專利名稱：便攜式事件相關(guān)電位儀的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及的一種關(guān)于腦成像技術(shù)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(jīng)生物電信號(hào)，以用于腦神經(jīng)科學(xué)、認(rèn)知心理學(xué)、臨床醫(yī)學(xué)及犯罪心理學(xué)等方面的研究和應(yīng)用的便攜式事件相關(guān)腦電位儀。
背景技術(shù)：
人腦是一個(gè)多層次的復(fù)雜巨系統(tǒng)，其高級(jí)功能表現(xiàn)為知覺、注意、記憶、學(xué)習(xí)、語言、思維、情緒、意識(shí)、個(gè)性等各種心理活動(dòng)。腦-認(rèn)知-行為的關(guān)系是人類在認(rèn)識(shí)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(dòng)的秘密，腦-認(rèn)知-行為的關(guān)系成為人類在認(rèn)識(shí)自身的過程中必須解決的核心問題。采用腦成像技術(shù)來研究人類高級(jí)功能和認(rèn)知活動(dòng)在腦科學(xué)中占有重要地位。由于無損傷腦成像技術(shù)方法(如ERP、EMG、PET和fMRI)的出現(xiàn)，已經(jīng)使研究者可以在大腦進(jìn)行高級(jí)功能活動(dòng)時(shí)直接觀察活動(dòng)的時(shí)間、部位及特點(diǎn)。
隨著計(jì)算機(jī)在生物學(xué)中的應(yīng)用，基于事件相關(guān)電位(Event-related potentials，簡(jiǎn)稱ERP)技術(shù)進(jìn)行的人腦的高級(jí)功能研究出現(xiàn)了一系列突破，碩果累累。由于事件相關(guān)腦電信號(hào)非常微弱(波幅僅有2～30uV)，且常常淹沒在自發(fā)腦電信號(hào)中，有著微弱信號(hào)的共同特點(diǎn)，因此對(duì)提取的儀器和技術(shù)要求很高。一套可以精確采集人體神經(jīng)生物電信號(hào)，并可以進(jìn)行放大和記錄的系統(tǒng)成為了必要。這種系統(tǒng)必需具有靈敏度高、分辨率強(qiáng)、抑制噪聲和抗干擾能力好的特點(diǎn)。
目前，事件相關(guān)腦電位儀ERP產(chǎn)品主要來自美國(guó)NeuroScan公司、荷蘭ANT公司、德國(guó)Brain Products(BP)和美國(guó)Electrical Geodesics Inc(EGI)的32導(dǎo)-256導(dǎo)腦電/ERP系統(tǒng)，但普遍存在著價(jià)格昂貴、兼容性差、維修不便、攜帶不便、性能不能滿足臨床應(yīng)用需要等問題。具體情況如下●在刺激系統(tǒng)方面需要專用的刺激發(fā)生裝置，難以適應(yīng)刺激的復(fù)雜性要求，特別是不能滿足快速呈現(xiàn)和高時(shí)間分辨率要求；●在數(shù)據(jù)處理方面不能分導(dǎo)疊加，導(dǎo)致不應(yīng)有的數(shù)據(jù)損失，在刺激量有限時(shí)，成為制約研究工作的瓶頸；而且，偽跡排除的自動(dòng)化程度差；●系統(tǒng)結(jié)構(gòu)上，采用的是非模塊化設(shè)計(jì)，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(yīng)用的需要；●價(jià)格相當(dāng)昂貴，32導(dǎo)價(jià)格70萬元人民幣左右，128導(dǎo)價(jià)格180萬元左右；●需要額外配置體感刺激裝置，配套設(shè)備多、體積大而且沉重，不方便攜帶，難以適應(yīng)跨學(xué)科研究的需要。
另外，還有美國(guó)EGI公司的產(chǎn)品，與NeuroScan產(chǎn)品的性能和價(jià)格大致相同，需要蘋果計(jì)算機(jī)支持，電極采用鹽水侵注，在時(shí)間較長(zhǎng)的實(shí)驗(yàn)中電極-皮膚間的阻抗將增加。而臨床常用的美國(guó)Nicolet、丹麥Dantic、日本光電誘發(fā)電位儀等儀器，則性能過于簡(jiǎn)單，缺乏靈活性，價(jià)格也較貴，其8導(dǎo)誘發(fā)電位儀的價(jià)格為60-80萬元人民幣。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于克服上述腦電位儀難以適應(yīng)目前腦刺激事件的復(fù)雜性要求，特別是在實(shí)際應(yīng)用中不能滿足快速呈現(xiàn)，和不能滿足高時(shí)間分辨率要求的缺陷；和克服上述腦電位儀在數(shù)據(jù)處理方面不能分導(dǎo)疊加，導(dǎo)致不應(yīng)有的數(shù)據(jù)損失，并且排除偽跡時(shí)自動(dòng)化程度低的缺陷；從而提供一種可以精確采集人體神經(jīng)生物電信號(hào)的，具有微型模塊化的，并且設(shè)有與之配套的刺激發(fā)生裝置的，性價(jià)比高的實(shí)用便攜式腦電波事件相關(guān)電位的記錄和分析儀器。
本發(fā)明的目的是這樣實(shí)現(xiàn)的本發(fā)明提供的便攜式事件相關(guān)腦電位儀，包括(如圖1所示)帶有腦電極的腦電帽、刺激發(fā)生裝置、腦電信號(hào)放大器、A/D轉(zhuǎn)換器；其特征在于，還包括同步控制器MCU和一臺(tái)筆記本電腦；所述的A/D轉(zhuǎn)換器是由16個(gè)嵌入式A/D轉(zhuǎn)換器組成，其工作時(shí)序受控于同步控制器MCU；腦電極按照國(guó)際10-20標(biāo)準(zhǔn)，由腦電帽固定在被試的頭部位；腦電極將檢測(cè)到的信號(hào)直接輸入到腦電信號(hào)放大器，進(jìn)行信號(hào)濾波放大處理后，然后再由嵌入式A/D轉(zhuǎn)換器進(jìn)行實(shí)時(shí)同步信號(hào)采集；所述的同步控制器MCU，由通用單片機(jī)或DSP控制芯片構(gòu)成，同步控制器MCU與16個(gè)嵌入式A/D轉(zhuǎn)換器通過中斷握手協(xié)議進(jìn)行通訊，傳輸途徑為8位數(shù)據(jù)總線DBus所述的同步控制器MCU，還對(duì)16個(gè)嵌入式A/D轉(zhuǎn)換器的工作時(shí)序進(jìn)行同步控制，數(shù)據(jù)信息經(jīng)過USB總線傳輸給筆記本電腦，同時(shí)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(shí)時(shí)讀入腦電波信號(hào)，以供進(jìn)一步處理分析；筆記本電腦采用分時(shí)驅(qū)動(dòng)兩個(gè)顯示器，分別輸出控制端實(shí)時(shí)顯示圖像和被試視覺刺激信號(hào)內(nèi)容。
