專利名稱：一種用于采集人體神經生物電信號的事件相關電位儀的制作方法
技術領域：
本實用新型涉及的一種關于腦成像技術方面研究用的ERP儀器，特別是涉及一種可以精確采集人體神經生物電信號，以用于腦神經科學、認知心理學、臨床醫學及犯罪心理學等方面的研究和應用的便攜式事件相關腦電位儀。
背景技術：
人腦是一個多層次的復雜巨系統，其高級功能表現為知覺、注意、記憶、學習、語言、思維、情緒、意識、個性等各種心理活動。腦-認知-行為的關系是人類在認識自身的過程中必須解決的核心問題。人類一直希望揭示大腦活動的秘密，腦-認知-行為的關系成為人類在認識自身的過程中必須解決的核心問題。采用腦成像技術來研究人類高級功能和認知活動在腦科學中占有重要地位。由于無損傷腦成像技術方法(如ERP、EMG、PET和fMRI)的出現，已經使研究者可以在大腦進行高級功能活動時直接觀察活動的時間、部位及特點。
隨著計算機在生物學中的應用，基于事件相關電位(Event-related potentials，簡稱ERP)技術進行的人腦的高級功能研究出現了一系列突破，碩果累累。由于事件相關腦電信號非常微弱(波幅僅有2～30uV)，且常常淹沒在自發腦電信號中，有著微弱信號的共同特點，因此對提取的儀器和技術要求很高。一套可以精確采集人體神經生物電信號，并可以進行放大和記錄的系統成為了必要。這種系統必需具有靈敏度高、分辨率強、抑制噪聲和抗干擾能力好的特點。
目前，事件相關腦電位儀ERP產品主要來自美國NeuroScan公司、荷蘭ANT公司、德國Brain Products(BP)和美國Electrical Geodesics Inc(EGI)的32導-256導腦電/ERP系統，但普遍存在著價格昂貴、兼容性差、維修不便、攜帶不便、性能不能滿足臨床應用需要等問題。具體情況如下●在刺激系統方面需要專用的刺激發生裝置，難以適應刺激的復雜性要求，特別是不能滿足快速呈現和高時間分辨率要求；●在數據處理方面不能分導疊加，導致不應有的數據損失，在刺激量有限時，成為制約研究工作的瓶頸；而且，偽跡排除的自動化程度差；
●系統結構上，采用的是非模塊化設計，集成度低、容易損壞，維修不便，使用靈活性差，不能滿足臨床應用的需要；●價格相當昂貴，32導價格70萬元人民幣左右，128導價格180萬元左右；●需要額外配置體感刺激裝置，配套設備多、體積大而且沉重，不方便攜帶，難以適應跨學科研究的需要。
另外，還有美國EGI公司的產品，與NeuroScan產品的性能和價格大致相同，需要蘋果計算機支持，電極采用鹽水侵注，在時間較長的實驗中電極-皮膚間的阻抗將增加。而臨床常用的美國Nicolet、丹麥Dantic、日本光電誘發電位儀等儀器，則性能過于簡單，缺乏靈活性，價格也較貴，其8導誘發電位儀的價格為60-80萬元人民幣。

發明內容
本實用新型的目的在于克服上述腦電位儀難以適應目前腦刺激事件的復雜性要求，特別是在實際應用中不能滿足快速呈現，和不能滿足高時間分辨率要求的缺陷；和克服上述腦電位儀在數據處理方面不能分導疊加，導致不應有的數據損失，并且排除偽跡時自動化程度低的缺陷；從而提供一種可以精確采集人體神經生物電信號的，具有微型模塊化的，并且設有與之配套的刺激發生裝置的，性價比高的實用便攜式腦電波事件相關電位的記錄和分析儀器。
本實用新型的目的是這樣實現的本實用新型提供的用于采集人體神經生物電信號的事件相關電位儀，包括(如圖1所示)帶有腦電極的腦電帽、刺激發生裝置、腦電信號放大器、A/D轉換器；其特征在于，還包括同步控制器MCU和一臺筆記本電腦；所述的A/D轉換器是由16個嵌入式A/D轉換器組成，其工作時序受控于同步控制器MCU；腦電極按照國際10-20標準，由腦電帽固定在被試的頭部位；腦電極將檢測到的信號直接輸入到腦電信號放大器，進行信號濾波放大處理后，然后再由嵌入式A/D轉換器進行實時同步信號采集；所述的同步控制器MCU，由通用單片機或DSP控制芯片構成，同步控制器MCU與16個嵌入式A/D轉換器通過中斷握手協議進行通訊，傳輸途徑為8位數據總線DBus；所述的同步控制器MCU，還對16個嵌入式A/D轉換器的工作時序進行同步控制，數據信息經過USB總線傳輸給筆記本電腦，同時控制體感刺激器15的工作方式；筆記本電腦通過USB總線接口實時讀入腦電波信號，以供進一步處理分析；筆記本電腦采用分時驅動兩個顯示器，分別輸出控制端實時顯示圖像和被試視覺刺激信號內容。
