專利名稱：基于偶極(電荷)源時(shí)空模型的腦電源定位裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明屬于醫(yī)學(xué)診斷與測(cè)量裝置技術(shù)領(lǐng)域，涉及一種臨床腦部病患(如癲癇等病患)的檢測(cè)裝置，特別是一種用于確定大腦電活動(dòng)產(chǎn)生源的基于偶極(電荷)源時(shí)空模型的腦電源定位裝置。
背景技術(shù)：
作為一種無創(chuàng)傷的診斷或測(cè)量手段，腦電活動(dòng)源的定位研究無論是在腦病(如局灶性癲癇)的臨床診斷治療方面，還是在腦認(rèn)知功能的應(yīng)用開發(fā)方面都具有十分重要的意義。就本技術(shù)領(lǐng)域而言，在獲得大腦頭皮測(cè)量電位的情況下，如何來確定大腦電活動(dòng)的源， 是迄今腦神經(jīng)科學(xué)中廣泛研究的一個(gè)熱點(diǎn)內(nèi)容。然而，僅根據(jù)頭皮腦電的記錄數(shù)據(jù)來獲得腦電活動(dòng)的源位置卻是無法解決，因?yàn)槠浍@取的位置并非唯一，不同形態(tài)的源能夠產(chǎn)生相似的外部電場(chǎng)，而且其可能得到的結(jié)果不是持續(xù)地依賴觀測(cè)數(shù)據(jù)(即不穩(wěn)定性)。因此，在其定位時(shí)有必要對(duì)源的結(jié)構(gòu)及解空間作適當(dāng)?shù)南拗婆c約束，使其適定化，從而得到在一定范圍內(nèi)合理的結(jié)果。腦電源定位問題是一個(gè)交叉學(xué)科問題，涉及物理學(xué)、數(shù)學(xué)、信息科學(xué)、神經(jīng)科學(xué)、醫(yī)學(xué)影像學(xué)等多門學(xué)科的理論和方法。從物理學(xué)角度看，當(dāng)把大腦看作是一個(gè)電磁系統(tǒng)時(shí)，則確定腦電場(chǎng)的產(chǎn)生源就是確定與觀測(cè)電位分布所對(duì)應(yīng)的腦內(nèi)興奮和抑制的神經(jīng)元分布。 通常的方法是通過迭代尋優(yōu)來逼近獲取的，包括兩個(gè)步驟其一是通過腦容積導(dǎo)體構(gòu)造腦電場(chǎng)的分布，即建立基于偶極子源(每個(gè)偶極子共有6個(gè)參數(shù)，表示位置、方向和強(qiáng)度)或電荷源G個(gè)參數(shù))的電位表達(dá)；其二是改變?cè)吹膮?shù)以使計(jì)算所得的頭皮電位與觀測(cè)電位擬合。在現(xiàn)有的腦電源定位的幾種主要手段中，源成像方法或皮層成像方法存在當(dāng)不同深度的偶極源并存時(shí)很難區(qū)分深、淺層的源，特別是很難準(zhǔn)確估計(jì)深層源的情況。而用等效偶極子源定位手段，目前雖然單偶極子定位問題已經(jīng)得到較好解決，但由于實(shí)際觀測(cè)數(shù)據(jù)有限，且含有各種噪聲干擾，所以其應(yīng)用受到限制，而對(duì)于兩個(gè)或多個(gè)等效偶極子，卻很難得到穩(wěn)定的有意義的定位結(jié)果。目前，多偶極子源的定位結(jié)果遠(yuǎn)遠(yuǎn)沒有單偶極子源定位的結(jié)果穩(wěn)定，這些偶極子源定位的結(jié)果對(duì)于測(cè)量點(diǎn)位置的誤差和噪聲與對(duì)于設(shè)定的模型變化一樣敏感，這種敏感性限制了以源定位方式作為臨床應(yīng)用的有效性，所以本領(lǐng)域至今尚未找到很好的多偶極子定位手段。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于對(duì)現(xiàn)有技術(shù)存在的問題加以解決，提供一種設(shè)計(jì)結(jié)構(gòu)科學(xué)、操作方便、可實(shí)現(xiàn)腦電源準(zhǔn)確可靠定位的基于偶極(電荷)源時(shí)空模型的腦電源定位裝置。