰减程度越 大，则意味着差分放大器的性能越好。
EEG/NSD的共模抑制比

CMRR：105dB以上。 同相成分的杂音可减少到原杂音 信号的1/180000。 （例）１Ｖ → ５．５μ Ｖ 即1V的同相杂音可衰减为5.5uV。
脑电图测试时必须安装的电极
中性电极(Z)
系统参考电极(Ref)
Ref
阻抗检测用(A1,A2)
采样（时间方向的离散化）
模拟信号的振幅（电圧）以一定的时间 间隔将其数值化
如果采样频率增高?
可以更加细致，更加精确地再现波形，但保存的 数据量也随之增多。
如果采样频率降低?
保存的数据量减少，但可再现的波形的 频率成分也随之降低。


系统参考电极应选用那些不容易因体动等外 界因素而引起干扰的电极。 最好同时使用２个部位的电极。
Ref （德力凯） Ｃ３和Ｃ４的平均电位
C3
作为系统参考电位
系统参考电位 (C3+C4) / 2 = Vref
C4
以电极单位保存数据
Fp1
＋
－
Fp1电极信号 →
Fp1－Vref
F3
＋ －
F3电极信号 → F3－Vref
脑电图的发展史
大脑结构
大脑半球分五叶 即：额、顶、颞、枕和岛叶
脑波的产生
「锥体细胞模型」
－

头皮 颅骨 脑膜 脑髓液 脑
白质 灰质
+
大脑皮质表层所产生的电位变动通过 头皮上的电极进行记录
神经兴奋通过树突传给下一个 神经元时产生一个突触后电位 「通过不同导电率的物质时,电位将衰减1/10～20」
* 如果采用8bit的A/D转换器的话，则最大表示数 据为 输入电压范围约为 256 X 0.1uV = 25.6uV 。
高切滤波器（High Cut）
输出电压（振幅）

切除高频成分（比如 肌电）。 ｆ＝１／２πＲＣ
频率
遮挡频率ｆ
入力 输出
低切滤波器（Low Cut）


切除低频成分（如 发汗，分极电压的 变动等）。 ｆ＝１／２πＲＣ


脑电图的诞生
德国的Toennies（1932年）、美国的Grass（1936年） 开发了脑电图的模型。 1936年Grass公司推出的 第一台脑电图（MODEL I）
脑电图的发展过程
１９５０ １９６０ １９７０ １９８０ １９９０ ２０００
真空管
第1代
晶体管
第2代 第3代
微处理器 电子文件
第4代
A1
＋ －
A1－Vref
输出 (Fp1－Vref) － (A1－Vref) = Fp1 – A1
Vref
系统参考电极导联配置的作用
在脑波记录时，为了检查各电 极的放大器是否正常。通常使用 各电极与系统参考电极的导联配 置记录10秒以上的脑波。
系统参考电极导联配置的波形

G2设为0V，可确认各电 极的原始波形。
笔记录器
１ｃｈ ２ｃｈ Ｎｃｈ
ＥＸＴ
ＯＵＴ
数字脑电图的结构
输入盒
电极数据
系统参考电极
＋ － ＋ －
差分放大器
＋ －
数据采样
切换
High Cut Low Cut
AD转换
＋ －
显示器
计算机
打印机 储存装置