專利名稱：基于腦電分析的人體電流感覺閥值客觀測(cè)量方法和系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種醫(yī)學(xué)儀器，尤其涉及一種基于腦電分析的人體電流感 覺閥值客觀測(cè)量方法和系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
人體對(duì)外界的感受是由感受器感覺，然后經(jīng)由神經(jīng)纖維傳導(dǎo)至神經(jīng)中 樞系統(tǒng)一大腦來完成。人體皮膚的不同感覺，例如觸壓、振動(dòng)、冷、熱、 痛覺等，分別由不同的感受器感受、并由不同直徑的外周神經(jīng)纖維傳導(dǎo)，
人體對(duì)加熱信號(hào)的感受主要由最纖細(xì)的無髓鞘神c纖維來傳導(dǎo)，感受到的 致冷信號(hào)由最小的有鞘神經(jīng)A5纖維來傳導(dǎo)，而震動(dòng)信號(hào)則由較大的有鞘 神經(jīng)AP纖維來傳導(dǎo)。臨床實(shí)驗(yàn)表明，5Hz, 250Hz, 2000Hz的正弦交流 電刺激引起得神經(jīng)沖動(dòng)分別由三種大小的神經(jīng)傳導(dǎo)最纖細(xì)的無髓鞘神經(jīng) C纖維、較小的有鞘神經(jīng)A5維和較大的有鞘神經(jīng)Ap維。由于這些神經(jīng) 分別對(duì)應(yīng)著不同的感覺模式，因此，用以上頻率的正弦交流電流作為刺激， 可以分別評(píng)價(jià)人體這幾種模式的感覺靈敏程度。
腦誘發(fā)電位是中樞神經(jīng)系統(tǒng)在感受外界或內(nèi)在刺激過程中產(chǎn)生的生 物電活動(dòng)，體感誘發(fā)電位可以用于判斷體感刺激是否被大腦所感知。
中國專利申請(qǐng)03109874,6公開了 一種人體電流感覺客觀定量系統(tǒng)及 其測(cè)量方法，以測(cè)量采用對(duì)受試者和操作者雙盲的方式，由微電腦控制的 電流刺激器以定量電流刺激受試者，受試者根據(jù)聲光提示，將自己對(duì)刺激 的主觀感受由病人控制單元輸入，測(cè)量系統(tǒng)內(nèi)的微處理器系統(tǒng)根據(jù)受試者 的輸入信號(hào)，按照一種生理心理的濾波演算法，決定是否得出受試者的電流感覺閥值或給予下一次刺激以及下一次刺激的強(qiáng)度，經(jīng)多次剌激，受試 者相應(yīng)過程后，人體電流感覺客觀定量測(cè)試系統(tǒng)計(jì)算顯示出受試者的神經(jīng) 電流感覺閥值。
但是現(xiàn)有技術(shù)中人體電流感覺客觀定量系統(tǒng)及其測(cè)量方法需要受試 者對(duì)刺激做出主觀判斷，這就使得測(cè)量帶有很強(qiáng)的主觀意識(shí)，致使準(zhǔn)確性 低，測(cè)試效率不高。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明提供一種測(cè)試結(jié)果精確、效率高的基于腦電分析的人體電流感 覺閥值客觀測(cè)量方法及系統(tǒng)。
一種基于腦電(EEG)分析的人體電流感覺閥值客觀測(cè)量方法，包括 以下步驟
(1)建立模式識(shí)別算法
多次給予受試者一個(gè)超過閾值電流的電刺激，同步記錄受試者腦電信 號(hào)，并進(jìn)行疊加，取得電刺激引起的事件誘發(fā)電位；
在沒有電流刺激條件下記錄受試者腦電信號(hào)，并進(jìn)行疊加取得平均腦 電信號(hào)；
以電刺激誘發(fā)電位和無刺激條件下的平均腦電信號(hào)作為兩類信號(hào)的 模板，訓(xùn)練建立模式識(shí)別算法；