用于實(shí)現(xiàn)上述發(fā)明目的的技術(shù)解決方案是這樣的所提供的基于偶極(電荷)源時(shí)空模型的腦電源定位裝置由電極、頭皮腦電放大電路、DSP處理器(數(shù)字信號(hào)處理器)、 液晶顯示器組成，電極獲得的腦電輸出信號(hào)經(jīng)頭皮腦電放大電路輸接至DSP處理器的輸入端，DSP處理器內(nèi)含有正弦波振蕩器和A/D轉(zhuǎn)換器，DSP處理器的顯示輸出端通至液晶顯示器的輸入端。實(shí)際工作中，從電極獲得腦電信號(hào)經(jīng)頭皮腦電信號(hào)放大電路放大、模擬濾波后，信號(hào)進(jìn)入DSP處理器進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換，在此DSP處理器的A/D轉(zhuǎn)換器以20KHz的采樣率對(duì) 16通道信號(hào)進(jìn)行采樣，然后對(duì)這16路信號(hào)進(jìn)行自適應(yīng)濾波、基線調(diào)整等數(shù)字信號(hào)處理，得到實(shí)際所需的腦電信號(hào)，同時(shí)選擇一個(gè)通道的信號(hào)送液晶(LCD)顯示，以便及時(shí)掌握系統(tǒng)工作狀態(tài)；所得到腦電信號(hào)數(shù)據(jù)送入已構(gòu)建好的偶極(電荷)源模型及頭模型，經(jīng)由DSP處理器用數(shù)值方法求解得到皮層電位的分布，完成腦電源重建；之后再通過改變?cè)磪?shù)使上述計(jì)算所得頭皮電位與觀測(cè)電位擬合，達(dá)到二者的最佳逼近，實(shí)現(xiàn)腦電源定位；最后將腦電源的重建和定位結(jié)果送液晶(LCD)顯示。本發(fā)明的技術(shù)解決方案還包括所說的電極包括采用銀-氯化銀制成的腦電極和參考電極，所說的頭皮腦電放大電路由腦電前置放大器、高頻濾波器和電極阻抗測(cè)試電路組成，腦電極獲得的腦電輸出信號(hào)接入腦電前置放大器的輸入端，腦電前置放大器的輸出端與高頻濾波器的輸入端聯(lián)接，電極阻抗測(cè)試電路的輸入端與DSP處理器的正弦波振蕩器的輸出端聯(lián)接，輸出端通過參考電極回接至腦電前置放大器的輸入端。與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明的有益效果是1、本發(fā)明通過采樣、放大、濾波和多路控制結(jié)構(gòu)的設(shè)計(jì)以及基于偶極(電荷)源時(shí)空模型的建立，從物理學(xué)、數(shù)學(xué)和醫(yī)學(xué)影像學(xué)的角度實(shí)現(xiàn)了準(zhǔn)確、可靠的腦電源定位；2、臨床各種疾患的腦電源定位研究迄今雖已有幾十年的歷史，但國(guó)內(nèi)外學(xué)術(shù)界仍然在不斷探索之中，其主要的科學(xué)意義和應(yīng)用價(jià)值在于(a)占位性病變定位的研究，(b) 誘發(fā)電位的研究，(c)大腦功能定位的研究，(d)高級(jí)神經(jīng)活動(dòng)及心理學(xué)方面的研究等諸多方面。有鑒于此，本發(fā)明所述裝置為臨床腦部病患的診斷、治療提供了重要輔助工具，也為功能性腦科學(xué)研究提供了有參考價(jià)值的手段；3、本發(fā)明所述裝置的電路簡(jiǎn)單、成本低、操作方便，普適性強(qiáng)，具有廣泛的應(yīng)用前景，且性能價(jià)格比好。


圖1為本發(fā)明所述腦電源定位裝置的工作原理框圖。圖2為頭皮腦電放大電路中腦電前置放大器電路的一個(gè)實(shí)施例的聯(lián)線結(jié)構(gòu)示意圖。圖3為頭皮腦電放大電路中高頻濾波器電路的一個(gè)實(shí)施例的聯(lián)線結(jié)構(gòu)示意圖。圖4為頭皮腦電放大電路中電極阻抗測(cè)試電路的一個(gè)實(shí)施例的聯(lián)線結(jié)構(gòu)示意圖。圖5為本發(fā)明的系統(tǒng)軟件功能結(jié)構(gòu)框圖。
