本發(fā)明屬于生物信息技術(shù)領(lǐng)域，尤其涉及一種腦電信號采集系統(tǒng)。

背景技術(shù)：

腦電信號是人腦神經(jīng)認(rèn)知過程的一種實時反映，而且獲取EEG信號時對人體沒有任何創(chuàng)傷性損害，因此腦電信號是研究大腦各種功能活動的最常用信號。其中將腦電信號應(yīng)用到腦機(jī)接口實現(xiàn)對外部設(shè)備的控制，解決殘障人士無法正?；顒拥葐栴}，是當(dāng)前應(yīng)用研究的一個熱點。但由于電極、信號采集設(shè)備體積、功耗的限制，導(dǎo)致該方面的研究大多停留在實驗室內(nèi)。

腦電信號幅度非常微弱，而且容易受到外界干擾，因此對信號采集電路的性能要求很高。目前，市場上有很多腦電信號采集設(shè)備能夠有效的采集腦電信號。但這些設(shè)備為了有效的抑制信號中包含的噪聲，獲得高信噪比的腦電信號，通常需要復(fù)雜的硬件電路對信號進(jìn)行濾波等處理，導(dǎo)致這些設(shè)備通常體積較大，只能應(yīng)用到科學(xué)研究或者臨床診斷等不需要隨身攜帶設(shè)備的領(lǐng)域。雖然市場上也一些可穿戴腦電信號采集設(shè)備，但此類設(shè)備是通過降低電路性能，換取設(shè)備體積的減小，所以將采集的低信噪比信號應(yīng)用到腦機(jī)接口中。此外，由于當(dāng)前主流的信號采集電極為濕電極(如Ag/AgCl電極)，該類電極需要配合使用電極膏，以便降低電極與人腦頭皮接觸阻抗，這就限制了腦機(jī)接口技術(shù)在實際生活中的應(yīng)用。雖然干電極無需使用電極膏，能夠即帶即用，但干電極本身噪聲較大，且電極與人腦頭皮接觸阻抗較大，因此采用當(dāng)前的采集設(shè)備無法采集高信噪比的腦電信號。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本發(fā)明的發(fā)明目的是：為了解決現(xiàn)有技術(shù)中在信號采集過程中干電極噪聲較大、電極與人腦頭皮接觸阻抗過高，無法在實際應(yīng)用中使用的問題，本發(fā)明提出了一種具有高共模抑制比的腦電信號采集系統(tǒng)。

本發(fā)明的技術(shù)方案是：一種腦電信號采集系統(tǒng)，包括：

腦電信號采集電極，用于采集人體的腦電信號，并將采集得到的腦電信號傳輸至腦電信號處理電路；

腦電信號處理電路，用于接收所述腦電信號采集電極采集的腦電信號并進(jìn)行處理，將處理后的腦電信號傳輸至無線信號傳輸模塊；所述腦電信號處理電路包括模擬電路和數(shù)字電路；所述模擬電路用于放大腦電信號并抑制腦電信號中的噪聲信號及直流偏移量；所述數(shù)字電路用于將腦電信號由模擬信號轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號；

無線信號傳輸模塊，用于接收所述腦電信號處理電路處理后的腦電信號，并將處理后的腦電信號無線傳輸至腦電信號接收模塊；

腦電信號接收模塊，用于接收所述無線信號傳輸模塊無線傳輸?shù)哪X電信號，將腦電信號進(jìn)行存儲和顯示。

進(jìn)一步地，所述腦電信號采集電極包括主動電極和參考電極；所述主動電極設(shè)置于大腦頭皮，所述參考電極設(shè)置于耳部。

進(jìn)一步地，所述腦電信號處理電路的模擬電路包括射隨器、儀用運算放大器、抗混疊濾波器、直流偏移量抑制單元；所述射隨器的輸入端與腦電信號采集電極連接，輸出端與儀用運算放大器的輸入端連接；所述抗混疊濾波器的輸入端與所述儀用運算放大器的輸出端連接，輸出端與所述無線信號傳輸模塊連接；所述直流偏移量抑制單元的輸入端與所述儀用運算放大器的輸出端連接，輸出端與所述儀用運算放大器的參考端連接。

