脑电比功谱和比相干谱的测量分析方法及设备 本发明涉及一种脑电比功谱和比相干谱的测量分析方法及实现该方法的设备。
在现有的脑电分析仪器中，均无脑电比功谱和比相谱的测量分析功能。虽然现有此类仪器也有功谱的计算功能，但一般采用快速富变换(FFT)的方法，而此方法得出的频率与所取脑电的样本长度有关，用户根据自己的需要选取1，2，4秒的样本长，所以所得的脑电功谱彼此间不能比较。与此同时，在现有的脑电分析仪器中脑电功谱值取相对单位，很不统一，且用户不能知道脑电的真实功率值，从而严重限制了用户之间数据的交流与共享。另外，在现有的脑电分析仪器中，脑电电极的数目及安放位置不规范，电极数目过多会增大测量分析的难度，过少，则不能可靠地获取脑功能的信息，固此需要一个适宜的数目及正确选定的安放位置，以满足大多数情况下的应用。
针对现有脑电分析仪器中的上述缺陷，本发明的目地在于：(1)通过本发明的方法和设备，能够从头皮上记录脑电信号，并得出其比功谱，即单位频率上的脑电功率分布曲线，其上限频率可达70Hz，用户可以根据自己的需要任意选取1，2或4秒的样本长度，均可得到脑电的比功谱；(2)通过本发明的方法和设备，得出的脑电比功谱值，是头皮记录处脑电信号的真实功率，因而其意义明确且使得各用户间的数据可以相互比较，大大提高其科学和应用价值；(3)通过本发明的方法和设备，可以得出具有广泛应用价值的不同脑区之间的比相干幅谱和比相干相谱，即单位频率上的相干幅值和相位值分布曲线，上限频率可达70Hz。相干谱是二个复杂信号中各频率成分之间的同步性的测量，脑电相干谱可以反映不同脑区各频率脑电活动之间相互关系的重要信息，比相干谱可以得出逐频的相干情况，明显优于以包含多个频率的频带为单位的相干测量；(4)从实际应用出发，确定适宜的脑电电极数目和合理的安放位置，既能可靠地记录脑功能的变化特征，满足用户需要，又不过于繁复。
为实现上述目的，本发明采用的技术途径包括：科学地确定电极数目及其安放位置，严格要求脑电放大器增益参数及精度、选用较宽的频率通带，采用特定的A/D转换采样速度和总采样时间及包含硬件参数的专用计算分析软件等。
下面结合附图和实施例进行详细描述。
(1)脑电电极的设置
a.电极数目为9个。可以记录脑的前、中、后及左、中、右9个部位的信息，少一个即有明显缺陷，而再多对一般应用来说必要性不大。
b.图1为本发明9个脑电记录电极的位置示意图。其中脑中线上的Fz、Cz和Pz3个电极位置是国际通用的10-20电极系统中的标准位置，左侧的F3′、C3′和P3′及右侧的F4′，C4′和P4′则分别在标准位置F3、C3和P3的左侧1cm处及F4，C4及P4的右侧1cm处。
c.以安放在左、右耳后乳突(肌肉最少处)的M1和M2二个电极并联后作参考电极，接地电极安放在FPz处；
d.眼动监测电极分别放在左眼上、下各1.5cm处；
e.上述电极均为凹形银/氯化银乏极化电极，导电面的直径为8mm。
(2)图2为脑电比功谱和比相干谱测量分析设备的组成，其中1-电极；2-脑电放大器；3-A/D转换器；4-微机；5-分析软件包；6-打印机。软件包5中包括的软件名称、功能和操作如下：
1)脑电记录、采集和存储
软件名称 功 能 操 作
ad 64秒长的记录 在DOS环境下，键入“
采集和存储 ad”，采集后，据提示，
输入文件名(下同)
ad2 2×64秒 键入“ad2”
ad3 3×64秒 键入“ad3”
ad4 4×64秒 键入“ad4”
2)脑电比功谱分析软件名称 功 能 操 作 SP1 比功谱分析，样本长＝1秒 在已采集存储的
基础上在DOS环
境下，键入“
SP1”，据提示
输入数据文件名
(下同)。 SP2 同上，样本长＝2秒 键入“SP2” SP4 同上，样本长＝4秒 键入“SP4”
3)脑电比相干谱分析 软件名 功 能 操 作 Scoh 比相干谱分析 在已记录、采集、存储