所述的腦電信號放大器14(如圖2所示)，腦部電極1、腦電匹配輸入電路2、信號預放大電路3、工頻陷波器電路4、信號帶通濾波放大電路5、A/D轉換器6和同步控制器MCU7；其特征在于，還包括一個用于電極-頭皮接觸阻抗檢測的接觸電阻檢測電路8和用于提高放大器抗干擾能力的基線跟隨驅動電路9；其中腦電極1將信號檢測到并經腦電匹配輸入電路2，傳輸到信號預放大電路3，輸入到工頻陷波器電路4，經信號帶通濾波放大電路5放大處理后，信號再輸入16個嵌入式采集器同步A/D轉換器6，初步濾波處理后經過數據總線DBus輸入到同步控制器MCU 7；同步控制器7讀入所有的16×8通道的數據后，經過上述信號預放大、工頻陷波、帶通濾波放大和極性轉換等環節構成，完成對微弱腦電信號的放大和提取；最后，同步控制器MCU讀入所有的16×8通道的數據后，采用USB接口模塊上傳筆記本電腦記錄、分析和顯示。
所述的信號預放大電路3選用儀表放大器INA118，并有在線屏蔽跟隨電路，采用差動浮地放大方式，(如圖3所示)。信號預放大電路采用運算放大器U5、U6、電阻R9、R10、R11、R12和儀表用放大器INA118構成，其中運算放大器U5、U6的負輸入端與輸出端直接相連，構成信號跟隨器電路；運算放大器U5的輸出端與電阻R11相連，然后再連接精密儀表用放大器INA118的正輸入端；運算放大器U6的輸出端與電阻R12相連，然后再連接儀表用放大器INA118的負輸入端；增益電阻R9、R10中間相連，另外兩端分別接儀表用放大器INA118的RG+、RG-端；還包含一個由運算放大器U0、電阻R0構成的在線屏蔽跟隨電路，其中運算放大器U0的負輸入端直接與輸出端相連，然后經過電阻R0接屏蔽地，運算放大器U0的正輸入端接在增益電阻R9、R10之間。以提高系統的噪聲抑制能力和輸入阻抗，使得放大器的噪聲抑制能力＞120dB。
所述的在線屏蔽跟隨電路由運算放大器U0和電阻R0構成，其中運算放大器U0的負輸入端直接與輸出端相連，然后經過電阻R0接屏蔽地，運算放大器U0的正輸入端接在增益電阻R9、R10之間，以克服由于屏蔽線電位的變化引起的放大器性能波動。
所述的基線跟隨驅動電路9由電阻R7、R8、運算放大器U7、U8、電容C7構成，運算放大器U7正輸入端接電源地，其負輸入端接電阻R8和電容C7，其輸出端接電阻R7；電阻R8另一端接運算放大器U8的輸出端相連，電容C7的另一端與電阻R7相連，再與參考地電極GND相連。
所述的接觸電阻檢測電路8用于實時監測電極-頭皮的接觸阻抗大小；它由正電壓源VGP、負電壓源VGM、電阻R13、R14以及高速切換開關SW1、SW2構成，其中正電壓源VGP經過電阻R13與高速切換開關SW1相連，高速切換開關SW1相連另一端接電阻R11；負電壓源VGM經過電阻R14與高速切換開關SW2相連，高速切換開關SW2相連另一端接電阻R12；高速切換開關SW1、SW2采用低導通電阻(Ron＜4Ω)的高速模擬開關DG444芯片，其通道切換由的同步控制器MCU 7控制。
