一种40导联脑机接口信息采集系统的制作方法

本发明涉及脑电技术领域，具体涉及一种40导联脑机接口信息采集系统。

背景技术：

脑机接口(brain-computerinterface，bci)技术，是“脑机”通信协作的新技术，是一种通过采集、处理和分析脑电信号，实现读取大脑的思想信息从而实现人机交互的新型技术。实现脑-机接口的首要环节是采集能反映大脑活动的信号。目前脑电信号(eeg)相比其他信号采集技术具有信号量大、时间分辨率高，采集方便、采集时间短，采集环境要求低等优点，因此当前脑-机接口研究中主要采用的是脑电信号。

目前的脑机接口中信号采集存在诸如以下问题：

1.目前erp领域80％使用导电膏电极帽，被试人员需要在实验前洗头，然后由主试给被试佩戴电极帽，然后在每个电极位置注射导电膏，通过观察脑电采集软件的阻抗检测界面屏幕，逐个降低每个电极与头皮的接触电阻。佩戴帽子就需要花费30分钟至60分钟，特别耗时。在海拔3000米以上高海拔环境下做erp实验时，给被试洗头容易诱发高原反应。所以不能使用导电膏类的电极帽。

2.美国egi公司出品的盐水电极帽需要将整个帽子浸泡在盐水中，整个帽子在高度潮湿的状态下佩戴在被试者头上，会引发不适感，很可能诱发被试者的负向情绪，对实验结果造成干扰。美国neuroscan公司出品的盐水电极帽是准备大量的膨胀系数很大的特殊海绵圆柱体颗粒，将这些海绵颗粒放置于电极孔中，通过给海绵颗粒注射盐水，使其具有导电性，并且膨胀后充满电极孔固定，可调整与头皮完全接触。海绵颗粒需要精细操作，容易脱落，也比较耗时。而且上述两种产品均比较昂贵，一顶电极帽的售价约2-3万人民币。

3.以往每家公司生产的电极帽只能和该公司生产的放大器配套使用，使用特定的接口标准。a公司生产的电极帽无法直接与b公司的放大器连接使用。

4.以往脑电采集设备信号通过电极帽以多根电缆平行连接至放大器面板，由于放大器采集信号在uv级别，因此很多干扰信号容易通过平行电缆耦合进放大器。

综上所述，亟需设计一种低成本的，操作简易的，可适配所有放大器的，可在复杂电磁环境以及高海拔低气压环境中使用的便携式脑机接口信息采集系统。

技术实现要素：

针对现有技术的问题，本发明提供一种新型40导联脑机接口信息采集系统，该系统能最大程度的降低高导联数脑电采集设备的安装以及操作复杂度，并通过多种主动屏蔽措施，大幅度降低复杂电磁环境下的噪声干扰，提高信噪比，方便了后期信号处理和分析，通过采用人因工效学设计，极大地提高了使用体验，消除了使用者的负向情绪。本系统具有成本较低，安装操作简单，抗干扰能力强，适应性强，使用体验好等优点。

本发明为解决上述技术问题所采用的技术方案是：

一种40导联脑机接口信息采集系统，包括若干生物电电极，信号放大电路，ad转换器和控制器mcu；每个生物电电极采集的脑电信号经信号放大电路放大后，经ad转换器转换成数字量输出给控制器mcu，所述控制器mcu一方面对ad转换器的工作时序进行同步控制，一方面接收ad转换器发送的数字脑电信号，并通过usb总线将采集的数据信息上传给上位机；所述生物电电极与信号放大电路之间采用屏蔽双绞线实现信号的传输；