進(jìn)一步地，所述腦電信號采集電極還包括右腿驅(qū)動電極，所述右腿驅(qū)動電極設(shè)置于前額。

進(jìn)一步地，所述腦電信號處理電路的模擬電路還包括右腿驅(qū)動單元；所述右腿驅(qū)動單元的輸入端與所述儀用運算放大器的共模信號端連接，輸出端與所述右腿驅(qū)動電極連接。

本發(fā)明的有益效果是：本發(fā)明的腦電信號采集系統(tǒng)采用腦電信號采集電極采集腦電信號，利用腦電信號處理電路對腦電信號進(jìn)行放大、抑制噪聲信號及直流偏移量和模數(shù)轉(zhuǎn)換，再利用無線信號傳輸模塊進(jìn)行無線傳輸，由腦電信號接收模塊進(jìn)行存儲和顯示，完成腦電信號采集，具有功耗低、性能高、共模抑制比高、輸入阻抗高的優(yōu)點，能夠利用干電極采集腦電信號，在腦機(jī)接口、家庭監(jiān)護(hù)等領(lǐng)域具有廣泛的應(yīng)用前景。

附圖說明

圖1是本發(fā)明的腦電信號采集系統(tǒng)結(jié)構(gòu)示意圖。

圖2是本發(fā)明的腦電信號處理電路的模擬電路結(jié)構(gòu)示意圖。

圖3是本發(fā)明中前置放大電路輸入等效示意圖。

圖4是本發(fā)明中前置放大電路輸入等效簡化示意圖。

具體實施方式

為了使本發(fā)明的目的、技術(shù)方案及優(yōu)點更加清楚明白，以下結(jié)合附圖及實施例，對本發(fā)明進(jìn)行進(jìn)一步詳細(xì)說明。應(yīng)當(dāng)理解，此處所描述的具體實施例僅用以解釋本發(fā)明，并不用于限定本發(fā)明。

如圖1所示，為本發(fā)明的腦電信號采集系統(tǒng)結(jié)構(gòu)示意圖。一種腦電信號采集系統(tǒng)，包括：

腦電信號采集電極，用于采集人體的腦電信號，并將采集得到的腦電信號傳輸至腦電信號處理電路；

腦電信號處理電路，用于接收所述腦電信號采集電極采集的腦電信號并進(jìn)行處理，將處理后的腦電信號傳輸至無線信號傳輸模塊；所述腦電信號處理電路包括模擬電路和數(shù)字電路；所述模擬電路用于放大腦電信號并抑制腦電信號中的噪聲信號及直流偏移量；所述數(shù)字電路用于將腦電信號由模擬信號轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號；

無線信號傳輸模塊，用于接收所述腦電信號處理電路處理后的腦電信號，并將處理后的腦電信號無線傳輸至腦電信號接收模塊；

腦電信號接收模塊，用于接收所述無線信號傳輸模塊無線傳輸?shù)哪X電信號，將腦電信號進(jìn)行存儲和顯示。

本發(fā)明的腦電信號采集電極包括主動電極和參考電極；所述主動電極設(shè)置于人腦的大腦頭皮，其決定了腦電信號采集電路的導(dǎo)聯(lián)數(shù)，根據(jù)國際通用標(biāo)準(zhǔn)“10-20導(dǎo)系統(tǒng)”的安置方法進(jìn)行設(shè)置。所述參考電極設(shè)置于人腦的耳部，即左耳或者右耳。特別的，本發(fā)明的腦電信號采集電極還包括右腿驅(qū)動電極，所述右腿驅(qū)動電極設(shè)置于人腦的前額。本發(fā)明的腦電信號采集電極可以采用濕電極和干電極兩種方式，根據(jù)不同的實際的需求可以選擇不同的腦電信號采集電極，例如進(jìn)行腦科學(xué)研究時，可以選擇濕電極，以便獲得質(zhì)量更高的腦電信號，在實際應(yīng)用中，為了實現(xiàn)即帶即用，則需要選擇干電極。腦電信號采集電極采集人體的腦電信號后將采集得到的腦電信號傳輸至腦電信號處理電路的輸入端。