所述的工頻陷波電路4由電阻R1、電容C1、C2、C3、可調電位器VR1、VR2、VR3以及運算放大器U1、U2構成非對稱式工頻陷波電路，其中電容C1、C2相連，電阻R1與可調電位器VR1相連，電容C3與可調電位器VR2相連；運算放大器U1、U2的輸出端分別與其負輸入端相連；運算放大器U1的輸出端再與可調電位器VR3相連；運算放大器U2的輸出端再與可調電位器VR2的中間調節端相連，運算放大器U2的正輸入端再與可調電位器VR3的中間調節端相連；可調電位器VR3的另一端與信號地相連；利用VR2來粗調陷波器的中心頻率f0，通過VR3調節陷波器品質參數Q。
所述的腦部電極1采用性能穩定、防磁性好、靈敏度高，能夠記錄微小電位差的低阻抗高純度Ag/AgCl電極，并通過ERP專用腦電帽來固定于人體腦部，記錄人體腦電/事件相關電位ERP信號。
所述的A/D轉換器6，采用系統數據采集芯片ADuC用于對8通道輸入信號進行同步A/D轉換功能(采樣率為200ksps)，并對腦電信號進行初步濾波預處理，然后經數據總線上傳同步控制器MCU。
所述的信號帶通濾波放大器5由二階高通濾波放大電路，和三階低通濾波放大電路構成，放大增益為20～70dB可調；其中，高通截至頻率為0.016Hz～16Hz可調，低通截至頻率為15Hz～1000Hz可調(如圖4)。
所述的極性轉換電路11，由運算放大器U3、U4、電阻R2、R3和基準參考芯片REF195。其中，基準參考芯片REF195提供5V的高精度基準信號，其輸出接運算放大器U4的負輸入端，正輸入端與運算放大器U4的輸出端的相連，在由運算放大器U3、電阻R2、R3構成的同步加法器，完成極性轉換。
所述的同步控制器MCU 7，由通用單片機或DSP控制芯片構成，同步控制器MCU對A/D轉換器的工作時序進行同步控制，并與16個嵌入式A/D轉換采集器通過中斷握手協議進行通訊，傳輸途徑為8位數據總線DBus(如圖5所示)；所述的同步控制器MCU經過USB總線將采集的數據信息傳輸給筆記本電腦，同時控制體感刺激器的工作方式；。
所述的筆記本電腦通過USB總線接口實時讀入腦電波信號，并實時顯示腦電波信號；同時還提供視覺刺激信號、聽覺刺激信號。
該腦電信號放大器可以在直流(電池組)或交流方式(市電)下工作；體感刺激器受同步控制器MCU控制，產生可調制的恒流電刺激或體感振動刺激。
所述的體感刺激發生裝置采用能夠提供非電或電振動覺刺激、非電或電觸覺痛覺，或彈擊刺激和脈寬幅度可調的電刺激等多種刺激發生裝置。其中振動覺刺激頻率控制在4～250Hz；觸覺痛覺或彈擊刺激頻率控制在0～50Hz；電刺激標準時間0.1～0.5ms，頻率控制在1～5Hz，刺激電流恒流5～8mA；其刺激原理如圖4所示。
所述的筆記本電腦通過USB總線接口實時讀入腦電波信號，并實時顯示腦電波信號；同時還提供視覺刺激信號、聽覺刺激信號。
本實用新型的工作原理是通過對被試者施加一定的刺激(包括視覺刺激、聽覺刺激或體感刺激等)，置于被試者頭部的腦電極將信號檢測到并傳輸到信號預放大器。經過40dB的放大處理，輸入到工頻衰減環節，有效地抑制50Hz/60Hz的工頻干擾信號。然后，信號到由高通濾波放大電路和低通濾波放大電路構成的帶通濾波放大器，對輸入信號進行60dB左右(放大增益20～70dB可調)的放大處理，最后經過極性轉換電路，調節事件相關腦電波信號Vout的輸出幅度為0～5V；Vout信號再經過16個嵌入式在系統采集器同步A/D轉換，初步濾波處理后經過數據總線DBus輸入到同步控制器MCU；同步控制器MCU讀入所有的16×8通道的數據后，采用USB接口模塊上傳筆記本電腦記錄、分析和顯示。通過對被試施加一定方式的刺激(如視覺、聽覺、體感等)，從放置在頭皮上的腦電極采集的腦電波信號中，提取事件相關腦電ERP信號并進行分析，可檢測刺激事件在被試大腦中引起的真實客觀的反應。
本實用新型提供的一種可以精確采集人體神經生物電信號的便攜式事件相關腦電位儀，具有以下優點●高集成度、低功耗設計、性能可靠、操作簡便、攜帶方便；