所述的腦電信號(hào)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(hào)預(yù)放大電路3、工頻陷波器電路4、信號(hào)帶通濾波放大電路5、A/D轉(zhuǎn)換電路6和同步控制器MCU7；其特征在于，還包括一個(gè)用于電極-頭皮接觸阻抗檢測(cè)的接觸電阻檢測(cè)電路8和用于提高放大器抗干擾能力的基線跟隨驅(qū)動(dòng)電路9；其中腦電極1將信號(hào)檢測(cè)到并經(jīng)腦電匹配輸入電路2，傳輸?shù)叫盘?hào)預(yù)放大電路3，輸入到工頻陷波器電路4，經(jīng)信號(hào)帶通濾波放大電路5放大處理后，信號(hào)再輸入16個(gè)嵌入式采集器同步A/D轉(zhuǎn)換6，初步濾波處理后經(jīng)過數(shù)據(jù)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(shù)據(jù)后，經(jīng)過上述信號(hào)預(yù)放大、工頻陷波、帶通濾波放大和極性轉(zhuǎn)換等環(huán)節(jié)構(gòu)成，完成對(duì)微弱腦電信號(hào)的放大和提??；最后，同步控制器MCU讀入所有的16×8通道的數(shù)據(jù)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(hào)預(yù)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(dòng)浮地放大方式，(如圖3所示)。信號(hào)預(yù)放大電路采用運(yùn)算放大器U5、U6、電阻R9、R10、R11、R12和儀表用放大器INA118構(gòu)成，其中運(yùn)算放大器U5、U6的負(fù)輸入端與輸出端直接相連，構(gòu)成信號(hào)跟隨器電路；運(yùn)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(yùn)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(fù)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一端；還包含一個(gè)由運(yùn)算放大器U0、電阻R0構(gòu)成的在線屏蔽跟隨電路，其中運(yùn)算放大器U0的負(fù)輸入端直接與輸出端相連，然后經(jīng)過電阻R0接屏蔽地，運(yùn)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(tǒng)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(yùn)算放大器U0和電阻R0構(gòu)成，其中運(yùn)算放大器U0的負(fù)輸入端直接與輸出端相連，然后經(jīng)過電阻R0接屏蔽地，運(yùn)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(dòng)。
所述的基線跟隨驅(qū)動(dòng)電路9由電阻R7、R8、運(yùn)算放大器U7、U8、電容C7構(gòu)成，運(yùn)算放大器U7正輸入端接電源地，其負(fù)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(yùn)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(cè)電路8用于實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)電極-頭皮的接觸阻抗大?。凰烧妷涸碫GP、負(fù)電壓源VGM、電阻R13、R14以及高速切換開關(guān)SW1、SW2構(gòu)成，其中正電壓源VGP經(jīng)過電阻R13與高速切換開關(guān)SW1相連，高速切換開關(guān)SW1相連另一端接電阻R11；負(fù)電壓源VGM經(jīng)過電阻R14與高速切換開關(guān)SW2相連，高速切換開關(guān)SW2相連另一端接電阻R12；高速切換開關(guān)SW1、SW2采用低導(dǎo)通電阻(Ron＜4Ω)的高速模擬開關(guān)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(diào)電位器VR1、VR2、VR3以及運(yùn)算放大器U1、U2構(gòu)成非對(duì)稱式工頻陷波電路，其中電容C1、C2相連，電阻R1與可調(diào)電位器VR1相連，電容C3與可調(diào)電位器VR2相連；運(yùn)算放大器U1、U2的輸出端分別與其負(fù)輸入端相連；運(yùn)算放大器U1的輸出端再與可調(diào)電位器VR3相連；運(yùn)算放大器U2的輸出端再與可調(diào)電位器VR2的中間調(diào)節(jié)端相連，運(yùn)算放大器U2的正輸入端再與可調(diào)電位器VR3的中間調(diào)節(jié)端相連；可調(diào)電位器VR3的另一端與信號(hào)地相連；利用VR2來粗調(diào)陷波器的中心頻率f0，通過VR3調(diào)節(jié)陷波器品質(zhì)參數(shù)Q。