所述若干生物电电极的布置方式为在10-20标准的基础上制定的40导联电极采集方式，其中：

32个电极采用螺旋式电极设置在电极帽上，用于采集大脑皮层脑电信号；

6根扣式导联，分别连接上下眼电、左右眼电以及ref参考电极；

2根耳夹电极，分别连接左右耳垂的a1、a2参考电极。

所述螺旋式电极由一电极底座和一中空的绝缘树脂圆柱体构成，所述电极底座中部设有通孔，通孔的外沿上相对设有两个卡槽，其中一个卡槽上设有连通卡槽内外的导线连接孔；所述绝缘树脂圆柱体内部填装氯化钠溶液吸附材料，绝缘树脂圆柱体的外壁上相对设有两个卡舌，当绝缘树脂圆柱体插入电极底座中部通孔内后，卡舌旋入卡槽内，用于固定绝缘树脂圆柱体；与带有导线连接孔的卡槽相对应的卡舌上设有一连通绝缘树脂圆柱体内外的导电片，所述导电片位于绝缘树脂圆柱体内的部分与氯化钠溶液吸附材料相接触。

所述信号放大电路包括一级eeg放大电路，二级eeg放大电路，低通滤波电路，工频陷波电路，调零电路和三级eeg放大电路；所述一级eeg放大电路的输入为其对应的生物电电极采集的脑电信号，然后依次与二级eeg放大电路、低通滤波器、工频陷波器和三级eeg放大电路电连接，所述调零电路与三级eeg放大器电连接。

所述一级eeg放大电路由运算放大器a1、a2、a3，电阻r1、r2、r3、r4、r5、r6、r7、r8，电容c1、c2、c3、c4、c5、c6、c7、c8，仪表放大器a4构成；由螺旋式电极获取的微伏级脑电信号经电缆分别输入到运算放大器a1和a2的同相输入端，运算放大器a1和a2的输出端分别通过电阻r3、r4接入运算放大器a3的同相输入端，同时运算放大器a1、a2和a3的输出端分别接入各自的反相输入端形成信号跟随器；

电阻r1和电容c1依次连接在输入电缆和运算放大器a1之间，电阻r2和电容c2依次连接在输入电缆和运算放大器a2之间；

电容c3和电阻r5、电容c4和电阻r6组成两组阻容耦合电路，其中电容c3的一端与运算放大器a1的输出端连接，电容c3的另一端与电阻r5的一端连接，电阻r5的另一端与运算放大器u3的输出端连接，电容c4的一端与运算放大器a2的输出端连接，电容c4的另一端与电阻r6的一端连接，电阻r6的另一端与运算放大器a3的输出端连接；

仪表放大器a4的输入正极与电容c3和电阻r5的公共端连接，仪表放大器a4的输入负极与电容c4和电阻r6的公共端连接，电阻r7、r8串联后两端分别接入仪表放大器a4的rg+和rg-之间，电阻r7、r8的公共端与运算放大器的输出端连接；

电容c5、c6并联后一端接入仪表放大器a4的vcc端，另一端接地；

电容c7、c8并联后一端接入仪表放大器a4的vee端，另一端接地；

仪表放大器u4的输出端作为一级eeg放大电路的输出与二级eeg放大电路的输入端连接。

作为优选，所述一级eeg放大电路还包括两个低漏电微型二极管d1、d2，所述两个二极管d1、d2反向并联接在运算放大器a1、a2的同相输入端之间。

所述二级eeg放大电路由运算放大器a5和电阻r9、r10、r11构成，运算放大器a5的同相输入端作为二级eeg放大电路的输入端，电阻r10的两端分别接在运算放大器a5的输出端和反相输入端，电阻r11和r9作为下拉电阻分别接入运算放大器a5的同相输入端和反相输入端，运算放大器a5的输出端作为二级eeg放大电路的输出端与低通滤波电路的输入端连接。

所述三级eeg放大电路由电阻r12、r13、r14、r15、r16、r17、r18，电容c9、c10，运算放大器a6和选择开关s1；电阻r12的一端作为三级eeg放大电路的输入端，另一端接入运算放大器u6的反相输入端；电容c9的两端连接运算放大器a6的反相输入端和输出端；电阻r18的一端作为三级eeg放大电路的输出端，另一端与运算放大器a6的输出端连接；所述选择开关s1的选择端连接三级eeg放大电路的输出端，电阻r13、r14、r15、r16的一端分别接入选择开关s1的备选端，电阻r13、r14、r15、r16的另一端共同接入运算放大器a6的反相输入端；所述电阻r17和电容c10并联后一端接入运算放大器a6的同相输入端，另一端接地。