●模塊化設計、可擴展性好，適合于實驗室腦電ERP研究和臨床醫學應用；●內部采用中斷通訊協議控制的并口數據總線DBus，外部采用通用USB總線通訊端口，傳輸效率高，適合于多種機型；●可在線實現AC/DC采樣分析，便于低頻慢波ERP信號的分析；●采用了高性能電腦來分時驅動兩個顯示器，分別輸出控制端顯示圖像和被試視覺刺激信號內容；●體感刺激發生裝置既可采用常規的恒電流刺激型的體感刺激裝置，也可以采用本實用新型人申請的(申請號為200410073954.1)的非電型的體感刺激發生裝置，該裝置采用模塊化、人性化設計，能夠提供多種形式的刺激，系統配置靈活；●性價比高、修升級方便，可用于認知心理學、臨床醫學和犯罪心理學等方面的研究和應用；該儀器通過對被試施加一定方式的刺激(如視覺、聽覺、體感等)，從放置在頭皮上的腦電極采集的腦電波信號中，提取事件相關腦電ERP信號并進行分析，可檢測刺激事件在被試大腦中引起的真實客觀的反應。


圖1為本實用新型的事件相關腦電位儀的原理圖圖2為本實用新型腦電位儀的腦電信號放大器組成框圖圖3為本實用新型腦電信號放大器的信號預放大電路原理圖圖4為本實用新型的腦電信號放大器電路原理圖圖5為本實用新型的同步控制器工作原理圖圖6為本實用新型的提供刺激發生器工作原理圖圖7為本實用新型的一個應用實例圖面說明腦部電極-1 腦電匹配輸入電路-2 信號預放大電路-3工頻陷波電路-4 信號帶通濾波放大電路-5 A/D轉換器-6同步控制器MCU-7 接觸電阻檢測電路-8 基線跟隨驅動電路-9屏蔽跟隨驅動電路-10 極性轉換電路-11刺激發生裝置-12筆記本電腦-13腦電信號放大電路-14體感刺激器-15
具體實施方式
以下結合附圖1-6和實施例對本實用新型進行詳細地說明本實施例的用于采集人體神經生物電信號的事件相關電位儀，包括(如圖1所示)帶有腦電極1的腦電帽、刺激發生裝置12、腦電信號放大器14、A/D轉換器6、同步控制器MCU 7、一臺筆記本電腦13；所述的A/D轉換器6是由16個嵌入式A/D轉換器組成，其工作時序受控于同步控制器MCU 7；腦電極1按照國際10-20標準，由腦電帽固定在被試的頭部位；腦電極1將檢測到的信號直接輸入到腦電信號放大器14，進行信號濾波放大處理后，然后再由嵌入式A/D轉換器6進行實時同步信號采集；所述的同步控制器MCU 7，由通用單片機或DSP控制芯片構成，同步控制器MCU 7與16個嵌入式A/D轉換器通過中斷握手協議進行通訊，傳輸途徑為8位數據總線DBus；所述的同步控制器MCU 7，還對16個嵌入式A/D轉換器的工作時序進行同步控制，數據信息經過USB總線傳輸給筆記本電腦13，同時控制體感刺激器15的工作方式；筆記本電腦13通過USB總線接口實時讀入腦電波信號，以供進一步處理分析；筆記本電腦13采用分時驅動兩個顯示器，分別輸出控制端實時顯示圖像和被試視覺刺激信號內容。
由于腦電波ERP信號非常微弱，因此在進行ERP信號分析之前必需將其放大。本實施例采用的腦電信號放大器14，如圖2所示，包括腦部電極1、腦電匹配輸入電路2、信號預放大電路3、工頻陷波器電路4、信號帶通濾波放大電路5、A/D轉換器6和同步控制器MCU 7；還包括一個用于電極-頭皮接觸阻抗檢測的接觸電阻檢測電路8和用于提高放大器抗干擾能力的基線跟隨驅動電路9；信號帶通濾波放大電路5還有極性轉換電路11(如圖3所示)。腦電極信號通過屏蔽線以差動輸入的方式連接到信號預放大電路3的正負輸入端，以提高系統的抗基線漂移和抗噪的能力。然后，腦電極信號通過屏蔽線以差動輸入的方式連接到前置預放大器的正負輸入端，以提高系統的抗基線漂移和抗噪的能力。然后，腦電波ERP信號依次工頻陷波、高低通濾波放大電路帶通處理后，再作為輸入信號連接A/D轉換器，最后通過USB總線與計算機相連，以提高系統的靈活性，具體如圖1所示。