所述的腦部電極1采用性能穩(wěn)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(guān)電位ERP信號(hào)。
所述的A/D轉(zhuǎn)換電路6，采用系統(tǒng)數(shù)據(jù)采集芯片ADuC用于對(duì)8通道輸入信號(hào)進(jìn)行同步A/D轉(zhuǎn)換功能(采樣率為200ksps)，并對(duì)腦電信號(hào)進(jìn)行初步濾波預(yù)處理，然后經(jīng)數(shù)據(jù)總線上傳同步控制器MCU。
所述的信號(hào)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(gòu)成，放大增益為20～70dB可調(diào)；其中，高通截至頻率為0.016Hz～16Hz可調(diào)，低通截至頻率為15Hz～1000Hz可調(diào)(如圖4)。
所述的極性轉(zhuǎn)換電路11，由運(yùn)算放大器U3、U4、電阻R2、R3和基準(zhǔn)參考芯片REF195。其中，基準(zhǔn)參考芯片REF195提供5V的高精度基準(zhǔn)信號(hào)，其輸出接運(yùn)算放大器U4的負(fù)輸入端，正輸入端與運(yùn)算放大器U4的輸出端的相連，在由運(yùn)算放大器U3、電阻R2、R3構(gòu)成的同步加法器，完成極性轉(zhuǎn)換。
所述的同步控制器MCU 7，由通用單片機(jī)或DSP控制芯片構(gòu)成，同步控制器MCU對(duì)A/D轉(zhuǎn)換器的工作時(shí)序進(jìn)行同步控制，并與16個(gè)嵌入式A/D轉(zhuǎn)換采集器通過中斷握手協(xié)議進(jìn)行通訊，傳輸途徑為8位數(shù)據(jù)總線DBus(如圖5所示)；所述的同步控制器MCU經(jīng)過USB總線將采集的數(shù)據(jù)信息傳輸給筆記本電腦，同時(shí)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(shí)時(shí)讀入腦電波信號(hào)，并實(shí)時(shí)顯示腦電波信號(hào)；同時(shí)還提供視覺刺激信號(hào)、聽覺刺激信號(hào)。
該腦電信號(hào)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(chǎn)生可調(diào)制的恒流電刺激或體感振動(dòng)刺激。
所述的體感刺激發(fā)生裝置采用能夠提供非電或電振動(dòng)覺刺激、非電或電觸覺痛覺，或彈擊刺激和脈寬幅度可調(diào)的電刺激等多種刺激發(fā)生裝置。其中振動(dòng)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(biāo)準(zhǔn)時(shí)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(shí)時(shí)讀入腦電波信號(hào)，并實(shí)時(shí)顯示腦電波信號(hào)；同時(shí)還提供視覺刺激信號(hào)、聽覺刺激信號(hào)。
本發(fā)明的工作原理是通過對(duì)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(hào)檢測(cè)到并傳輸?shù)叫盘?hào)預(yù)放大器。經(jīng)過40dB的放大處理，輸入到工頻衰減環(huán)節(jié)，有效地抑制50Hz/60Hz的工頻干擾信號(hào)。然后，信號(hào)到由高通濾波放大電路和低通濾波放大電路構(gòu)成的帶通濾波放大器，對(duì)輸入信號(hào)進(jìn)行60dB左右(放大增益20～70dB可調(diào))的放大處理，最后經(jīng)過極性轉(zhuǎn)換電路，調(diào)節(jié)事件相關(guān)腦電波信號(hào)Vout的輸出幅度為0～5V；Vout信號(hào)再經(jīng)過16個(gè)嵌入式在系統(tǒng)采集器同步A/D轉(zhuǎn)換，初步濾波處理后經(jīng)過數(shù)據(jù)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(shù)據(jù)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(duì)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(hào)中，提取事件相關(guān)腦電ERP信號(hào)并進(jìn)行分析，可檢測(cè)刺激事件在被試大腦中引起的真實(shí)客觀的反應(yīng)。
本發(fā)明提供的一種可以精確采集人體神經(jīng)生物電信號(hào)的便攜式事件相關(guān)腦電位儀，具有以下優(yōu)點(diǎn)●高集成度、低功耗設(shè)計(jì)、性能可靠、操作簡(jiǎn)便、攜帶方便；●模塊化設(shè)計(jì)、可擴(kuò)展性好，適合于實(shí)驗(yàn)室腦電ERP研究和臨床醫(yī)學(xué)應(yīng)用；●內(nèi)部采用中斷通訊協(xié)議控制的并口數(shù)據(jù)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(jī)型；●可在線實(shí)現(xiàn)AC/DC采樣分析，便于低頻慢波ERP信號(hào)的分析；●采用了高性能電腦來分時(shí)驅(qū)動(dòng)兩個(gè)顯示器，分別輸出控制端顯示圖像和被試視覺刺激信號(hào)內(nèi)容；●體感刺激發(fā)生裝置既可采用常規(guī)的恒電流刺激型的體感刺激裝置，也可以采用本發(fā)明人申請(qǐng)的(申請(qǐng)?zhí)枮?00410073954.1)的非電型的體感刺激發(fā)生裝置，該裝置采用模塊化、人性化設(shè)計(jì)，能夠提供多種形式的刺激，系統(tǒng)配置靈活；●性價(jià)比高、修升級(jí)方便，可用于認(rèn)知心理學(xué)、臨床醫(yī)學(xué)和犯罪心理學(xué)等方面的研究和應(yīng)用；該儀器通過對(duì)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(hào)中，提取事件相關(guān)腦電ERP信號(hào)并進(jìn)行分析，可檢測(cè)刺激事件在被試大腦中引起的真實(shí)客觀的反應(yīng)。