所述调零电路由低漂移精密运放电路和加法器失调调零电路构成，

所述低漂移精密运放电路包括运算放大器a12，稳压二极管d3，电阻r30、r31、r32、r33，电容c20、c21；运算放大器a12的输出端通过串联的电阻r33、r32接入反相输入端；电容c20和电阻r31串联，电阻r31的另一端接运算放大器a12的同相输入端，电容c20的另一端接地；稳压二极管d3与电容c20和电阻r31串联组成的阻容耦合电路并联，阳极接运算放大器a12的同相输入端，阴极接地；电阻r30的一端接运算放大器a12的反相输入端，另一端接地；电容c21的一端接电阻r33、r32的公共端，另一端接地；电阻r33、r32的公共端作为低漂移精密运放电路的输出端与加法器失调调零电路的输入端相连；

所述加法器失调调零电路包括运算放大器a13，电阻r34、r35、r36、r37、r38，电容c22和电位器r39；电阻r34的一端作为加法器失调调零电路的输入端与电阻r33、r32的公共端连接，另一端接入运算放大器a13的反相输入端；运算放大器a13的输出端通过串联的电阻r36、r35接入反相输入端，运算放大器a13的正相输入端接地；电阻r37、r38分别接于电位器r39的两端，电阻r37的另一端接加法器失调调零电路的输入端，电阻r38的另一端接电阻r36、r35的公共端；电容c22一端接电阻r36、r35的公共端，另一端接地；电位器r39的滑动臂作为调零电路的输出端接入三级eeg放大电路中运算放大器a6的同相输入端。

本发明的有益效果是：该系统能最大程度的降低高导联数脑电采集设备的安装以及操作复杂度，并通过多种主动屏蔽措施，大幅度降低复杂电磁环境下的噪声干扰，提高信噪比，方便了后期信号处理和分析，通过采用人因工效学设计，极大地提高了使用体验，消除了使用者的负向情绪。本系统具有成本较低，安装操作简单，抗干扰能力强，适应性强，使用体验好等优点。

附图说明

图1为系统结构框图；

图2为40导联电极示意图；

图3为螺旋式电极结构示意图；

图4为信号放大电路示意图；

图5为一级eeg放大电路图；

图6为二级eeg放大电路图；

图7为低通滤波电路图；

图8为工频陷波电路图

图9为调零电路图

图10为三级eeg放大电路图

具体实施方式

下面结合附图及实施例对本发明作进一步说明。

如图1图2所示，本发明提供一种40导联脑机接口信息采集系统，包括若干生物电电极1，信号放大电路2，ad转换器3和控制器mcu4；每个生物电电极4采集的脑电信号经信号放大电路2放大后，经ad转换器3转换成数字量输出给控制器mcu4，所述控制器mcu一方面对ad转换器的工作时序进行同步控制，一方面接收ad转换器发送的数字脑电信号，并通过usb总线将采集的数据信息上传给上位机；

所述若干生物电电极1的布置方式为在10-20标准的基础上制定的40导联电极采集方式，其中：

32个电极采用螺旋式电极设置在电极帽上，用于采集大脑皮层脑电信号；

6根扣式导联，分别连接上下眼电、左右眼电以及ref参考电极；

2根耳夹电极，分别连接左右耳垂的a1、a2参考电极。

生物电电极1，如图3所示，由一电极底座101和一中空的绝缘树脂圆柱体102构成，所述电极底座101中部设有通孔，通孔的外沿上相对设有两个卡槽103，其中一个卡槽103上设有连通卡槽103内外的导线连接孔104；所述绝缘树脂圆柱体102内部填装氯化钠溶液吸附材料，绝缘树脂圆柱体102的外壁上相对设有两个卡舌105，当绝缘树脂圆柱体102插入电极底座101中部通孔内后，卡舌105旋入卡槽103内，用于固定绝缘树脂圆柱体；与带有导线连接孔的卡槽103相对应的卡舌105上设有一连通绝缘树脂圆柱体内外的导电片106，所述导电片106位于绝缘树脂圆柱体内的部分与氯化钠溶液吸附材料相接触。