訓(xùn)練建立模式識(shí)別算法具體過程為(參見圖2 )，腦電信號(hào)首先經(jīng)過一 個(gè)3Hz的低通濾波器生成一個(gè)時(shí)間序列X;然后分別計(jì)算X與有刺激腦 電模板和無刺激腦電模板的歐幾里德距離XI和X2，并由XI和X2組成 該腦電信號(hào)片段的特征向量；對(duì)電刺激條件下和沒有電流刺激條件下的每 一個(gè)腦電片均計(jì)算其特征向量，組成訓(xùn)練特征向量集，然后根據(jù)所采用的 不同模式識(shí)別算法(如人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)，支持向量機(jī)等)訓(xùn)練模式識(shí)別算法， 從而建立有效的;f莫式識(shí)別算法。多次給予受試者一個(gè)超過閾值電流的電刺激中，所述的閾值電流最初
一般通過經(jīng)驗(yàn)或本領(lǐng)域常識(shí)確定， 一般0.3 ~ 3mA左右。
(2) 多次給予受試者不同強(qiáng)度電流刺激，記錄受試者的腦電信號(hào)。 所述的不同強(qiáng)度電流，電流強(qiáng)度為0 10mA,在這里給予受試者不同
強(qiáng)度電流刺激次數(shù)并沒有嚴(yán)格限制，但為了提高測(cè)量精度一般次數(shù)為5~ 30次。次數(shù)過少難以取得合適的測(cè)量精度，過多時(shí)會(huì)引起受試者的感覺疲 勞，無法提高測(cè)量精度。
(3) 分析腦電信號(hào)，判斷受試者是否感覺到電流刺激
用步驟(1 )得到的模式識(shí)別算法對(duì)步驟(2)記錄的受試者腦電信號(hào) 進(jìn)行模式識(shí)別，將受試者腦電信號(hào)分為無刺激條件下的腦電信號(hào)和有電刺
激條件下的腦電信號(hào)；
如果識(shí)別結(jié)果是屬于無電刺激條件下的腦電信號(hào)，認(rèn)為受試者沒有感 覺到電流刺激；
如果識(shí)別結(jié)果是屬于有電刺激條件下的腦電信號(hào)，則認(rèn)為受試者感覺 到了電流刺激。
(4) 利用步驟(3)的結(jié)果計(jì)算受試者的電流刺激感覺閥值。 計(jì)算受試者的電流刺激感覺閥值是可以采用極限法、恒定刺激法或其
衍生方法計(jì)算。
所述的極限法即將刺激按遞增或遞減系列的方式，以間隔相等的小步 變化，尋求從一種反應(yīng)到另 一種反應(yīng)的瞬時(shí)轉(zhuǎn)換點(diǎn)或閾值的位置；
所述的恒定刺激法即設(shè)定幾個(gè)特定刺激值，每個(gè)刺激隨機(jī)呈現(xiàn)多次， 根據(jù)刺激變量引起某中反應(yīng)的次數(shù)的分布求得閾值。
具體的講可以根據(jù)感覺閥值的定義、或者以感覺到的電流刺激的電流 強(qiáng)度最小值、或者感覺不到的電流刺激的電流強(qiáng)度最大值、或者感覺到的 電流刺激的電流強(qiáng)度最小值與感覺不到的電流刺激的電流強(qiáng)度最大值的 平均數(shù)，計(jì)算受試者的電流刺激感覺閥值。所述的感覺到的電流刺激的電流強(qiáng)度最小值為步驟(3)中得到的有 電刺激條件下的腦電信號(hào)中，所對(duì)應(yīng)的各個(gè)電流強(qiáng)度中的最小值。
所述的感覺不到的電流刺激的電流強(qiáng)度最大值為步驟(3)中得到的 無電刺激條件下的腦電信號(hào)中，所對(duì)應(yīng)的各個(gè)電流強(qiáng)度中的最大值。
本發(fā)明還提供了 一種基于腦電分析的人體電流感覺閥值客觀測(cè)量系 統(tǒng)，包括