圖1為本發(fā)明的便攜式事件相關(guān)腦電位儀的原理2為本發(fā)明腦電位儀的腦電信號(hào)放大器組成框3為本發(fā)明腦電信號(hào)放大器的信號(hào)預(yù)放大電路原理4為本發(fā)明的腦電信號(hào)放大器電路原理5為本發(fā)明的同步控制器工作原理6為本發(fā)明的提供刺激發(fā)生器工作原理7為本發(fā)明的一個(gè)應(yīng)用實(shí)例圖面說明腦部電極-1腦電匹配輸入電路-2信號(hào)預(yù)放大電路-3
工頻陷波電路-4 信號(hào)帶通濾波放大電路-5 A/D轉(zhuǎn)換電路-6同步控制器MCU-7接觸電阻檢測(cè)電路-8 基線跟隨驅(qū)動(dòng)電路-9在線屏蔽跟隨電路-10極性轉(zhuǎn)換電路-11 刺激發(fā)生裝置-12筆記本電腦-13 腦電信號(hào)放大電路-14 體感刺激器-15視覺刺激-16聽覺刺激-17 體感刺激-18具體實(shí)施方式
下面結(jié)合附圖1-6和實(shí)施例對(duì)本發(fā)明進(jìn)行詳細(xì)地說明本實(shí)施例的便攜式事件相關(guān)腦電位儀，包括(如圖1所示)帶有腦電極1的腦電帽、刺激發(fā)生裝置12、腦電信號(hào)放大器14、A/D轉(zhuǎn)換器6、同步控制器MCU 7、一臺(tái)筆記本電腦13；所述的A/D轉(zhuǎn)換器6是由16個(gè)嵌入式A/D轉(zhuǎn)換器組成，其工作時(shí)序受控于同步控制器MCU 7；腦電極1按照國(guó)際10-20標(biāo)準(zhǔn)，由腦電帽固定在被試的頭部位；腦電極1將檢測(cè)到的信號(hào)直接輸入到腦電信號(hào)放大器14，進(jìn)行信號(hào)濾波放大處理后，然后再由嵌入式A/D轉(zhuǎn)換器6進(jìn)行實(shí)時(shí)同步信號(hào)采集；所述的同步控制器MCU 7，由通用單片機(jī)或DSP控制芯片構(gòu)成，同步控制器MCU 7與16個(gè)嵌入式A/D轉(zhuǎn)換器通過中斷握手協(xié)議進(jìn)行通訊，傳輸途徑為8位數(shù)據(jù)總線DBus；所述的同步控制器MCU 7，還對(duì)16個(gè)嵌入式A/D轉(zhuǎn)換器的工作時(shí)序進(jìn)行同步控制，數(shù)據(jù)信息經(jīng)過USB總線傳輸給筆記本電腦13，同時(shí)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(shí)時(shí)讀入腦電波信號(hào)，以供進(jìn)一步處理分析；筆記本電腦13采用分時(shí)驅(qū)動(dòng)兩個(gè)顯示器，分別輸出控制端實(shí)時(shí)顯示圖像和被試視覺刺激信號(hào)內(nèi)容。
由于腦電波ERP信號(hào)非常微弱，因此在進(jìn)行ERP信號(hào)分析之前必需將其放大。本實(shí)施例采用的腦電信號(hào)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(hào)預(yù)放大電路3、工頻陷波器電路4、信號(hào)帶通濾波放大電路5、A/D轉(zhuǎn)換電路6和同步控制器MCU 7；還包括一個(gè)用于電極-頭皮接觸阻抗檢測(cè)的接觸電阻檢測(cè)電路8和用于提高放大器抗干擾能力的基線跟隨驅(qū)動(dòng)電路9；信號(hào)帶通濾波放大電路5還有極性轉(zhuǎn)換電路11(如圖3所示)。腦電極信號(hào)通過屏蔽線以差動(dòng)輸入的方式連接到信號(hào)預(yù)放大電路3的正負(fù)輸入端，以提高系統(tǒng)的抗基線漂移和抗噪的能力。然后，腦電極信號(hào)通過屏蔽線以差動(dòng)輸入的方式連接到前置預(yù)放大器的正負(fù)輸入端，以提高系統(tǒng)的抗基線漂移和抗噪的能力。然后，腦電波ERP信號(hào)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(hào)連接A/D轉(zhuǎn)換器6，最后通過USB總線與計(jì)算機(jī)相連，以提高系統(tǒng)的靈活性。
參考圖3和4，其中信號(hào)預(yù)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(dòng)浮地放大方式，以提高系統(tǒng)的噪聲抑制能力和輸入阻抗。信號(hào)預(yù)放大電路采用運(yùn)算放大器U5、U6、電阻R9、R10、R11、R12和精密儀表用放大器INA118構(gòu)成，其中運(yùn)算放大器U5、U6的負(fù)輸入端與輸出端直接相連，構(gòu)成信號(hào)跟隨器電路；運(yùn)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(yùn)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(fù)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(gè)由運(yùn)算放大器U0、電阻R0構(gòu)成的在線屏蔽跟隨電路，其中運(yùn)算放大器U0的負(fù)輸入端直接與輸出端相連，然后經(jīng)過電阻R0接屏蔽地，運(yùn)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(tǒng)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(yùn)算放大器U0和電阻R0構(gòu)成，其中運(yùn)算放大器U0的負(fù)輸入端直接與輸出端相連，然后經(jīng)過電阻R0接屏蔽地，運(yùn)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(dòng)。