本發(fā)明的腦電信號處理電路包括模擬電路和數(shù)字電路；所述模擬電路用于放大腦電信號并抑制腦電信號中的噪聲信號及直流偏移量，這里抑制腦電信號中的噪聲信號包括抑制共模噪聲和高頻噪聲；所述數(shù)字電路用于利用微控制器控制模數(shù)轉(zhuǎn)換器將腦電信號由模擬信號轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號。如圖2所示，為本發(fā)明的腦電信號處理電路的模擬電路結(jié)構(gòu)示意圖。腦電信號處理電路的模擬電路包括射隨器、儀用運算放大器、抗混疊濾波器、直流偏移量抑制單元；所述射隨器用于接收所述腦電信號采集電極采集的腦電信號，對腦電信號進(jìn)行緩沖后傳輸至儀用運算放大器，該功能可以采用高輸入阻抗、低噪聲的基本運算放大器構(gòu)成，具體例如AD8639運算放大器；所述儀用運算放大器用于對腦電信號進(jìn)行放大和共模噪聲的抑制，并將腦電信號傳輸至抗混疊濾波器；所述抗混疊濾波器用于對腦電信號進(jìn)行濾波，抑制腦電信號中的高頻噪聲，輸出處理后的腦電信號至無線信號傳輸模塊；所述直流偏移量抑制單元用于獲取儀用運算放大器輸出端的信號，提取信號中的直流成份，然后反饋至儀用運算放大器的參考端，該功能的實現(xiàn)可采用常用的積分器電路。特別的，本發(fā)明的腦電信號處理電路的模擬電路還包括右腿驅(qū)動單元，所述右腿驅(qū)動單元用于從儀用運算放大器的共模信號端口提取共模噪聲，經(jīng)過放大后通過腦電信號采集電路的右腿驅(qū)動電極反相疊加至人體，實現(xiàn)對共模噪聲的進(jìn)一步抑制。

本發(fā)明的腦電信號處理電路的連接方式具體為所述射隨器的輸入端與腦電信號采集電極連接，輸出端與儀用運算放大器的輸入端連接；所述抗混疊濾波器的輸入端與所述儀用運算放大器的輸出端連接，輸出端與所述無線信號傳輸模塊連接；所述直流偏移量抑制單元的輸入端與所述儀用運算放大器的輸出端連接，輸出端與所述儀用運算放大器的參考端連接；所述右腿驅(qū)動單元的輸入端與所述儀用運算放大器的共模信號端連接，輸出端與所述右腿驅(qū)動電極連接。

本發(fā)明的無線信號傳輸模塊用于接收所述腦電信號處理電路處理后的腦電信號，并將處理后的腦電信號無線傳輸至腦電信號接收模塊，該功能的實現(xiàn)可以采用藍(lán)牙模塊或者wifi模塊。

本發(fā)明的腦電信號接收模塊用于接收所述無線信號傳輸模塊無線傳輸?shù)哪X電信號，將腦電信號進(jìn)行存儲和顯示，該功能的實現(xiàn)可以采用PC機(jī)，或者手機(jī)、平板等手持設(shè)備。

為了進(jìn)一步對本發(fā)明的腦電信號采集系統(tǒng)的有益效果進(jìn)行說明，下面針對高輸入阻抗減少干電極與頭皮接觸阻抗進(jìn)行分析。

在腦電信號采集過程中，采用濕電極的方法，在接觸良好的情況下可以使得電極與頭皮的接觸阻抗在1KΩ以下。在傳統(tǒng)電路中，信號采集電路輸入阻抗為兆歐母級的，因此該阻抗值對腦電信號的信噪比影響較小。當(dāng)使用干電極時，電極與頭皮的接觸阻抗將達(dá)到幾十KΩ，甚至為兆歐母級，因此傳統(tǒng)信號采集電路無法有效采集腦電信號。因此，需要高輸入阻抗的信號采集電路，才具備使用干電極的條件。