具體實(shí)施例方式以下將結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明內(nèi)容做進(jìn)一步說明，但本發(fā)明的實(shí)際制作結(jié)構(gòu)并不僅限于附圖所示的實(shí)施例。參見圖1，本發(fā)明所述的基于偶極(電荷)源時(shí)空模型的腦電源定位裝置由電極 1、頭皮腦電放大電路2、液晶顯示器3、DSP處理器4、電源電路5、存儲(chǔ)器6、鍵盤控制電路 (按鍵)等部分組成。由電極1獲得的腦電輸出信號(hào)經(jīng)頭皮腦電放大電路2輸接至DSP處理器4的輸入端，DSP處理器4內(nèi)含有正弦波振蕩器和A/D轉(zhuǎn)換器，DSP處理器4的顯示輸出端通至液晶顯示器5的輸入端。本發(fā)明工作方案中，首先通過三維腦容積導(dǎo)體網(wǎng)格建立及其腦電場(chǎng)數(shù)值獲取、優(yōu)化等，在采用頭模型和固定偶極子源與電荷源模型的情況下，從物理學(xué)和神經(jīng)生理學(xué)的角度獲取頭皮腦電的時(shí)空分布與偶極子源和電荷源各參數(shù)的關(guān)系位置固定的偶極子(電荷源)模型假定在腦電觀測(cè)的時(shí)間內(nèi)，頭皮電位的變化僅由源的強(qiáng)度變化，這樣，腦電就被劃分為空間成分與時(shí)間成分；在給定頭模型內(nèi)電偶極(電荷)源的位置和強(qiáng)度以及頭型的幾何構(gòu)形、電導(dǎo)率、邊界條件等參數(shù)的情況下，得到頭皮電位分布，進(jìn)而通過改變?cè)吹母鲄?shù)獲得頭皮電位與測(cè)量電位最佳逼近。以下分別對(duì)本發(fā)明的硬件電路和軟件設(shè)計(jì)分別進(jìn)行說明。一、硬件電路1、電極采用銀-氯化銀制成的極化電極包括腦電極和參考電極，不僅防止可能出現(xiàn)的基線漂移，又可以提高極化電壓的穩(wěn)定性。2、頭皮腦電放大電路頭皮腦電放大電路2主要由腦電前置放大器、高頻濾波器和電極阻抗測(cè)試電路組成。1)腦電前置放大器如圖2所示，由于腦電信號(hào)的幅值范圍為10 100 μ V，屬于微伏級(jí)微弱信號(hào)，因此它要求腦電前置放大器有高的放大增益，并且有高的共模抑制比(約為10000 1)。本電路采用兩個(gè)儀表放大器(ΙΝΑ121、ΙΝΑ128)共同構(gòu)成腦電前置放大器電路，即兩個(gè)相同并聯(lián)結(jié)構(gòu)的前置放大器級(jí)聯(lián)。該電路把輸入端的接地端浮置并跟蹤共模電壓，即相當(dāng)于器件的偏置電壓都跟蹤共模輸入電壓，使得共模電壓不能隨著信號(hào)一起放大，放大器輸出端產(chǎn)生的共模誤差電壓被大大削弱，極大地提高了放大器的共模抑制能力。電路將隔直流電容 C1與可調(diào)增益電阻Rgl串聯(lián)，不僅可消除極化電壓，而且避免了在輸入端接入阻容元件而降低放大器的輸入阻抗。測(cè)試表明腦電前置放大器的放大倍數(shù)大于80dB，共模抑制比大于 IOOdB,輸入阻抗大于50ΜΩ2)高頻濾波器高頻濾波電路如圖3所示，由I 17、C16組成的高頻負(fù)反饋網(wǎng)絡(luò)，實(shí)現(xiàn)濾除高頻干擾。3)電極阻抗測(cè)試電路電極與頭皮的接觸好壞影響著電極接觸電阻的大小，接觸電阻愈小，引入的交流干擾就愈小，則得到的波形質(zhì)量就越高越穩(wěn)定。該裝置中的電極阻抗測(cè)試電路如圖4所示， 用于實(shí)現(xiàn)估測(cè)接觸電阻，提示采取改進(jìn)措施來保證良好的接觸。圖4電路結(jié)構(gòu)中，通過DSP 處理器4的控制，正弦波振蕩器輸出的IOHz正弦波電壓信號(hào)經(jīng)電阻1 21、R22分壓后，由Ii23 經(jīng)模擬開關(guān)與頭皮兩電極間電阻4分壓，加到比較器(LM324)的同相輸入端。當(dāng)頭皮電極接觸電阻較大時(shí)(彡50kQ)，則同相輸入端電壓瞬時(shí)超過反相輸入端電壓，比較器(LM324) 輸出正電壓，經(jīng)二極管VDp電阻R28加到三極管BGl的基極上，三極管BGl導(dǎo)通，點(diǎn)亮發(fā)光二極管VD2。3、DSP 處理器