為了進(jìn)一步增強(qiáng)系統(tǒng)抗干擾能力，利用運(yùn)算放大器U7構(gòu)成基線偏移跟隨器，利用運(yùn)算放大器U0構(gòu)成屏蔽跟隨器(接機(jī)殼)。這樣，整個(gè)前置預(yù)放大電路的增益控制在40dB以內(nèi)，同時(shí)共模抑制比達(dá)到120dB以上，保證了微弱腦電生理電信號(hào)得以無失真低增益地放大。其中基線跟隨驅(qū)動(dòng)電路9由電阻R7、R8、運(yùn)算放大器U7、U8、電容C7構(gòu)成，運(yùn)算放大器U7正輸入端接電源地，其負(fù)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(yùn)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(huì)引起較大的交流干擾，尤其是在松動(dòng)時(shí)電極與頭皮的接觸面將隨著被試的呼吸或身體、臉部的動(dòng)作而改變，這將導(dǎo)致偽跡的產(chǎn)生。電極-頭皮接觸阻抗值愈小，得到的波形質(zhì)量就愈高、愈穩(wěn)定，所以頭皮-電極阻抗的測(cè)量是非常重要的。在進(jìn)行正式腦電波ERP實(shí)驗(yàn)時(shí)，通常需要先檢測(cè)頭皮-電極的接觸阻抗大小。接觸電阻的檢測(cè)一般是采用外部正弦信號(hào)驅(qū)動(dòng)的方法來進(jìn)行的。因此，本實(shí)施例設(shè)計(jì)的接觸電阻檢測(cè)電路8(參考圖1和2)由正電壓源VGP、負(fù)電壓源VGM、電阻R13、R14以及高速切換開關(guān)SW1、SW2構(gòu)成，其中正電壓源VGP經(jīng)過電阻R13與高速切換開關(guān)SW1相連，高速切換開關(guān)SW1相連另一端接電阻R11；負(fù)電壓源VGM經(jīng)過電阻R14與高速切換開關(guān)SW2相連，高速切換開關(guān)SW2相連另一端接電阻R12；高速切換開關(guān)SW1、SW2采用低導(dǎo)通電阻(Ron＜4Ω)的高速模擬開關(guān)DG444芯片；在測(cè)量正極的阻抗時(shí)，將VGM負(fù)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(cè)量負(fù)極阻抗時(shí)，將VGP正電壓源短路使其輸出電壓為零，VGM負(fù)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(hào)的采集過程中，可以實(shí)時(shí)監(jiān)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(diào)電位器VR1、VR2、VR3以及運(yùn)算放大器U1、U2構(gòu)成，通過VR1、VR2調(diào)節(jié)陷波器系數(shù)，通過VR3調(diào)節(jié)陷波器品質(zhì)參數(shù)；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(gòu)成，放大增益為20～70dB可調(diào)。其中，高通截至頻率為0.016Hz～16Hz可調(diào)，低通截至頻率為15Hz～1000Hz可調(diào)。在進(jìn)行直流DC采樣時(shí)，同步控制器MCU控制高速模擬切換開關(guān)，使高通截至頻率為0.00001Hz左右；極性轉(zhuǎn)換器由電阻R2、R3、運(yùn)算放大器U3、U4和精密+5V參考電源模塊構(gòu)成，使輸出的腦電波ERP信號(hào)Vout的幅度為0～+5V，供后續(xù)的A/D轉(zhuǎn)換器完成信號(hào)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(gòu)成，放大增益為20～70dB可調(diào)。其中，高通截至頻率為0.016Hz～16Hz可調(diào)，低通截至頻率為15Hz～1000Hz可調(diào)。在進(jìn)行直流DC采樣時(shí)，同步控制器MCU控制高速模擬切換開關(guān)，使高通截至頻率為0.00001Hz左右；極性轉(zhuǎn)換電路11由電阻R2、R3、運(yùn)算放大器U3、U4和精密+5V參考電源模塊構(gòu)成，使輸出的腦電波ERP信號(hào)Vout的幅度為0～+5V，供后續(xù)的A/D轉(zhuǎn)換器完成信號(hào)的采集。
其中極性轉(zhuǎn)換電路11，由運(yùn)算放大器U3、U4、電阻R2、R3和基準(zhǔn)參考芯片REF195。其中，基準(zhǔn)參考芯片REF195提供5V的高精度基準(zhǔn)信號(hào)，其輸出接運(yùn)算放大器U4的負(fù)輸入端，正輸入端與運(yùn)算放大器U4的輸出端的相連，在由運(yùn)算放大器U3、電阻R2、R3構(gòu)成的同步加法器，完成極性轉(zhuǎn)換。
其中同步控制器MCU 7，由通用單片機(jī)或DSP控制芯片構(gòu)成，同步采集控制器MCU控制A/D數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)和刺激信號(hào)產(chǎn)生系統(tǒng)同步啟動(dòng)——保證所采集的數(shù)據(jù)與刺激信號(hào)在時(shí)間上的正確對(duì)應(yīng)；并與16個(gè)嵌入式A/D轉(zhuǎn)換采集器通過中斷握手協(xié)議進(jìn)行通訊，傳輸途徑為8位數(shù)據(jù)總線DBus(如圖4所示)；所述的同步控制器MCU經(jīng)過USB總線將采集的數(shù)據(jù)信息傳輸給筆記本電腦，同時(shí)控制體感刺激器的工作方式，經(jīng)測(cè)試，系統(tǒng)的采樣率達(dá)5KHz/SPS，完全滿足腦電ERP研究和臨床醫(yī)學(xué)應(yīng)用。