數(shù)據(jù)處理/控制主單元用于控制恒電流控制電^各發(fā)出恒定電流以及對(duì) 存儲(chǔ)器的腦電信號(hào)進(jìn)行分析處理，得到受試者是否感覺到電流刺激的判斷 結(jié)果；
恒電流控制電路用于發(fā)出恒定電流；
電流刺激電極用于傳導(dǎo)恒電流控制電路發(fā)出的恒定電流刺激受試
者；
腦電電極用于采集受試者的腦電信號(hào)； 腦電放大器用于將腦電電極采集的腦電信號(hào)放大； 存儲(chǔ)器用于存儲(chǔ)被腦電放大器放大后的腦電信號(hào)、模式識(shí)別算法以 及通過信號(hào)處理得到的受試者是否感覺到電流刺激的結(jié)果；
顯示器用于顯示測(cè)量過程參數(shù)和測(cè)量結(jié)果；過程參數(shù)包括電流刺激 大小、電流刺激波型、電流刺激持續(xù)時(shí)間和刺激間隔時(shí)間等，測(cè)量結(jié)果即 為通過信號(hào)處理和計(jì)算所得到的電流感覺閾值；
測(cè)量人體電流感覺閥值時(shí)，電流刺激電極給予受試者不同強(qiáng)度電流刺 激，腦電電極采集受試者的腦電信號(hào)，數(shù)據(jù)處理/控制主單元利用存儲(chǔ)器中 預(yù)存的模式識(shí)別算法將受試者的腦電信號(hào)將受試者腦電信號(hào)分為無刺激 條件下的腦電信號(hào)和有電刺激條件下的腦電信號(hào)，再才艮據(jù)不同條件下腦電 信號(hào)所對(duì)應(yīng)的電流強(qiáng)度的極限值計(jì)算受試者的電流刺激感覺閥值。
本發(fā)明人體電流感覺閥值客觀測(cè)量方法采用單次腦誘發(fā)電位檢測(cè)技 術(shù)判斷電流刺激是否引發(fā)了腦誘發(fā)電位，進(jìn)而判斷受試者是否感覺到了該
7刺激，具有以下優(yōu)點(diǎn)
(1) 與以往技術(shù)相比，不需要受試者對(duì)是否感覺到了刺激做出主觀 判斷、更為客觀。
(2) 由于采取了單次腦誘發(fā)電位檢測(cè)技術(shù)，與平均濾波法相比腦誘 發(fā)電位檢測(cè)相比，不需要對(duì)受試者多次受刺激條件下的腦電進(jìn)行疊加平均 處理，即可對(duì)受試者是否感覺到該刺激做出判定，可以有效地防止受試者 感覺疲勞，提高測(cè)量準(zhǔn)確性，同時(shí)可以提高檢測(cè)效率。


圖1為本發(fā)明的基于腦電分析的人體電流感覺閥值客觀測(cè)量儀器系統(tǒng) 結(jié)構(gòu)框圖2為本發(fā)明的基于腦電(EEG)判斷受試者是否感覺到刺激的模式 識(shí)別算法流程圖示意；
圖3為采用恒定刺激法測(cè)量受試者電流感覺閾值時(shí)，刺激強(qiáng)度和受試 者感覺到刺激次數(shù)百分比的示意圖。
具體實(shí)施例方式
如圖1所示，本發(fā)明基于腦電分析的人體電流感覺閥值客觀測(cè)量系統(tǒng)， 包括
恒電流控制電路3:用于發(fā)出恒定電流；
電流刺激電極4:用于傳導(dǎo)恒電流控制電路發(fā)出的恒定電流刺激受試
者；
腦電電極5:用于采集受試者的腦電信號(hào)； 腦電放大器6:用于將腦電電極采集的腦電信號(hào)放大； 存儲(chǔ)器7:用于存儲(chǔ)被腦電放大器放大后的腦電信號(hào)、模式識(shí)別算法 以及信號(hào)處理結(jié)果；數(shù)據(jù)處理/控制主單元2:用于控制恒電流控制電路發(fā)出恒定電流以及 對(duì)存儲(chǔ)器的腦電信號(hào)進(jìn)行分析處理；
顯示器8:用于顯示測(cè)量過程參數(shù)和測(cè)量結(jié)果。 測(cè)量人體電流感覺閥值時(shí)，