參考圖2和3，其中信號預放大電路3選用高性能的儀表放大器INA118，并有在線屏蔽跟隨電路，采用差動浮地放大方式，以提高系統的噪聲抑制能力和輸入阻抗。信號預放大電路采用運算放大器U5、U6、電阻R9、R10、R11、R12和精密儀表用放大器INA118構成，其中運算放大器U5、U6的負輸入端與輸出端直接相連，構成信號跟隨器電路；運算放大器U5的輸出端與電阻R11相連，然后再連接精密儀表用放大器INA118的正輸入端；運算放大器U6的輸出端與電阻R12相連，然后再連接精密儀表用放大器INA118的負輸入端；增益電阻R9、R10中間相連，另外兩端分別接精密儀用放大器INA118的RG+、RG-端；還包含一個由運算放大器U0、電阻R0構成的在線屏蔽跟隨電路，其中運算放大器U0的負輸入端直接與輸出端相連，然后經過電阻R0接屏蔽地，運算放大器U0的正輸入端接在增益電阻R9、R10之間，以提高系統的噪聲抑制能力和輸入阻抗，使得放大器的噪聲抑制能力＞120dB。
其中在線屏蔽跟隨電路由運算放大器U0和電阻R0構成，其中運算放大器U0的負輸入端直接與輸出端相連，然后經過電阻R0接屏蔽地，運算放大器U0的正輸入端接在增益電阻R9、R10之間，以克服由于屏蔽線電位的變化引起的放大器性能波動。
為了進一步增強系統抗干擾能力，利用運算放大器U7構成基線偏移跟隨器，利用運算放大器U0構成屏蔽跟隨器(接機殼)。這樣，整個前置預放大電路的增益控制在40dB以內，同時共模抑制比達到120dB以上，保證了微弱腦電生理電信號得以無失真低增益地放大。其中基線跟隨驅動電路9由電阻R7、R8、運算放大器U7、U8、電容C7構成，運算放大器U7正輸入端接電源地，其負輸入端接電阻R8和電容C7，其輸出端接電阻R7；電阻R8另一端接運算放大器U8的輸出端相連，電容C7的另一端與電阻R7相連，再與參考地電極GND相連。
電極與頭皮接觸的好壞，直接影響電極-頭皮接觸阻抗的大小。接觸不好會引起較大的交流干擾，尤其是在松動時電極與頭皮的接觸面將隨著被試的呼吸或身體、臉部的動作而改變，這將導致偽跡的產生。電極-頭皮接觸阻抗值愈小，得到的波形質量就愈高、愈穩定，所以頭皮-電極阻抗的測量是非常重要的。在進行正式腦電波ERP實驗時，通常需要先檢測頭皮-電極的接觸阻抗大小。接觸電阻的檢測一般是采用外部正弦信號驅動的方法來進行的。因此，本實施例設計的接觸電阻檢測電路8(參考圖1和2)由正電壓源VGP、負電壓源VGM、電阻R13、R14以及高速切換開關SW1、SW2構成，其中正電壓源VGP經過電阻R13與高速切換開關SW1相連，高速切換開關SW1相連另一端接電阻R11；負電壓源VGM經過電阻R14與高速切換開關SW2相連，高速切換開關SW2相連另一端接電阻R12；高速切換開關SW1、SW2采用低導通電阻(Ron＜4Ω)的高速模擬開關DG444芯片；在測量正極的阻抗時，將VGM負電壓源短路使其輸出電壓為零，VGP正電壓源輸出為一正弦波。在測量負極阻抗時，將VGP正電壓源短路使其輸出電壓為零，VGM負電壓源輸出為一正弦波。其通道切換由的同步控制器MCU 7控制；在腦電波ERP信號的采集過程中，可以實時監控電極-頭皮的接觸阻抗大小。
工頻陷波衰減電路4主要由電阻R1、電容C1、C2、C3、可調電位器VR1、VR2、VR3以及運算放大器U1、U2構成，通過VR1、VR2調節陷波器系數，通過VR3調節陷波器品質參數；帶通濾波放大電路，由二階高通濾波放大和三階低通濾波放大電路構成，放大增益為20～70dB可調。其中，高通截至頻率為0.016Hz～16Hz可調，低通截至頻率為15Hz～1000Hz可調。在進行直流DC采樣時，同步控制器MCU控制高速模擬切換開關，使高通截至頻率為0.00001Hz左右；極性轉換器由電阻R2、R3、運算放大器U3、U4和精密+5V參考電源模塊構成，使輸出的腦電波ERP信號Vout的幅度為0～+5V，供后續的A/D轉換器完成信號采集。