其中筆記本電腦通過USB總線接口實(shí)時(shí)讀入腦電波信號(hào)，并實(shí)時(shí)顯示腦電波信號(hào)；同時(shí)還提供視覺刺激信號(hào)、聽覺刺激信號(hào)。當(dāng)同時(shí)進(jìn)行采集和測(cè)量體感刺激信號(hào)、視覺刺激信號(hào)、聽覺刺激信號(hào)，就需要有3個(gè)A/D轉(zhuǎn)換器6，如圖5所示。
本實(shí)施例使用的嵌入式A/D轉(zhuǎn)換電路6，采用具有8通道A/D轉(zhuǎn)換的在系統(tǒng)SOC(System On Chip)控制芯片ADuC的。128導(dǎo)腦電波信號(hào)的采集需要16個(gè)ADuC芯片同步協(xié)調(diào)的工作。同步控制器MCU利用中斷技術(shù)，實(shí)時(shí)地啟動(dòng)16個(gè)A/D轉(zhuǎn)換模塊，然后通過8位并口數(shù)據(jù)總線DBus實(shí)現(xiàn)腦電數(shù)據(jù)的快速讀取。為了克服各采集模塊之間的數(shù)據(jù)沖突和資源競(jìng)爭(zhēng)等問題，設(shè)計(jì)了交互式握手通訊協(xié)議，保證數(shù)據(jù)實(shí)時(shí)、有序、正確地采集。
A/D轉(zhuǎn)換電路6在本實(shí)施例中使用嵌入式A/D轉(zhuǎn)換器，采用具有8通道A/D轉(zhuǎn)換的在系統(tǒng)SOC(System On Chip)控制芯片ADuC為核心研制的。128導(dǎo)腦電波信號(hào)的采集需要16個(gè)ADuC芯片同步協(xié)調(diào)的工作。同步控制器MCU 7；和一個(gè)用于電極-頭皮接觸阻抗檢測(cè)的接觸電阻檢測(cè)電路8，以及用于提高放大器抗干擾能力的基線跟隨驅(qū)動(dòng)電路9；其中腦電極1將信號(hào)檢測(cè)到并經(jīng)腦電匹配輸入電路2，傳輸?shù)角爸妙A(yù)放大電路3，輸入到工頻陷波器電路4，經(jīng)信號(hào)帶通濾波放大電路5放大處理后，信號(hào)再輸入16個(gè)嵌入式采集器同步A/D轉(zhuǎn)換6，初步濾波處理后經(jīng)過數(shù)據(jù)總線DBus輸入到同步控制器MCU 7；同步控制器MCU 7利用中斷技術(shù)，實(shí)時(shí)地啟動(dòng)16個(gè)A/D轉(zhuǎn)換模塊，然后通過8位并口數(shù)據(jù)總線DBus實(shí)現(xiàn)腦電數(shù)據(jù)的快速讀取。為了克服各采集模塊之間的數(shù)據(jù)沖突和資源競(jìng)爭(zhēng)等問題，設(shè)計(jì)了交互式握手通訊協(xié)議，保證數(shù)據(jù)實(shí)時(shí)、有序、正確地采集。最后通過極性轉(zhuǎn)換電路對(duì)高階帶通濾波放大電路的輸出信號(hào)進(jìn)行極性處理，完成對(duì)微弱腦電信號(hào)的放大和提取。
在進(jìn)行直流DC采樣時(shí)，同步控制器MCU控制高速模擬切換開關(guān)，使高通截至頻率為0.00001Hz左右；極性轉(zhuǎn)換器由電阻R2、R3、運(yùn)算放大器U3、U4和精密+5V參考電源模塊構(gòu)成，使輸出的腦電波ERP信號(hào)Vout的幅度為0～+5V，供后續(xù)的A/D轉(zhuǎn)換器完成信號(hào)的采集。
同步采集控制器MCU控制A/D數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)和刺激信號(hào)產(chǎn)生系統(tǒng)同步啟動(dòng)——保證所采集的數(shù)據(jù)與刺激信號(hào)在時(shí)間上的正確對(duì)應(yīng)；并經(jīng)過一個(gè)采樣周期的延時(shí)，同步控制器MCU將數(shù)據(jù)通過USB接口上傳到筆記本腦電實(shí)時(shí)記錄顯示和分析，如圖3所示。經(jīng)測(cè)試，系統(tǒng)的采樣率達(dá)5KHz/SPS，完全滿足腦電ERP研究和臨床醫(yī)學(xué)應(yīng)用。
本實(shí)施例所使用的體感刺激器采用一種通過電流對(duì)人體進(jìn)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(hào)Ctrl、高速光耦OPTO、VMOS功率芯片Q1和隔離耦合升壓器BT0、調(diào)節(jié)電位器SW4和刺激電極構(gòu)成。同步采集控制器MCU發(fā)出的體感刺激控制信號(hào)Ctrl經(jīng)過高速光電隔離，驅(qū)動(dòng)VMOS功率管Q1工作，形成功率脈沖信號(hào)驅(qū)動(dòng)隔離耦合升壓器BT0工作。BT0以耦合振蕩的形式將脈沖信號(hào)放大，形成高壓尖峰刺激信號(hào)經(jīng)刺激電極對(duì)被試施以電流體感刺激。刺激強(qiáng)度通過電位器SW4調(diào)節(jié)。高壓信號(hào)幅值不高于200V，刺激電流強(qiáng)度0～6mA可調(diào)，采用浮地工作方式，保證了被試或病人的安全。
參考圖7，本實(shí)施例采用上述的具體實(shí)施例制作的腦電儀，作為腦電波ERP研究的一個(gè)實(shí)施例。首先，系統(tǒng)按照本發(fā)明的工作原理，將32～128導(dǎo)腦電極按照國(guó)際10-20標(biāo)準(zhǔn)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(tǒng)，圖7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(chǎn)生視覺刺激16；將立體聲耳機(jī)戴在被試的雙耳朵上，以產(chǎn)生聽覺刺激17；將體感刺激電極接入被試腕部正中神經(jīng)系統(tǒng)，調(diào)節(jié)好刺激強(qiáng)度，以產(chǎn)生體感刺激18；將鍵盤或游戲機(jī)操作器置于被試方便控制的地方，以供實(shí)驗(yàn)過程中被試作按鍵反應(yīng)；將3D數(shù)字化系統(tǒng)準(zhǔn)備好，以供實(shí)驗(yàn)過程中繪制被試的2D或3D腦地形圖。