多次給予受試者1一個(gè)超過闞值電流的電刺激，同步記錄受試者腦電 信號(hào)，并進(jìn)行疊加，得到電刺激引起的事件誘發(fā)電位；
在沒有電流刺激條件下記錄受試者1腦電信號(hào)；
以電刺激誘發(fā)電位和無刺激條件下的腦電信號(hào)作為兩類信號(hào)的訓(xùn)練 集，訓(xùn)練建立模式識(shí)別算法；
建立模式識(shí)別算法后，采用極限法測(cè)量受試者電流感覺閾值 受試者1受到總共12遍不同大小的電流刺激6次電流由小到大，另 外6次電流由大到小。刺激電流增加時(shí)，以從受試者腦電檢出感受到刺激 的模式停止刺激，可以得到一個(gè)電流增加時(shí)的閾值限；刺激電流減小時(shí)， 以受試者腦電檢出感受不到刺激的模式停止刺激，可以得到 一個(gè)電流減小 時(shí)的閾值限(實(shí)驗(yàn)結(jié)果表1所示)。這樣，每遍刺激就可以得到一個(gè)閾值 限，而所有閾值限的平均值即為受試者的電流感覺閾值(0.224 mA)。
表1
次數(shù)123456789101112
強(qiáng)度變化: 增加t減小iiii卞1
腦電響 應(yīng)有+ 無-0.35mA++++++
0.30mA++++++++
0.25mA--++-+-++++
0.20mA------+—--
0.16mA------
0.12mA-----
0.08mA------
0.04mA------
閾限值0.2750.2750.2250.2250.2750.2250.2750,2250.1800.2250.2250.225
電流感覺閾值 (-平均閾限值)0.224 mA9作為另一種實(shí)施方式，建立模式識(shí)別算法后，采用恒定刺激法測(cè)量受 試者電流感覺閾值。
首先設(shè)定刺激強(qiáng)度等級(jí)為 0.15, 0.17， 0.18, 0.19, 0.23, 0.26, 0.28, 0.30 和0.35mA;每個(gè)刺激強(qiáng)度等級(jí)給與受試者20次刺激(刺激順序隨機(jī)分布)， 同時(shí)記錄刺激后的腦電；通過腦電分析，判斷腦電是否呈現(xiàn)受試者感受到 刺激的模式(實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖3)。對(duì)于某一強(qiáng)度等級(jí)的多次刺激，經(jīng)過相應(yīng) 的腦電分析，可以得到受試者感覺到該強(qiáng)度刺激的次數(shù)百分比(例如圖3 中0.26mA強(qiáng)度的20次刺激，腦電分析結(jié)果顯示受試者感覺到了其中6 次，所以該受試者感覺到0.26mA電流刺激的百分比是30%)，根據(jù)實(shí)驗(yàn) 心理學(xué)感覺閾值的操作定義，閾值是50%的次數(shù)被感覺到的那個(gè)刺激強(qiáng) 度，因此我們根據(jù)圖3所示的刺激強(qiáng)度和受試者感覺到刺激次數(shù)百分比的 關(guān)系，計(jì)算50%的次數(shù)被感覺到的刺激強(qiáng)度平均值0.29mA作為受試者的 電流感覺閾值的測(cè)量值。
權(quán)利要求
1、一種基于腦電分析的人體電流感覺閥值客觀測(cè)量方法，其特征在于，包括以下步驟(1)多次給予受試者一個(gè)超過閾值電流的電刺激，同步記錄受試者腦電信號(hào)，并進(jìn)行疊加，得到電刺激引起的事件誘發(fā)電位；在沒有電流刺激條件下記錄受試者腦電信號(hào)；以電刺激誘發(fā)電位和無刺激條件下的腦電信號(hào)作為兩類信號(hào)的模板，訓(xùn)練建立模式識(shí)別算法；(2)多次給予受試者不同強(qiáng)度電流刺激，記錄受試者的腦電信號(hào)；(3)用步驟(1)得到的模式識(shí)別算法對(duì)步驟(2)記錄的受試者腦電信號(hào)進(jìn)行模式識(shí)別，將受試者腦電信號(hào)分為無刺激條件下的腦電信號(hào)和有電刺激條件下的腦電信號(hào)；(4)利用步驟(3)的結(jié)果計(jì)算受試者的電流刺激感覺閥值。