其中帶通濾波放大電路5由二階高通濾波放大電路，和三階低通濾波放大電路構成，放大增益為20～70dB可調。其中，高通截至頻率為0.016Hz～16Hz可調，低通截至頻率為15Hz～1000Hz可調。在進行直流DC采樣時，同步控制器MCU控制高速模擬切換開關，使高通截至頻率為0.00001Hz左右；極性轉換電路11由電阻R2、R3、運算放大器U3、U4和精密+5V參考電源模塊構成，使輸出的腦電波ERP信號Vout的幅度為0～+5V，供后續的A/D轉換器完成信號的采集。
其中極性轉換電路11，由運算放大器U3、U4、電阻R2、R3和基準參考芯片REF195。其中，基準參考芯片REF195提供5V的高精度基準信號，其輸出接運算放大器U4的負輸入端，正輸入端與運算放大器U4的輸出端的相連，在由運算放大器U3、電阻R2、R3構成的同步加法器，完成極性轉換。
其中同步控制器MCU 7，由通用單片機或DSP控制芯片構成，同步采集控制器MCU控制A/D數據采集系統和刺激信號產生系統同步啟動——保證所采集的數據與刺激信號在時間上的正確對應；并與16個嵌入式A/D轉換采集器通過中斷握手協議進行通訊，傳輸途徑為8位數據總線DBus(如圖4所示)；所述的同步控制器MCU經過USB總線將采集的數據信息傳輸給筆記本電腦，同時控制體感刺激器的工作方式，經測試，系統的采樣率達5KHz/SPS，完全滿足腦電ERP研究和臨床醫學應用。
其中筆記本電腦通過USB總線接口實時讀入腦電波信號，并實時顯示腦電波信號；同時還提供視覺刺激信號、聽覺刺激信號。當同時進行采集和測量體感刺激信號、視覺刺激信號、聽覺刺激信號，就需要有3個A/D轉換器6，如圖5所示。
本實施例使用的嵌入式A/D轉換器6，采用具有8通道A/D轉換的在系統SOC(System On Chip)控制芯片ADuC的。128導腦電波信號的采集需要16個ADuC芯片同步協調的工作。同步控制器MCU利用中斷技術，實時地啟動16個A/D轉換模塊，然后通過8位并口數據總線DBus實現腦電數據的快速讀取。為了克服各采集模塊之間的數據沖突和資源競爭等問題，設計了交互式握手通訊協議，保證數據實時、有序、正確地采集。
參考圖6，本實施例采用上述的具體實施例制作的腦電儀，作為腦電波ERP研究的一個實施例。首先，將32～128導腦電極按照國際10-20標準安置于被試的頭部，再將腦電極扁平電纜接入腦電波ERP信息采集系統，圖5中用虛線框出。接著，將便攜式小型液晶顯示器放在平行被試眼睛的前方100cm左右，以產生視覺刺激；將立體聲耳機戴在被試的雙耳朵上，以產生聽覺刺激；將體感刺激電極接入被試腕部正中神經系統，調節好刺激強度，以產生體感刺激；將鍵盤或游戲機操作器置于被試方便控制的地方，以供實驗過程中被試作按鍵反應；將3D數字化系統準備好，以供實驗過程中繪制被試的2D或3D腦地形圖。然后，主試啟動儀器對被試進行訓練測試。一切順利后，正式測試開始，主試監視筆記本電腦顯示的腦電波ERP信息以及被試的反應情況，直到測試結束。最后，主試采用腦電波ERP系統分析軟件，對記錄的腦電波ERP信息進行分析處理，得出被試大腦對刺激事件的真實客觀反應。經測試，系統的采樣率達5KHz/SPS，完全滿足腦電ERP研究和臨床醫學應用。
在進行直流DC采樣時，同步控制器MCU控制高速模擬切換開關，使高通截至頻率為0.00001Hz左右；極性轉換器由電阻R2、R3、運算放大器U3、U4和精密+5V參考電源模塊構成，使輸出的腦電波ERP信號Vout的幅度為0～+5V，供后續的A/D轉換器完成信號的采集。