然后，主試啟動(dòng)儀器對(duì)被試進(jìn)行訓(xùn)練測(cè)試。一切順利后，正式測(cè)試開始，主試監(jiān)視筆記本電腦顯示的腦電波ERP信息以及被試的反應(yīng)情況，直到測(cè)試結(jié)束。最后，主試采用腦電波ERP系統(tǒng)分析軟件，對(duì)記錄的腦電波ERP信息進(jìn)行分析處理，得出被試大腦對(duì)刺激事件的真實(shí)客觀反應(yīng)。系統(tǒng)“便攜式”性質(zhì)的實(shí)現(xiàn)本系統(tǒng)是便攜式系統(tǒng)，要求不僅能應(yīng)用于實(shí)驗(yàn)室研究，也能應(yīng)用于醫(yī)學(xué)臨床診斷。因此，在整體方案設(shè)計(jì)時(shí)，首先整個(gè)實(shí)驗(yàn)中，僅采用由一套3D數(shù)字化系統(tǒng)、一套便攜腦電波ERP電位儀、一個(gè)筆記本電腦、一個(gè)小型顯示器和電極帽、反應(yīng)鍵組成。相對(duì)于其它ERP系統(tǒng)，實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)部件少、體積小、重量輕，配置靈活方便，體現(xiàn)了“便攜式”的特點(diǎn)。
權(quán)利要求
1.一種便攜式事件相關(guān)腦電位儀，包括帶有腦電極(1)的腦電帽、刺激發(fā)生裝置(12)、腦電信號(hào)放大器(14)、A/D轉(zhuǎn)換器(6)；其特征在于，還包括同步控制器MCU(7)和一臺(tái)筆記本電腦(13)；所述的A/D轉(zhuǎn)換器(6)是由16個(gè)嵌入式A/D轉(zhuǎn)換器組成，其工作時(shí)序受控于同步控制器MCU(7)；腦電極(1)將檢測(cè)到的信號(hào)直接輸入到腦電信號(hào)放大器(14)，進(jìn)行信號(hào)濾波放大處理后，然后再由嵌入式A/D轉(zhuǎn)換器(6)進(jìn)行實(shí)時(shí)同步信號(hào)采集；所述的同步控制器MCU(7)，由通用單片機(jī)或DSP控制芯片構(gòu)成，同步控制器MCU(7)與16個(gè)嵌入式A/D轉(zhuǎn)換器(6)通過中斷握手協(xié)議進(jìn)行通訊，傳輸途徑為8位數(shù)據(jù)總線DBus；所述的同步控制器MCU(7)，還對(duì)16個(gè)嵌入式A/D轉(zhuǎn)換器(6)的工作時(shí)序進(jìn)行同步控制，數(shù)據(jù)信息經(jīng)過USB總線傳輸給筆記本電腦(13)，同時(shí)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(shí)時(shí)讀入腦電波信號(hào)；筆記本電腦(13)采用分時(shí)驅(qū)動(dòng)兩個(gè)顯示器，分別輸出控制端實(shí)時(shí)顯示圖像和被試視覺刺激信號(hào)內(nèi)容。
2.按權(quán)利要求1所述的便攜式事件相關(guān)腦電位儀，其特征在于，所述的腦電信號(hào)放大器(14)，包括腦部電極(1)、腦電匹配輸入電路(2)、信號(hào)預(yù)放大電路(3)、工頻陷波器電路(4)、信號(hào)帶通濾波放大電路(5)、A/D轉(zhuǎn)換電路(6)和同步控制器MCU(7)；其特征在于，還包括一個(gè)用于電極—頭皮接觸阻抗檢測(cè)的接觸電阻檢測(cè)電路(8)和用于提高放大器抗干擾能力的基線跟隨驅(qū)動(dòng)電路(9)；其中腦電極(1)將信號(hào)檢測(cè)到并經(jīng)腦電匹配輸入電路(2)，傳輸?shù)叫盘?hào)預(yù)放大電路(3)，輸入到工頻陷波器電路(4)，經(jīng)信號(hào)帶通濾波放大電路(5)放大處理后，信號(hào)再輸入16個(gè)嵌入式采集器同步A/D轉(zhuǎn)換(6)，初步濾波處理后經(jīng)過數(shù)據(jù)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(shù)據(jù)后，完成對(duì)微弱腦電信號(hào)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(shù)據(jù)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(shí)時(shí)讀入腦電波信號(hào)，并實(shí)時(shí)顯示腦電波信號(hào)；同時(shí)還提供視覺刺激信號(hào)、聽覺刺激信號(hào)。
3.按權(quán)利要求2所述的便攜式事件相關(guān)腦電位儀，其特征在于，所述的信號(hào)預(yù)放大電路(3)由運(yùn)算放大器U5、U6、電阻R9、R10、R11、R12和儀表用放大器INA118構(gòu)成，其中運(yùn)算放大器U5、U6的負(fù)輸入端與輸出端直接相連，構(gòu)成信號(hào)跟隨器電路；運(yùn)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(yùn)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(fù)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(gè)由運(yùn)算放大器U0、電阻R0構(gòu)成的在線屏蔽跟隨電路(10)，其中運(yùn)算放大器UO的負(fù)輸入端直接與輸出端相連，然后經(jīng)過電阻RO接屏蔽地，運(yùn)算放大器U0的正輸入端接在增益電阻R9、R10之間。