如圖3所示，為本發(fā)明中前置放大電路輸入等效示意圖。假設(shè)腦電信號源內(nèi)阻、電極和頭皮之間的阻抗以及前置放大電路輸入阻抗的關(guān)系如圖3所示，其中U_S為腦電信號；R1、R4為人體內(nèi)電阻；R2、R5為電極與頭皮接觸電阻，電極與頭皮接觸狀態(tài)決定了阻值的大小，該值一般在數(shù)百歐姆至數(shù)百千歐姆之間；C1、C2為電極與頭皮之間的分布電容，其值一般在數(shù)皮法至數(shù)十皮法之間；R3、R6為信號線和放大器輸入保護(hù)電阻，通常小于30KΩ；C3、C4為信號線對地電容，長1m的電纜線對地電容約為幾十皮法；Zi為前置放大電路輸入阻抗。

為了更直觀的分析前置放大電路輸入阻抗和外部阻抗的關(guān)系，可以進(jìn)一步將圖3簡化，如圖4所示，為本發(fā)明中前置放大電路輸入等效示意圖。

根據(jù)圖3和圖4，設(shè)定如下關(guān)系式：

其中，Z1、Z2分別為簡化后的輸入阻抗，ω為角速度。

設(shè)前置放大電路的差分增益為A_d，根據(jù)圖4可得：

其中，U_OUT為輸出信號，U_cm為共模信號，CMRR為共模抑制比。

根據(jù)公式(1)、公式(2)、公式(3)可知，當(dāng)前置放大電路的輸入阻抗遠(yuǎn)大于外部阻抗時，就可以減小外部阻抗對信號信噪比的影響。因此，本發(fā)明通過采用射隨器能夠獲得TΩ級的輸入阻抗。該輸入阻抗值遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于傳統(tǒng)電路輸入阻抗(通常為幾百兆歐母)，則可以忽略干電極與頭皮接觸阻抗對腦電信號的影響。

為了進(jìn)一步對本發(fā)明的腦電信號采集系統(tǒng)的有益效果進(jìn)行說明，下面針對直流偏移對電路性能的影響進(jìn)行分析。

在采集腦電信號的過程中，電極將會引入毫伏級的直流偏移電壓，因此傳統(tǒng)的電路中，儀用運算放大器的放大倍數(shù)A_d通常為k(十幾倍)，以避免儀用運算放大器的飽和，這就造成了信號采集電路整體共模抑制比較低，從而無法有效抑制噪聲，使得信號信噪比較大。本項目采用直流偏移量抑制單元能夠?qū)崟r抑制儀用運算放大器輸入端的直流偏移電壓，因此，可以設(shè)置儀用運算放大器的放大倍數(shù)為A_d＝100k。根據(jù)共模抑制比的計算公式(4)可知，當(dāng)A_d的倍數(shù)增加時，可以提高共模抑制比，因此本發(fā)明的腦電信號采集系統(tǒng)共模抑制比可以比傳統(tǒng)電路提高20dB以上。

其中，U_ic為共模信號輸入，U_oc為共模信號輸出。

本發(fā)明的腦電信號采集系統(tǒng)采用腦電信號采集電極采集腦電信號，利用腦電信號處理電路對腦電信號進(jìn)行放大、抑制噪聲信號及直流偏移量和模數(shù)轉(zhuǎn)換，再利用無線信號傳輸模塊進(jìn)行無線傳輸，由腦電信號接收模塊進(jìn)行存儲和顯示，完成腦電信號采集，具有功耗低、性能高、共模抑制比高、輸入阻抗高的優(yōu)點，能夠利用干電極采集腦電信號，在腦機(jī)接口、家庭監(jiān)護(hù)等領(lǐng)域具有廣泛的應(yīng)用前景。

本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員將會意識到，這里所述的實施例是為了幫助讀者理解本發(fā)明的原理，應(yīng)被理解為本發(fā)明的保護(hù)范圍并不局限于這樣的特別陳述和實施例。本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員可以根據(jù)本發(fā)明公開的這些技術(shù)啟示做出各種不脫離本發(fā)明實質(zhì)的其它各種具體變形和組合，這些變形和組合仍然在本發(fā)明的保護(hù)范圍內(nèi)。