本實施例所使用的體感刺激器采用一種通過電流對人體進行體感電刺激的裝置。其工作原理如圖6所示，由體感刺激控制信號Ctrl、高速光耦OPTO、VMOS功率芯片Q1和隔離耦合升壓器BT0、調節電位器SW4和刺激電極構成。同步采集控制器MCU發出的體感刺激控制信號Ctrl經過高速光電隔離，驅動VMOS功率管Q1工作，形成功率脈沖信號驅動隔離耦合升壓器BT0工作。BT0以耦合振蕩的形式將脈沖信號放大，形成高壓尖峰刺激信號經刺激電極對被試施以電流體感刺激。刺激強度通過電位器SW4調節。高壓信號幅值不高于200V，刺激電流強度0～6mA可調，采用浮地工作方式，保證了被試或病人的安全。
權利要求1.一種便攜式事件相關腦電位儀，包括帶有腦電極(1)的腦電帽、刺激發生裝置(12)、腦電信號放大器(14)、A/D轉換器(6)；其特征在于，還包括同步控制器MCU(7)和一臺筆記本電腦(13)；所述的A/D轉換器(6)是由16個嵌入式A/D轉換器組成，其工作時序受控于同步控制器MCU(7)；腦電極(1)將檢測到的信號直接輸入到腦電信號放大器(14)，進行信號濾波放大處理后，然后再由嵌入式A/D轉換器(6)進行實時同步信號采集；所述的同步控制器MCU(7)，由通用單片機或DSP控制芯片構成，同步控制器MCU(7)與16個嵌入式A/D轉換器(6)通過中斷握手協議進行通訊，傳輸途徑為8位數據總線DBus；所述的同步控制器MCU(7)，還對16個嵌入式A/D轉換器(6)的工作時序進行同步控制，數據信息經過USB總線傳輸給筆記本電腦(13)，同時控制體感刺激器(15)的工作方式；筆記本電腦(13)通過USB總線接口實時讀入腦電波信號，以供進一步處理分析；筆記本電腦(13)采用分時驅動兩個顯示器，分別輸出控制端實時顯示圖像和被試視覺刺激信號內容。
2.按權利要求1所述的便攜式事件相關腦電位儀，其特征在于，所述的腦電信號放大器(14)，包括腦部電極(1)、腦電匹配輸入電路(2)、信號預放大電路(3)、工頻陷波器電路(4)、信號帶通濾波放大電路(5)、A/D轉換器(6)和同步控制器MCU(7)；其特征在于，還包括一個用于電極-頭皮接觸阻抗檢測的接觸電阻檢測電路(8)和用于提高放大器抗干擾能力的基線跟隨驅動電路(9)；其中腦電極(1)將信號檢測到并經腦電匹配輸入電路(2)，傳輸到信號預放大電路(3)，輸入到工頻陷波器電路(4)，經信號帶通濾波放大電路(5)放大處理后，信號再輸入16個嵌入式采集器同步A/D轉換(6)，初步濾波處理后經過數據總線DBus輸入到同步控制器(7)；同步控制器(7)讀入所有的16×8通道的數據后，經過上述信號預放大、工頻陷波、帶通濾波放大和極性轉換等環節構成，完成對微弱腦電信號的放大和提取；最后，同步控制器MCU讀入所有的16×8通道的數據后，采用USB接口模塊上傳筆記本電腦記錄，所述的筆記本電腦通過USB總線接口實時讀入腦電波信號，并實時顯示腦電波信號；同時還提供視覺刺激信號、聽覺刺激信號。
3.按權利要求2所述的便攜式事件相關腦電位儀，其特征在于，所述的信號預放大電路(3)由運算放大器U5、U6、電阻R9、R10、R11、R12和儀表用放大器INA118構成，其中運算放大器U5、U6的負輸入端與輸出端直接相連，構成信號跟隨器電路；運算放大器U5的輸出端與電阻R11相連，再連接儀表用放大器INA118的正輸入端；運算放大器U6的輸出端與電阻R12相連，然后再連接儀表用放大器INA118的負輸入端；增益電阻R9、R10中間相連，另外兩端分別接儀表用放大器INA118的RG+、RG-端；還包含一個由運算放大器U0、電阻R0構成的在線屏蔽跟隨電路(10)，其中運算放大器U0的負輸入端直接與輸出端相連，然后經過電阻R0接屏蔽地，運算放大器U0的正輸入端接在增益電阻R9、R10之間。
4.按權利要求2所述的便攜式事件相關腦電位儀，其特征在于，所述的接觸電阻檢測電路(8)用于實時監測電極與頭皮的接觸阻抗大小，它由正電壓源VGP、負電壓源VGM、電阻R11、R12、R13、R14以及高速切換開關SW1、SW2構成；其中正電壓源VGP經過電阻R13與高速切換開關SW1相連，高速切換開關SW1相連另一端接電阻R11；負電壓源VGM經過電阻R14與高速切換開關SW2相連，高速切換開關SW2相連另一端接電阻R12。
