构原理图。
[0027] 图6为本发明实施例二中脑磁信号探头的结构原理图。
[0028] 图例说明：1、脑磁信号探头；11、非晶丝；12、拾取线圈；13、反馈线圈；14、校零线 圈；2、传感器外围电路；21、脉冲发生器；22、限流电阻；23、差分放大电路；24、检测单元； 241、模拟开关;242、充电电容;243、低通滤波器;25、反馈与偏置电路;251、加法器;253、ν/? 转换器;254、偏置电压源;255、电位器;3、脑磁信号接收模块;4、信号采集器;5、脑磁检测探 头帽；51、脑磁信号传感器。
【具体实施方式】
[0029] 实施例一；
[0030] 如图1所示，本实施例的基于GMI效应的脑磁信号探头包括布置在同一个平面上且 呈直条状的至少Ξ组非晶丝11，每一组非晶丝11包括一根非晶丝11，任意相邻两组非晶丝 11之间形成夹角，每一组非晶丝11上套设有拾取线圈12,此外每一组非晶丝11中也可W根 据需要两根或者两根W上的非晶丝11。本实施例包括布置在同一个平面上且呈直条状的至 少Ξ组非晶丝11，任意相邻两组非晶丝11之间形成夹角，若进行平面磁场的测量，则只需要 进行两次测量就可W得到该平面上空间磁场的分布，不仅包括磁场的大小，还包括磁场的 方向，因此只需要对脑磁信号探头进行一次转动，就可W获得某一空间点的完整空间磁场 信息。在测量一个平面上磁场的强度值，按照矢量合成的平行四边形法则可W得出，只需要 两根非平行的非晶丝11上磁场分量的矢量值就可W合成平面磁场的矢量值。在使用非晶丝 11进行磁场的测量，必然会存在相应的误差，因为在非屏蔽的情况下，空间中很难存在匀强 磁场，即任何不重合空间两点磁场都存在不一致性。在本实施例中，由于相邻的两组非晶丝 11间形成夹角，Ξ个方向的Ξ组非晶丝11所获得的数据，存在着冗余量，因此能够为进一步 采用合适的数据处理方法减少最终探测结果的误差提供基础数据，因此能实现"即插即用" 和"随时可用"的大脑活动状态检测、提高脑机接口实用性，将脑机接口拓展到实际应用中， 具有准备快速、使用简单的优点。本实施例中在测量一个平面上磁场的强度值，按照矢量合 成的平行四边形法则可W得出，只需要两个非平行的两组非晶丝11检测到磁场分量的矢量 值就可W合成平面磁场的矢量值，因此只要Ξ组非晶丝11中相邻的两组非晶丝11间形成夹 角，即可满足Ξ组非晶丝11检测的磁场信号互成冗余的要求，即可W根据Ξ个方向非晶丝 测量出的磁场强度值进行有效组合，选取有效组合进行平面磁场的合成。选择其中两个拾 取线圈12输出信号经处理后的差分值构成该组非晶丝11输出的脑磁信号，能够消除均一远 场（即地磁场等均一磁场）的影响，获得近场（即脑磁信号）的信号，减少外部磁场对拾取线 圈的干扰，提升磁场检查的精确度，具有检测精度高、稳定可靠的优点。
[0031] 如图1所示，本实施例中任意相邻两组非晶丝11之间形成60°夹角，使Ξ组非晶丝 11排列呈正Ξ角形状。Ξ组非晶丝11Ξ者排列布置呈正Ξ角形状，改进了传统磁传感器的 结构设计，将传统的一维方向放置非晶丝结构改进为二维平面结构一一将Ξ组非晶丝11布 置在同一个平面，使之成正Ξ角形分布，相邻的两组非晶丝11间形成60度夹角，使得任意两 个相邻的两组非晶丝11上磁场分量的矢量值合成得到的平面磁场的矢量值强度最大，从而 将大大提高使用非晶丝11进行脑磁信号检测的精度。在使用非晶丝进行磁场的测量，必然 会存在相应的误差，因为在非屏蔽的情况下，空间中很难存在匀强磁场，即任何不重合空间 两点磁场都存在不一致性。本实施例中，Ξ组非晶丝11排列呈正Ξ角形状，W确保通过对拾 取线圈12的测量值经处理后做差分，消除均一远场（即地磁场等均一磁场）的影响，获得近 场（即脑磁信号）的信号。一般而言，在测量的过程中拾取线圈12应靠近变化的磁场源，作为 参考线圈的拾取线圈12应远离变化磁场源，运样消除均一远场的影响的效果越好，但是实 际应用时拾取线圈12的放置还和实际环境磁场分布有一定的关系。