DSP處理器4采用DSP芯片TMS320F2812，主要完成腦電信號(hào)自適應(yīng)濾波、基線漂移調(diào)整等數(shù)字信號(hào)處理、源模型和頭模型的構(gòu)建、頭皮表面的電位分布計(jì)算、頭皮電位與觀測(cè)電位擬合、系統(tǒng)控制等，實(shí)現(xiàn)腦電源的重建和定位。其硬件設(shè)計(jì)的實(shí)現(xiàn)主要包括芯片與存儲(chǔ)器、液晶顯示器以及鍵盤控制等數(shù)字外圍電路。1)DSP 芯片 TMS320F2812本發(fā)明采用的DSP芯片TMS320F2812是美國(guó)TI公司推出的C2000平臺(tái)上的定點(diǎn) 32位DSP芯片，用途廣泛，功能比單片機(jī)強(qiáng)大的多。運(yùn)行時(shí)鐘可達(dá)150MHz，處理性能可達(dá) 150MIPS，每條指令周期6. 67ns ；I/O 口豐富，有兩個(gè)串口，16通道的12位0 3. 3v的A/D 轉(zhuǎn)換，其轉(zhuǎn)換時(shí)間80ns，具有片內(nèi)12^ Χ16位的片內(nèi)FLASH和18KX16位的SRAM?；么鎯?chǔ)器接口頭皮腦電放大電路2的輸出信號(hào)經(jīng)TMS320F2812采樣后，腦電信號(hào)合成、腦電源定位等軟件算法都需要存儲(chǔ)空間，本發(fā)明裝置采用ISSI公司生產(chǎn)的IS61LV6416L-8T高速 COMOS靜態(tài)存儲(chǔ)器來實(shí)現(xiàn)。3)液晶顯示器該裝置的液晶顯示器3采用SHAPP公司生產(chǎn)的LM64P83L，其控制器集成線路為D-PECK公司的VGDMO1模塊。TMS320F2812在控制液晶顯示時(shí)只需要8位數(shù)據(jù)，液晶的片選信號(hào)采用TMS320F2812的外部存儲(chǔ)器XINTF區(qū)0的片選信號(hào)XZCS0AND1, RS由 TMS320F2812的地址線AO控制，γ反和信號(hào)分別與TMS320F2812的■和_信號(hào)相連。4)鍵盤控制該裝置中的鍵盤用于設(shè)置系統(tǒng)參數(shù)以及控制系統(tǒng)工作狀態(tài)等。鍵盤控制采用 TMS320F2812的Ρ2端口，Ρ2. 0 Ρ2. 3的下降沿觸發(fā)端口中斷，每個(gè)按鍵都加入電容用于防抖動(dòng)，同時(shí)在中斷的程序中也加入防抖動(dòng)的延時(shí)程序，以便實(shí)現(xiàn)每次按鍵的功能的正確處理。4、電源電路該裝置采用220V交流電源，由專用的電源模塊產(chǎn)生+5V的電源，經(jīng)雙通道線性穩(wěn)壓器TPS767D318提供1. 8V和3. 3V電壓，給數(shù)字信號(hào)處理器(DSP處理器)TMS320F2812和 I/O接口供電。二、軟件設(shè)計(jì)本發(fā)明所述裝置基于TMS320F2812的嵌入式軟件設(shè)計(jì)，實(shí)現(xiàn)腦電信號(hào)處理與定位，其軟件功能結(jié)構(gòu)框圖如圖5所示。1、腦電信號(hào)處理腦電信號(hào)處理主要實(shí)現(xiàn)腦電信號(hào)自適應(yīng)濾波、基線漂移調(diào)整等數(shù)字信號(hào)處理任務(wù)。1)自適應(yīng)濾波針對(duì)窄帶干擾問題，本發(fā)明采用自適應(yīng)相干模板算法數(shù)字濾波器，通過對(duì)模板函數(shù)的修改，使用兩級(jí)濾波，不僅解決了高低端阻帶特性兼顧問題，而且算法簡(jiǎn)單、易于微處理器高速實(shí)時(shí)實(shí)現(xiàn)。2)基線漂移調(diào)整