4.按權(quán)利要求2所述的便攜式事件相關(guān)腦電位儀，其特征在于，所述的接觸電阻檢測(cè)電路(8)用于實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)電極與頭皮的接觸阻抗大小，它由正電壓源VGP、負(fù)電壓源VGM、電阻R11、R12、R13、R14以及高速切換開關(guān)SW1、SW2構(gòu)成；其中正電壓源VGP經(jīng)過電阻R13與高速切換開關(guān)SW1相連，高速切換開關(guān)SW1相連另一端接電阻R11；負(fù)電壓源VGM經(jīng)過電阻R14與高速切換開關(guān)SW2相連，高速切換開關(guān)SW2相連另一端接電阻R12。
5.按權(quán)利要求4所述的便攜式事件相關(guān)腦電位儀，其特征在于，所述的高速切換開關(guān)SW1、SW2，采用Ron＜4Ω的低導(dǎo)通電阻的高速模擬開關(guān)DG444芯片，其通道切換由同步控制器MCU(7)控制。
6.按權(quán)利要求1所述的便攜式事件相關(guān)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(diào)電位器VR1、VR2、VR3以及運(yùn)算放大器U1、U2構(gòu)成非對(duì)稱式工頻陷波電路，其中電容C1、C2相連，電阻R1與可調(diào)電位器VR1相連，電容C3與可調(diào)電位器VR2相連；運(yùn)算放大器U1、U2的輸出端分別與其負(fù)輸入端相連；運(yùn)算放大器U1的輸出端再與可調(diào)電位器VR3相連；運(yùn)算放大器U2的輸出端再與可調(diào)電位器VR2的中間調(diào)節(jié)端相連，運(yùn)算放大器U2的正輸入端再與可調(diào)電位器VR3的中間調(diào)節(jié)端相連；可調(diào)電位器VR3的另一端與信號(hào)地相連；利用VR2來粗調(diào)陷波器的中心頻率f0，通過VR3調(diào)節(jié)陷波器品質(zhì)參數(shù)Q。
7.根據(jù)權(quán)利要求2所述的所述的便攜式事件相關(guān)腦電位儀，其特征在于所述的基線跟隨驅(qū)動(dòng)電路(9)由電阻R7、R8、運(yùn)算放大器U7、U8、電容C7構(gòu)成；運(yùn)算放大器U7正輸入端接電源地，其負(fù)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(yùn)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。
8.根據(jù)權(quán)利要求3所述的所述的便攜式事件相關(guān)腦電位儀，其特征在于所述的在線屏蔽跟隨電路(10)由運(yùn)算放大器U0和電阻R0構(gòu)成，其中運(yùn)算放大器U0的負(fù)輸入端直接與輸出端相連，然后經(jīng)過電阻R0接屏蔽地，運(yùn)算放大器U0的正輸入端接在增益電阻R9、R10之間。
9.按權(quán)利要求1或2所述的便攜式事件相關(guān)腦電位儀，其特征在于，所述的A/D轉(zhuǎn)換電路(6)，采用系統(tǒng)數(shù)據(jù)采集芯片ADuC，其采樣率為200ksps的，用于對(duì)8通道輸入信號(hào)進(jìn)行同步A/D轉(zhuǎn)換功能，并對(duì)腦電信號(hào)進(jìn)行初步濾波預(yù)處理，然后經(jīng)數(shù)據(jù)總線上傳同步控制器MCU(7)。
10.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的便攜式事件相關(guān)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(jī)或DSP控制芯片構(gòu)成，同步控制器MCU對(duì)A/D轉(zhuǎn)換器的工作時(shí)序進(jìn)行同步控制，并與16個(gè)嵌入式A/D轉(zhuǎn)換采集器通過中斷握手協(xié)議進(jìn)行通訊，傳輸途徑為8位數(shù)據(jù)總線DBus；所述的同步控制器MCU(7)經(jīng)過USB總線將采集的數(shù)據(jù)信息傳輸給筆記本電腦，同時(shí)控制體感刺激器的工作方式。
11.按權(quán)利要求1或2所述的便攜式事件相關(guān)腦電位儀，其特征在于，所述的腦電極采用性能穩(wěn)定、靈敏度高的Ag/cl電極。
12.按權(quán)利要求1所述的便攜式事件相關(guān)腦電位儀，其特征在于，所述的體感刺激發(fā)生裝置采用能夠提供非電或電振動(dòng)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(diào)的電刺激的體感刺激發(fā)生裝置。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種便攜式事件相關(guān)腦電位儀，包括腦電極、腦電信號(hào)放大器、A/D轉(zhuǎn)換器、同步控制器MCU、筆記本電腦、體感刺激器；腦電極將信號(hào)檢測(cè)到并傳輸?shù)叫盘?hào)預(yù)放大器，信號(hào)再經(jīng)過16個(gè)嵌入式在系統(tǒng)采集器同步A/D轉(zhuǎn)換，初步濾波處理后經(jīng)過數(shù)據(jù)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(shù)據(jù)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(jīng)生物電信號(hào)，并進(jìn)行濾波放大和實(shí)時(shí)記錄。通過提取事件相關(guān)腦電ERP信號(hào)并進(jìn)行分析，可檢測(cè)刺激事件在被試大腦中引起的真實(shí)客觀反應(yīng)。該儀器具有集成度高、增益可調(diào)、性價(jià)比高、攜帶方便、操作簡(jiǎn)單等特點(diǎn)。
文檔編號(hào)G06F17/00GK1778272SQ20041000983
公開日2006年5月31日 申請(qǐng)日期2004年11月22日 優(yōu)先權(quán)日2004年11月22日
發(fā)明者羅躍嘉, 羅本成 申請(qǐng)人:中國(guó)科學(xué)院心理研究所