后，在DOS环境下，键入
“Scoh”，据提示输入
数据文件名
4)文字图形硬拷打印 软件名 功 能 操 作 HCP 将屏上显示的全 此程序在计算机启动时
部内容逐像素地 已装入内存处于工作待
传给激光打印机 命状态
不失真地硬拷打 在显示出9导脑电的比
印 功谱或比相干谱后，键
入“Shift-Printscreen”。
包括脑电数据采集记录程序ad，ad2，ad3和ad4，脑电比功谱分析测量程序SP1，SP2和SP4，脑电比相干谱分析测量程序Scoh及文字、图形硬拷程序HCP。其中ad，ad2，ad3和ad4分别用于64，2×64，3×64和4×64秒的脑电数据采集，即对由脑电放大器输出的9导脑电和1导眼动信号以循环的方式和256次/秒的速率进行采样，采得的数据以整数的形式按每导分区存入由计算机内存RAM构成的虚盘中，采样结束后，要求输入文件名，之后，即将数据转入计算机的硬盘或光盘中。程序SP1，SP2和SP4用于对存入硬盘或光盘中的原始脑电数据进行脑电比功谱的分析、测量，分别适用每次计算时所用脑电信号的样本长度为1，2和4秒的情况，计算步骤采用权利要求1中的整数频率间隔内的功率积分法，据此得出每个脑电信号样本的比功谱，通过此程序可以得出要分析数据文件中的所有样本的平均脑电比功谱。例如，要分析的数据文件是64秒的脑电数据，而用的程序是SP2，即取计算的样本长为2秒，则共有64/2即32个样本(其余可以类推)，逐个分析出每导脑电的每个样本的比功谱并逐次累加，最后得出每导的平均比功谱。程序Scoh依据权利要求1中规定的自互比功率相干法，逐导逐样本(样本长等于8秒)地分析出脑电的比相干幅谱和相谱，最后求出该数据文件各导脑电的所有样本(如64秒的总数据长，则样本数为64/8即8个，其余类推)的平均比相干谱。程序HCP可以将显示在屏幕上的9导脑电的平均比功谱曲线或比相干谱曲线逐像素地传给打印机6，从而将屏上的文字、图形全部硬拷下来。
本发明中分析软件包5中的程序不仅是本测量分析装置中具有独特性的计算方法的技术实现，而且与本装置的硬件参数直接关联，如脑电放大器的增益及模/数转换器的增益在SP1，SP2和SP4中直接用来将脑电的比功率转换为电极记录处的脑电比功率(即真实功率)，又如，模/数转换器的采样速率(256/秒)是SP1，SP2，SP4及Scoh中计算脑电功率时可靠性的必要条件。因此，本发明的硬件和软件构成了一个有机的技术系统，彼此不可分，正是基于这种密切结合，本发明的脑电测量分析装置才能产生预期的独特技术效果。
(3)为确保得到脑电的真实功率值，脑电放大器2采取如下技术参数和措施：
a.放大器2的增益在2×104～4×104之间选取，但各档的增益精度和9道之间的一致性均须优于0.5％。
b.眼动信号放大器的增益在6000-8000之间选定，精度1％。
c.放大器2的频带选为0.05～100Hz(-3dB)，此频带可保证脑电中各种成分波形不失真。
(4)放大器2的输出信号直接送入A/D转换器3，转换器的精度为12位(±2.5v)采样速率取固定值，即256/秒，此速率满足脑电比功谱和比相干谱的分析要求，又不致占过大的计算机内存，更重要的是，它符合脑电样本长为1，2或4秒时功谱计算的需要。
(5)经A/D转换后的脑电数字信号，存入计算机4。
(6)对上述脑电数字信号序列，按如下步骤计算出其比功谱：
a.根据需要选取1，2或4秒的样本长度(SPL)并相应选择软件SP1，SP2或SP4；
b.在所用的SP1，SP2或SP4软件中，为得到脑电信号在记录部位的真实功率值，在计算功谱之前，先利用放大器2的增益和A/D转换器3的参数将数字化的脑电信号值转化为记录部位的脑电信号值，其步骤如下：