所述信号放大电路2，如图4所示，包括一级eeg放大电路201，二级eeg放大电路202，低通滤波电路203，工频陷波电路204，调零电路205和三级eeg放大电路206；所述一级eeg放大电路201的输入为其对应的生物电电极采集的脑电信号，然后依次与二级eeg放大电路202、低通滤波器203、工频陷波器204和三级eeg放大电路206连接，所述调零电路205与三级eeg放大器206的输入端连接。

所述一级eeg放大电路，如图5所示，由运算放大器a1、a2、a3，电阻r1、r2、r3、r4、r5、r6、r7、r8，电容c1、c2、c3、c4、c5、c6、c7、c8，仪表放大器a4构成；由螺旋式电极获取的微伏级脑电信号经电缆分别输入到运算放大器a1和a2的同相输入端，运算放大器a1和a2的输出端分别通过电阻r3、r4接入运算放大器a3的同相输入端，同时运算放大器a1、a2和a3的输出端分别接入各自的反相输入端形成信号跟随器；

电阻r1和电容c1依次连接在输入电缆和运算放大器a1之间，电阻r2和电容c2依次连接在输入电缆和运算放大器a2之间；

电容c3和电阻r5、电容c4和电阻r6组成两组阻容耦合电路，其中电容c3的一端与运算放大器a1的输出端连接，电容c3的另一端与电阻r5的一端连接，电阻r5的另一端与运算放大器u3的输出端连接，电容c4的一端与运算放大器a2的输出端连接，电容c4的另一端与电阻r6的一端连接，电阻r6的另一端与运算放大器a3的输出端连接；

仪表放大器a4的输入正极与电容c3和电阻r5的公共端连接，仪表放大器a4的输入负极与电容c4和电阻r6的公共端连接，电阻r7、r8串联后两端分别接入仪表放大器a4的rg+和rg-之间，电阻r7、r8的公共端与运算放大器的输出端连接；

电容c5、c6并联后一端接入仪表放大器a4的vcc端，另一端接地；电容c7、c8并联后一端接入仪表放大器a4的vee端，另一端接地；电容c5、c6的容量一大一小，电容c7、c8的容量一大一小，用于滤出信号中的高频干扰和低频干扰。

仪表放大器u4的输出端作为一级eeg放大电路的输出与二级eeg放大电路的输入端连接。

所述一级eeg放大电路还包括两个低漏电微型二极管d1、d2，所述两个二极管d1、d2反向并联接在运算放大器a1、a2的同相输入端之间，使得输入端可以承受5000v高压而不破坏后级电路。

所述二级eeg放大电路，如图6所示，由运算放大器a5和电阻r9、r10、r11构成，运算放大器a5的同相输入端作为二级eeg放大电路的输入端，电阻r10的两端分别接在运算放大器a5的输出端和反相输入端，电阻r11和r9作为下拉电阻分别接入运算放大器a5的同相输入端和反相输入端，运算放大器a5的输出端作为二级eeg放大电路的输出端与低通滤波电路的输入端连接。

所述三级eeg放大电路，如图10所示，由电阻r12、r13、r14、r15、r16、r17、r18，电容c9、c10，运算放大器a6和选择开关s1；电阻r12的一端作为三级eeg放大电路的输入端，另一端接入运算放大器u6的反相输入端；电容c9的两端连接运算放大器a6的反相输入端和输出端；电阻r18的一端作为三级eeg放大电路的输出端，另一端与运算放大器a6的输出端连接；所述选择开关s1的选择端连接三级eeg放大电路的输出端，电阻r13、r14、r15、r16的一端分别接入选择开关s1的备选端，电阻r13、r14、r15、r16的另一端共同接入运算放大器a6的反相输入端；电阻r13、r14、r15、r16的阻值各不相同，本实施例中r13＝10kω、r14＝20kω、r15＝40kω、r16＝100kω，分别用于1、2、4、10倍增益，选择开关s1受控制器mcu控制。所述电阻r17和电容c10并联后一端接入运算放大器a6的同相输入端，另一端接地。