[0032] 如图1和图2所示，本实施例在进行检测时，W两个拾取线圈12作为参考线圈，剩余 的一个拾取线圈I2用于采集信号，分别检测得到的磁场矢量为琴、是、蜀，其中马、是为 两个参考线圈测得的磁场，将?、ζ进行矢量合成得到场强哀，对其进行正交分解，即对场 强玄进行沿着剩余的一个拾取线圈12的方向和垂直于剩余的一个拾取线圈12方向进行分 解，运样可W得到分量？，将萃与歹作差即可得到所测的动态磁场变化。此外，还可W进一 步采用合适的数据处理方法(例如最小二乘法）W有效的减少最终探测结果的误差。本实施 例中，每一个非晶丝11的两端均设有接线接头。
[0033] 本实施例中通过拾取线圈12来检测脑磁信号是基于均一磁场的假设的，基于该假 设，在无外界磁场变化时两个拾取线圈12之间输出信号的差分值为0。但是考虑到在现实中 很难获得均一磁场，所W脑磁检测的拾取线圈12的差分值在无外界磁场变化时输出并不为 零。本实施例中，至少一组非晶丝11上套设有反馈线圈13,通过反馈线圈13能够增加磁场检 测的动态范围，反馈线圈13用于调节在无外界磁场变化时使两个拾取线圈12输出信号的差 分值输出结果为0。
[0034] 此外很多时候，待检测磁场Hex的范围偏离于非晶丝11的最佳工作区，此时若仅仅 采用反馈的设计方案，由于反馈本质是一个缩放的效果，所w单独的反馈并不能够将待测 磁场的范围完全涵盖在最佳工作区内。此时若不采取一定措施，则将存在部分范围的待测 磁场测量效果较差的情况。针对上述情况，本实施例采用了增加偏置线圈的方案，校零线圈 14即为偏置线圈。本实施例中，至少一组非晶丝11上套设有校零线圈14,通过对校零线圈14 施加电源激励即可产生校零磁场，一方面可W调节校零磁场使非晶丝工作在最佳线性区 域，另一方面可W调节传感器在未检测磁场条件下的输出近似为0。校零线圈14校零的过 程，就是在校零线圈14通W相应电流，产生出相应的偏置磁场，使脑磁信号传感器的输出为 零，运一过程就是寻求非晶丝11工作最佳区域的过程，从而使得非晶丝11工作在最佳线性 区域中。
[0035] 如图3所示，反馈线圈13和拾取线圈12层叠布置，且反馈线圈13绕设于拾取线圈12 外侧;校零线圈14和拾取线圈12层叠布置，且校零线圈14绕设于拾取线圈12外侧。
[0036] 本实施例中，反馈线圈13的应数可W根据需要选择为拾取线圈12的0.1~5倍，校 零线圈14的应数可W根据需要选择为拾取线圈12的0.2~1倍，拾取线圈12的内径L取值为 一组非晶丝11直径的5~20倍。拾取线圈12应数可根据需要选择50~500应。要想达到IpT分 辨率脑磁信号的测量，传感器的灵敏度就要达到lOOkV/T，经实验测定，拾取线圈12的内径L 取值为非晶丝11直径的5~20倍时，每应线圈的感应电压249V/T/turns，拾取线圈12的应数 为50~500应，假设测量IpT大小的磁场，对应的输出电压为1.245 X 1〇-8~1.245 X 1〇-7，运 样可W使用精密仪表放大器对信号进行放大，使得传感器的输出为0~5V标准信号。
[0037] 如图4所示，本实施例基于GMI效应的脑磁信号传感器包括传感器外围电路2和至 少一个脑磁信号探头1，脑磁信号探头1的输出端和传感器外围电路2相连，脑磁信号探头1 为本实施例前述基于GMI效应的脑磁信号探头。
[0038] 如图4所示，传感器外围电路2包括脉冲发生器21、限流电阻22、差分放大电路23和 两个检测单元24,脉冲发生器21的输出端通过各组非晶丝11、限流电阻22接地，脑磁信号探 头1的各组非晶丝11之间相互并联或者串联，检测单元24包括模拟开关241、充电电容242和 低通滤波器243,两个检测单元24的模拟开关241分别一端通过一个拾取线圈12(其中的一 个拾取线圈12作为参考线圈）接地、另一端通过充电电容242后接地，低通滤波器243的输入 端连接于模拟开关241、充电电容242之间，两个检测单元24的低通滤波器243输出端分别与 差分放大电路23的输入端相连。脉冲发生器21用于产生尖脉冲信号，来驱动非晶丝11和提 供模拟开关241的开关信号，使得在非晶丝11中产生GMI效应，即当外界磁场变化时