设Vs为采样后数字化的脑电信号值，脑电放大器2的增益为G，考虑到模/数转换器3的精度为12位(±2.5v)，即其转换增益为2.5×2×1000/212(即每位代表的mV值)。则折合到头皮记录部位的脑电信号幅值Vr为：
Vr＝Vs×5000/4096×103/G，以μV表示。
c.利用软件SP1，SP2或SP4求出脑电信号序列快速哈特莱的变换(FHT)系数，并据此求出1～70Hz内各变换点的功率值，在每个整数频率间隔内有SPL个(如SPL为4秒，即有4个)变换点。本系统中选用FHT，因为它是实数变换，占内存少，计算简单可靠。
d.利用“整数频率间隔内的功率积分法”，求出该脑电信号序列在1～70Hz内的比功谱。
(1)脑电整数频率间隔内的功率积分法
a.对于一个数字化的脑电信号序列，X(i)，i＝1，2，…，N，先求出其快速哈特莱变换(FHT)系数，即DX(k)，k＝1，…，N。
b.求出1～70Hz内每个变换点上的脑电功率：
PW(k)＝DX(k)2+DX(N-k)2
在每个整数频率之间有等于所用脑电信号的样本长SPL(1，2或4秒)的变换点数。
c.若样本长SPL大于1秒，则将每个整数频率间隔内(含低端的整数频率点)的SPL个功率值加和，即SPW(k)=Σj=1SPLPW(K+j)]]>，其中k＝1，2，…，70(Hz)K＝k+(k-1)SPL
d.将求得的积分功率值取对数变为以dB表示，即
P(k)＝10log10(SPW(k))，k＝1，2，…，70(Hz)
e.校正因SPL不同而引起的功率值偏移，即
Pc(k)＝P(k)+CP(SPL)
其中，CP(1)＝2.29，CP(2)＝0.96，CP(4)＝0.39
f.根据本发明装置的硬件特性将所得比功谱值转化为头皮记录处脑电的真实比功率值：设Vs为采样后数字化的脑电信号值，脑电放大器2的增益为G，考虑到模/数转换器3的精度为12位(±2.5v)，即其转换增益为2.5×2×1000/212(即每位代表的mV值)，则折合到头皮记录部位的脑电信号幅值Vr为：
Vr＝Vs×5000/4096×103/G，以μV表示。
g.重复上述步骤a～c，直至将记录的64，128，192或256秒长的脑电信号计算完毕，并求出各导的平均比功谱。
f.将计算出的9导脑电信号各自的平均比功谱曲线，按照相应的左、中、右及前、中、后位置分别显示在屏的左、中、右和上、中、下位置上，并有1～70Hz的频率刻度和功率标准显示。
g.将上述显示的内容，通过硬拷功能在打印机6上硬拷下来。
(7)比相干谱的计算与显示：
a.样本长度的选取：样本长度对计算结果的可靠性影响很大，太短因自由度小而使计算的相干幅值偏差大，但考虑到在一定的脑电总采样长度内的样本数及脑电信号的非稳态特性，样本长度亦不宜太长，本方法经反复试验后选取的样本长度值为8秒；
b.利用软件Scoh，对所要计算的二导脑电信号(下称相干对)，分别求出8秒样本长的FHT变换系数，据此求出各自的比功率和互功率，再利用“自互比功率相干法”求出比相干幅谱和比相干相谱。具体计算步骤如下。
(2)“自互比功率相干法”
a.对在不同脑区记录的二个数字化的脑电信号序列，X(i)和Y(i)，i＝1，2，…N，先求出相应的哈特莱变换(FHT)系数，即DX(k)和DY(k)，k＝1，…，N。
b.根据“脑电整数频率间隔内的功率积分法(下简称积分法)”的步骤a～c，计算出各自的比功率序列，即
SPWx(k)和SPWy(k)，k＝1，2，…，70(Hz)
c.出求二者的比互功率，步骤如下：
1)求出1～70Hz内各变换节点上的如下交叉系数：
TXYr(k)＝DX(k)×DY(k)+DX(N-k)×DY(N-k)
TXYi(k)＝DX(k)×DY(N-k)+DX(N-k)×DY(k)
其中k＝1，2，…，70×SPL，SPL为脑电样本长(秒)
2)求出各整数频率间隔内上述TXYr(k)和TXYi(k)的SPL个值的加和，即TXYR(i)=Σj=18[TXYr(K+j)]]]>TXYI(i)=Σi=18[TXYi(K+j)]]]>