在腦電信號(hào)的采集、放大過程中，及來自外界的各種干擾噪聲(如人體呼吸運(yùn)動(dòng)、 電極接觸阻抗變化、放大器溫漂等)，都會(huì)導(dǎo)致腦電基線漂移。為了調(diào)整基線漂移，本發(fā)明系統(tǒng)采用軟件算法來實(shí)現(xiàn)，即先找出S (n) (n = 0，1，2，…，2048)信號(hào)的最小值min {S (η)}，再將每個(gè)S (η)值都減去此最小值，從而獲得調(diào)整后的腦電信號(hào)S，(η) (η = 0,1,2,-,2048), 其公式表示為S' (n) = S (η) -min {S (η)}= X (η) - [Μ (η) +M' (η) ] -min {Χ (η) - [Μ (η) +M' (η)]}η = 0,1,2, —,2048實(shí)現(xiàn)S’ (η)彡0，即使經(jīng)過調(diào)整后的腦電信號(hào)最小值變?yōu)?。2、腦電源定位通過完成偶極(電荷)源模型和頭顱模型的構(gòu)建、頭皮表面的電位分布計(jì)算以及頭皮電位與觀測(cè)電位擬合等相關(guān)軟件算法，實(shí)現(xiàn)腦電源的重建和定位。1)源模型構(gòu)建基于電偶極(電荷源)模型的腦電源定位，首先必須建立頭模型和源模型。在源模型的構(gòu)造上，本系統(tǒng)采用電流偶極子及等效電荷層模型，其是用一個(gè)電流偶極子(或電荷源)模擬一個(gè)局域的腦神經(jīng)電活動(dòng)。源模型兼用電流偶極子和電荷源，其電磁場(chǎng)隨時(shí)間變化，但可視為似穩(wěn)電磁場(chǎng)。每一個(gè)源由若干參數(shù)確定(其中三個(gè)位置坐標(biāo)x，y，ζ ；兩個(gè)方位坐標(biāo)θ，φ ；一個(gè)強(qiáng)度ρ)。源分布在一有限區(qū)域內(nèi)，即疑似致癲區(qū)。2)頭顱模型構(gòu)建頭顱模型構(gòu)建是基于頭的MRI數(shù)據(jù)，將頭分為腦組織、顱骨與頭皮三部分，而每一部分的電導(dǎo)率近似為均勻分布，這樣在腦組織與顱骨之間、顱骨與頭皮之間、頭皮與頭外空氣之間形成三個(gè)界面。用MRI圖像數(shù)據(jù)建立真實(shí)頭模型，雖然需要腦電信號(hào)具有較好的信噪比，但其定位精度可得到顯著提高。3)腦電源重建腦電源重建，首先計(jì)算不同區(qū)域交界面上的電勢(shì)值，借助有限(體)元或邊界元模型可以調(diào)整到與實(shí)際頭型非常接近的程度。在給定偶極(電荷)源在頭模型內(nèi)的位置和源強(qiáng)度以及頭型的幾何構(gòu)形、電導(dǎo)率張量矩陣并給定第一類邊界條件和第二類邊界條件后，計(jì)算頭皮表面的電位分布。即將從大腦皮層到頭皮之間的電場(chǎng)分布視為似穩(wěn)電流場(chǎng)，用 Laplace方程Ψ φ 4 (電荷源模型采用Poisson方程= 和微分形式的歐姆定律j = ο E來描述，將頭模型網(wǎng)格化，再利用有限(體)元(或邊界元)模型求得一組線性方程， 用數(shù)值方法求解得到皮層電位的分布；然后以皮層電位的分布為依據(jù)作進(jìn)一步的源定位而求解腦容體內(nèi)的電磁場(chǎng)采用Maxwell方程組，即此邊值問題采用三維Maxwell方程組混合有限元(FEM)、邊界元(BEM)和有限體元(FVM)方法求解更適合。BEM的優(yōu)點(diǎn)是只需在邊界上進(jìn)行數(shù)值離散化，含有較少的結(jié)點(diǎn)，系統(tǒng)模型的網(wǎng)格生成所需的計(jì)算量少，能適宜系統(tǒng)模型的變化，F(xiàn)EM適合于各向異性區(qū)域電位的計(jì)算。