5.按權利要求2所述的便攜式事件相關腦電位儀，其特征在于，所述的高速切換開關SW1、SW2，采用Ron＜4Ω的低導通電阻的高速模擬開關DG444芯片，其通道切換由同步控制器MCU控制。
6.按權利要求1所述的便攜式事件相關腦電位儀，其特征在于所述的工頻陷波電路(4)由電阻R1、電容C1、C2、C3、可調電位器VR1、VR2、VR3以及運算放大器U1、U2構成非對稱式工頻陷波電路，其中電容C1、C2相連，電阻R1與可調電位器VR1相連，電容C3與可調電位器VR2相連；運算放大器U1、U2的輸出端分別與其負輸入端相連；運算放大器U1的輸出端再與可調電位器VR3相連；運算放大器U2的輸出端再與可調電位器VR2的中間調節端相連，運算放大器U2的正輸入端再與可調電位器VR3的中間調節端相連；可調電位器VR3的另一端與信號地相連；利用VR2來粗調陷波器的中心頻率f0，通過VR3調節陷波器品質參數Q。
7.根據權利要求2所述的所述的便攜式事件相關腦電位儀，其特征在于所述的基線跟隨驅動電路(9)由電阻R7、R8、運算放大器U7、U8、電容C7構成；運算放大器U7正輸入端接電源地，其負輸入端接電阻R8和電容C7，其輸出端接電阻R7；電阻R8另一端接運算放大器U8的輸出端相連，電容C7的另一端與電阻R7相連，再與參考地電極GND相連。
7.根據權利要求3所述的所述的便攜式事件相關腦電位儀，其特征在于所述的在線屏蔽跟隨電路(10)由運算放大器U0和電阻R0構成，其中運算放大器U0的負輸入端直接與輸出端相連，然后經過電阻R0接屏蔽地，運算放大器U0的正輸入端接在增益電阻R9、R10之間。
8.按權利要求1或2所述的便攜式事件相關腦電位儀，其特征在于，所述的A/D轉換器(6)，采用系統數據采集芯片ADuC，其采樣率為200ksps的，用于對8通道輸入信號進行同步A/D轉換功能，并對腦電信號進行初步濾波預處理，然后經數據總線上傳同步控制器MCU(7)。
9.根據權利要求1或2所述的便攜式事件相關腦電位儀，其特征在于所述的同步控制器MCU(7)，由通用單片機或DSP控制芯片構成，同步控制器MCU對A/D轉換器的工作時序進行同步控制，并與16個嵌入式A/D轉換采集器通過中斷握手協議進行通訊，傳輸途徑為8位數據總線DBus；所述的同步控制器MCU(7)經過USB總線將采集的數據信息傳輸給筆記本電腦，同時控制體感刺激器的工作方式。
10.按權利要求1或2所述的便攜式事件相關腦電位儀，其特征在于，所述的腦電極采用性能穩定、靈敏度高的Ag/cl電極。
11.按權利要求1所述的便攜式事件相關腦電位儀，其特征在于，所述的體感刺激發生裝置采用能夠提供非電或電振動覺刺激、非電或電觸覺痛覺刺激，或彈擊刺激和脈寬幅度可調的電刺激的體感刺激發生裝置。
專利摘要本實用新型涉及一種便攜式事件相關腦電位儀，包括腦電極、腦電信號放大器、A/D轉換器、同步控制器MCU、筆記本電腦、體感刺激器；腦電極將信號檢測到并傳輸到信號預放大器，信號再經過16個嵌入式在系統采集器同步A/D轉換，初步濾波處理后經過數據總線DBus輸入到同步控制器MCU；同步控制器MCU讀入所有的16×8通道的數據后，采用USB接口模塊上傳筆記本電腦記錄、分析和顯示。它可以精確采集人體神經生物電信號，并進行濾波放大和實時記錄。通過提取事件相關腦電ERP信號并進行分析，可檢測刺激事件在被試大腦中引起的真實客觀反應。該儀器具有集成度高、增益可調、性價比高、攜帶方便、操作簡單等特點。
文檔編號G06F17/00GK2753290SQ200420009880
公開日2006年1月25日 申請日期2004年11月22日 優先權日2004年11月22日
發明者羅躍嘉, 羅本成 申請人:中國科學院心理研究所