其中，i＝1，2，…，70(Hz)，K＝i+(i-1)SPL。
d.计算比相干幅谱
每个整数频率上的相干幅值为
CohA(i)＝[TXYR(i)2+TXYI(i)2]/[SPWx(i)×SPWy(i)]
其中i＝1，2，…，70(Hz)
e.计算比相干相谱
每个整数频率上的相干相位值为
CohP(i)＝arctg[TXYI(i)/TXYR(i)]，i＝1，2，…，70(Hz)
将所得的相干相位值的区间变换为-180°～+180°，即
若TXYR(i)＜0且TXYI(i)＞0，则Cohp(i)＝CohP(i)+180
若TXYR(i)＜0且TXYI(i)＜0，则Cohp(i)＝CohP(i)-180
若TXYR(i)＜0且TXYI(i)＝0，则Cohp(i)＝CohP(i)-180。
上述二个方法可编制成软件并已包含在本发明的测量分析装置的分析软件包7中。
c.重复步骤b，直至将记录采样总长度的脑电信号序列计算完毕，并求出该二导脑电信号之间的平均比相干幅谱和比相干相谱。
d.重复步骤b和c，直至得出如下各相干对的平均比相干幅谱和相谱：
1)沿前-后脑方向共有如下9个相干对：
F3′与C3′，F3′与P3′，C3′与P3′；F4′与C4′，F4′与P4′，C4′与P4′；Fz与Cz，Fz与Pz，Cz与Pz。
2)沿左-右脑方向共有如下9个相干对：
F3′与F4′，C3′与C4′，P3′与P4′；F3′与Fz，Fz与F4′，C3′与Cz，Cz与C4′；P3′与Pz，Pz与P4′。
e.将上述二个方向的各相干对之间的平均比相干幅谱和相谱，分4次分别显示，并具有频率(1～70Hz)和相干幅值或相位值刻度。
f.将上述显示内容分别硬拷下来，记录结果见图4～图7。
采用本发明可达到如下的技术效果：
(1)利用本发明的硬-软件系统，可以将从头皮记录的脑电信号转换为直观的、具有广泛应用价值的比功谱曲线，为有关用户提供一个有效的工具，且具有如下特点：
a.在允许用户选择脑电分析样本长度的情况下，本系统均可输出规范化的脑电比功谱曲线；
b.在输出的比功谱曲线中，各频率的功率值代表在头皮记录位置的脑电信号的真实功率，这就大大提高了脑电功谱数据的科学和实用价值；
c.以所选定的9导脑电的比功谱曲线，按照其在头皮的位置相应地在屏上显示出来并可硬拷下来保存或交流，具有形象的直观意义；
d.本系统的输出可对二个状态下的比功谱曲线进行直观比较，并清楚地标出有统计显著性差别的频率位置及差的幅值，为用户提供了很大的方便；
e.本系统的脑电比功谱曲线的频率范围是1～70Hz，这在现有脑电仪中也是独特的。
(2)利用本发明的系统，可以由从头皮记录的脑电信号得出不同脑区脑电信号之间的比相干谱，也就是不同脑区的脑电信号中各频率活动之间的同步强度(比相干幅谱)和相位关系(比相干相谱)，这对于脑功能的测量具有重要的意义。目前在实验室中进行的脑电相干测量一般是以包含多个频率的频带为单位，本系统输出的比相干谱则是以每个整数频率为单位的，其应用价值更大。它还具有如下特点：
a.本发明在计算比相干谱时所用的8秒样本长度是通过数学模拟及实际测量反复试验后确定的，它是兼顾相干幅值可靠性与总时间分辨率的一个最佳值；
b.比相干幅谱和相谱均按前-后脑方向及左-右脑方向的相干关系分别显示出，具有形象、直观且能定量的特点，为用户进行脑功能测量提供了一个有效的可靠手段。
c.可以对不同状态下脑电的比相干幅谱和相谱进行统计比较，且清楚形象地显示出来，并可硬拷打印，以便保存和交流。
作为上述技术效果的示例，在图3-图7中分别示出本系统由记录的原始脑电数据经分析并打印输出的脑电比功谱图(图3)、脑电比相干幅谱图(图4，前-后方向；图5，左-右方向)和脑电比相干相谱图(图6，前-后方向；图7，左-右方向)。