而FVM的優(yōu)勢(shì)在于能很好地處理相鄰介質(zhì)導(dǎo)電性急劇變化的情況，并且可以靈活處理復(fù)雜形狀的幾何體，減少計(jì)算量，提高計(jì)算精度。所以我們將各種計(jì)算相結(jié)合可得到較好的效果。4)腦電源定位腦電源定位，通過改變?cè)磪?shù)使上述計(jì)算所得頭皮電位與觀測(cè)電位擬合，達(dá)到二者的最佳逼近，從而實(shí)現(xiàn)源定位。既給定一組頭皮觀測(cè)的腦電位數(shù)據(jù)集，多導(dǎo)電極位置，先用主成分分析(PCA)方法實(shí)施去除空間相關(guān)性后，再利用獨(dú)立分量分析(ICA)和MUSIC算法作獨(dú)立源分析，確定腦內(nèi)偶極(電荷)源的位置和強(qiáng)度。通過改變?cè)磪?shù)使計(jì)算所得頭皮電位與觀測(cè)電位擬合，具體采用模擬退火技術(shù)和神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)等綜合方法尋優(yōu)，達(dá)到腦電源的逐一重建和定位。
權(quán)利要求
1.一種基于偶極(電荷)源時(shí)空模型的腦電源定位裝置，其特征在于由電極(1)、頭皮腦電放大電路0)、DSP處理器0)、液晶顯示器C3)組成，電極(1)獲得的腦電輸出信號(hào)經(jīng)頭皮腦電放大電路( 輸接至DSP處理器(4)的輸入端，DSP處理器內(nèi)含有正弦波振蕩器和A/D轉(zhuǎn)換器，DSP處理器的顯示輸出端通至液晶顯示器(3)的輸入端。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于偶極(電荷)源時(shí)空模型的腦電源定位裝置，其特征在于電極(1)包括腦電極和參考電極，頭皮腦電放大電路( 由腦電前置放大器、高頻濾波器和電極阻抗測(cè)試電路組成，腦電極獲得的腦電輸出信號(hào)接入腦電前置放大器的輸入端，腦電前置放大器的輸出端與高頻濾波器的輸入端聯(lián)接，電極阻抗測(cè)試電路的輸入端與DSP處理器的正弦波振蕩器的輸出端聯(lián)接，輸出端通過參考電極回接至腦電前置放大器的輸入端。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種基于偶極(電荷)源時(shí)空模型的腦電源定位裝置，由電極、頭皮腦電放大電路、DSP處理器、液晶顯示器組成，電極獲得的腦電輸出信號(hào)經(jīng)腦電放大電路接至DSP處理器的輸入端，DSP處理器內(nèi)含有正弦波振蕩器和A/D轉(zhuǎn)換器，DSP處理器的顯示輸出端通至液晶顯示器輸入端。工作中，腦電信號(hào)經(jīng)腦電信號(hào)放大電路放大、濾波后，信號(hào)進(jìn)入DSP處理器進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換、基線調(diào)整等處理，得到實(shí)際所需的腦電信號(hào)，腦電信號(hào)數(shù)據(jù)送入已構(gòu)建的偶極(電荷)源模型及頭模型，經(jīng)DSP處理器用數(shù)值方法求解得到皮層電位的分布，完成腦電源重建，再通過改變?cè)磪?shù)使上述計(jì)算所得頭皮電位與觀測(cè)電位擬合，實(shí)現(xiàn)腦電源定位，最后將腦電源的重建和定位結(jié)果送液晶顯示。
文檔編號(hào)A61B5/0476GK102488513SQ20111039910
公開日2012年6月13日 申請(qǐng)日期2011年12月5日 優(yōu)先權(quán)日2011年12月5日
發(fā)明者文峻, 李彥, 李斌, 湯池, 邱力軍 申請(qǐng)人:中國(guó)人民解放軍第四軍醫(yī)大學(xué)