2、 如權(quán)利要求1所述的基于腦電分析的人體電流感覺閥值客觀測(cè)量 方法，其特征在于，步驟(2)所述的多次給予受試者不同強(qiáng)度電流刺激 的次數(shù)為5~30次。
3、 如權(quán)利要求1或2所述的基于腦電分析的人體電流感覺閥值客觀 測(cè)量方法，其特征在于，步驟(2)所述的多次給予受試者不同強(qiáng)度電流 刺激的電流強(qiáng)度為0~ 10mA。
4、 如權(quán)利要求1所述的基于腦電分析的人體電流感覺閥值客觀測(cè)量 方法，其特征在于，步驟(4)所述的計(jì)算受試者的電流刺激感覺閥值采 用極限法或恒定刺激法。
5、 一種基于腦電分析的人體電流感覺閥值客觀測(cè)量系統(tǒng)，包括 恒電流控制電路(3 ):用于發(fā)出恒定電流；電流刺激電極(4 ):用于傳導(dǎo)恒電流控制電路發(fā)出的恒定電流刺激受試者；腦電電極(5):用于采集受試者的腦電信號(hào)； 腦電放大器(6):用于將腦電電極采集的腦電信號(hào)放大； 存儲(chǔ)器(7):用于存儲(chǔ)被腦電放大器放大后的腦電信號(hào)、模式識(shí)別算法以及信號(hào)處理結(jié)果；數(shù)據(jù)處理/控制主單元(2 ):用于控制恒電流控制電路發(fā)出恒定電流以及對(duì)存儲(chǔ)器的腦電信號(hào)進(jìn)行分析處理；顯示器(8):用于顯示測(cè)量過程參數(shù)和測(cè)量結(jié)果； 測(cè)量人體電流感覺閥值時(shí)，電流刺激電極(4)給予受試者不同強(qiáng)度電流刺激，腦電電極(5)采集受試者的腦電信號(hào)，數(shù)據(jù)處理/控制主單元 (2)利用存儲(chǔ)器(7)中預(yù)存的模式識(shí)別算法將受試者的腦電信號(hào)分為無刺激條件下的腦電信號(hào)和有電刺激條件下的腦電信號(hào)，再根據(jù)不同條件下腦電信號(hào)所對(duì)應(yīng)的電流強(qiáng)度的極限值計(jì)算受試者的電流刺激感覺閥值。
全文摘要
本發(fā)明公開了一種基于腦電分析的人體電流感覺閥值客觀測(cè)量方法及裝置，方法包括以下步驟(1)以電刺激誘發(fā)電位和無刺激條件下的腦電信號(hào)作為兩類信號(hào)的模板，訓(xùn)練建立模式識(shí)別算法；(2)多次給予受試者不同強(qiáng)度電流刺激，記錄受試者的腦電信號(hào)；(3)用步驟(1)得到的模式識(shí)別算法對(duì)步驟(2)記錄的受試者腦電信號(hào)進(jìn)行模式識(shí)別，將受試者腦電信號(hào)分為無刺激條件下的腦電信號(hào)和有電刺激條件下的腦電信號(hào)；(4)利用步驟(3)的結(jié)果計(jì)算受試者的電流刺激感覺閥值。本發(fā)明方法的應(yīng)用具有客觀性強(qiáng)、準(zhǔn)確率高、效率好等特點(diǎn)。
文檔編號(hào)A61B5/0484GK101584582SQ200910100048
公開日2009年11月25日 申請(qǐng)日期2009年6月25日 優(yōu)先權(quán)日2009年6月25日
發(fā)明者光 李 申請(qǐng)人:浙江大學(xué)