所述调零电路，如图9所示，由低漂移精密运放电路和加法器失调调零电路构成，

所述低漂移精密运放电路包括运算放大器a12，稳压二极管d3，电阻r30、r31、r32、r33，电容c20、c21；运算放大器a12的输出端通过串联的电阻r33、r32接入反相输入端；电容c20和电阻r31串联，电阻r31的另一端接运算放大器a12的同相输入端，电容c20的另一端接地；稳压二极管d3与电容c20和电阻r31串联组成的阻容耦合电路并联，阳极接运算放大器a12的同相输入端，阴极接地；电阻r30的一端接运算放大器a12的反相输入端，另一端接地；电容c21的一端接电阻r33、r32的公共端，另一端接地；电阻r33、r32的公共端作为低漂移精密运放电路的输出端与加法器失调调零电路的输入端相连；

所述加法器失调调零电路包括运算放大器a13，电阻r34、r35、r36、r37、r38，电容c22和电位器r39；电阻r34的一端作为加法器失调调零电路的输入端与电阻r33、r32的公共端连接，另一端接入运算放大器a13的反相输入端；运算放大器a13的输出端通过串联的电阻r36、r35接入反相输入端，运算放大器a13的正相输入端接地；电阻r37、r38分别接于电位器r39的两端，电阻r37的另一端接加法器失调调零电路的输入端，电阻r38的另一端接电阻r36、r35的公共端；电容c22一端接电阻r36、r35的公共端，另一端接地；电位器r39的滑动臂作为调零电路的输出端接入三级eeg放大电路中运算放大器a6的同相输入端。

三级eeg放大电路的输入电压相对较大，因此调零电路采用高精度低漂移器件，具有极高的时间稳定性，调零电路通过电位器r39调整系统零点，通过稳压二极管d3稳定系统零点。

低通滤波电路图如图7所示，由三个二阶压控型lpf级联完成低通滤波，工频陷波电路图如图8所示，脑电信号幅值很低，容易淹没在工频干扰和其他的一些干扰中，为了有效的提取脑电信号，将50hz工频滤波器放在低频滤波电路和三级eeg放大电路之间，去除脑电信号中混杂的工频，防止由于工频干扰过大使得三级放大电路出现饱和。

整个过程把信号放大10000～50000倍左右，并且消除了干扰，抑制了噪声，具有高增益、高输入阻抗和高共模抑制比，信号的稳定，输入失调电压和偏置电流小，温漂小，耗电少，体积小，便于随身携带等特点。放大器的技术指标如下：

■所有通道为dc直流放大器

■256导同步采集，每导可达20,000hz

■usb供电，或电池供电，无需外接电源

■同步刺激信号输入

■4个双极输入，可记录心电、肌电、眼电等生理信号

■共模抑制比cmrr：108db

■带宽：全通带(dc-3500hz)

■a/dresolution：24bit

■输入阻抗：10gohms

■最大输入范围：±130mv

■噪声:≤0.3uvrms(typical≤0.15uvrms)

■高频滤波:10-3500hz

■低频滤波:0.05-10hz

本发明能最大程度的降低高导联数脑电采集设备的安装以及操作复杂度，并通过多种主动屏蔽措施，大幅度降低复杂电磁环境下的噪声干扰，提高信噪比，方便了后期信号处理和分析，通过采用人因工效学设计，极大地提高了使用体验，消除了使用者的负向情绪。本系统具有成本较低，安装操作简单，抗干扰能力强，适应性强，使用体验好等优点。

说明书中未阐述的部分均为现有技术或公知常识。本实施例仅用于说明该发明，而不用于限制本发明的范围，本领域技术人员对于本发明所做的等价置换等修改均认为是落入该发明权利要求书所保护范围内。