CN104825159B - 脑电同频检测方法、脑电同频刺激方法与装置 - Google Patents

脑电同频检测方法、脑电同频刺激方法与装置 Download PDF

Info

Publication number
CN104825159B
CN104825159B CN201510195325.4A CN201510195325A CN104825159B CN 104825159 B CN104825159 B CN 104825159B CN 201510195325 A CN201510195325 A CN 201510195325A CN 104825159 B CN104825159 B CN 104825159B
Authority
CN
China
Prior art keywords
frequency
brain
brain electricity
eeg signals
correlation coefficient
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201510195325.4A
Other languages
English (en)
Other versions
CN104825159A (zh
Inventor
张王子康
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Zhang Mingsha
Original Assignee
Zhang Mingsha
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Zhang Mingsha filed Critical Zhang Mingsha
Priority to CN201510195325.4A priority Critical patent/CN104825159B/zh
Publication of CN104825159A publication Critical patent/CN104825159A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN104825159B publication Critical patent/CN104825159B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/369—Electroencephalography [EEG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7271—Specific aspects of physiological measurement analysis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M21/00—Other devices or methods to cause a change in the state of consciousness; Devices for producing or ending sleep by mechanical, optical, or acoustical means, e.g. for hypnosis
    • A61M21/02—Other devices or methods to cause a change in the state of consciousness; Devices for producing or ending sleep by mechanical, optical, or acoustical means, e.g. for hypnosis for inducing sleep or relaxation, e.g. by direct nerve stimulation, hypnosis, analgesia

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Psychology (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Pain & Pain Management (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Abstract

一种脑电同频检测方法、脑电同频刺激方法与装置，脑电同频检测的方法能够根据测得的脑电数据，统计脑波同频系数，及时发现脑波不同频区域。脑电同频刺激方法通过视、听刺激和眼睛运动以及辅助的微电流刺激，达到安全的脑电同频目的，且结合脑电同频检测方法，进行脑定点同频电刺激，高效可靠地诱导脑波同频震荡，诱发正常睡眠。脑电同频刺激装置，能够在脑电信号实时调节下的正常生理刺激和眼睛运动诱导睡眠，具体的是基于视觉刺激引导的眼睛运动(快速跳动、匀速跟踪运动)结合同步同频率的听觉刺激诱导睡眠；对于部分难以被视、听刺激诱导入睡的严重失眠病人，还可配合定点微量电刺激帮助达到全脑慢波震荡，具有快速、安全地诱导睡眠的功能。

Description

脑电同频检测方法、脑电同频刺激方法与装置
技术领域
本发明涉及脑电同频技术，尤其涉及一种脑电同频检测方法、基于该脑电同频检测方法的脑电同频刺激方法与装置。
背景技术
近年来，快节奏、高压力、多噪音的城市生活致使越来越多的人难以入眠，进而成为失眠症病人。2002年美国的一项调查发现成年人失眠症的发病率为58％。我国近期调查的结果显示成年人失眠症的发病率和美国大致相同。失眠症严重地折磨患者的身心健康，长期失眠往往伴随其它严重的心理、精神障碍，影响病人的生活和工作的质量，甚至导致病人以自杀为代价摆脱失眠的痛苦。
尽管世界多个国家投入大量的人力和物力研究失眠症的病因和治疗方法，但截止目前仍没有理想的治疗手段。临床医生对失眠症病人的治疗以口服化学性药物为主。虽然化学性药物有显效快、短期疗效显著等特点，但长期服用会产生药物依赖和一定的副作用。慢性失眠症的病人不得不终身服药，并不断加大药物剂量以达到原有的治疗效果。俗话说“是药三分毒”,长期服用化学药物加重了患者的心理和精神负担。因此，急待开发非药物性治疗的方法。
连续监测的脑电图显示，和清醒时相比睡眠状态下的脑电波处于全脑同步慢波震荡中。如何诱发出同步慢波震荡的大脑电波，将是物理治疗失眠症的一个重要环节。听觉刺激虽然安全，但人类大脑接收听觉刺激的脑区部位较小，不易把整个大脑的活动同步起来。反之，人类大脑中三分之一的皮层为视觉皮层，几乎同时可被视觉刺激激活。另外，控制眼睛运动的脑区散布在大脑额叶和顶叶中的多个部位。利用大脑结构的这些特征性，同步的慢波视听刺激以及同步同频的眼睛运动可在较短的时间内诱发整个大脑的同频率电活动，达到催眠大脑的目的。
近年来市场出现了几款用于帮助睡眠的仪器，包括利用听觉、视觉等间接刺激以及磁场、电流等直接刺激方式，但当前催眠仪器的效果并不理想，尤其是直接向脑内输入电、磁来达到干预大脑活动的方式，会引起非预期的效果，严重的可诱发局部和全身癫痫发作，其安全性有待考评。
目前具有代表性的基于脑电检测的睡眠仪器如下：
D1：中国专利ZL 200910312825.6公开的催眠装置及方法；
D2：中国专利ZL 93107366.9公开的快速催眠仪；
D3：中国专利ZL 201120089419.0公开的催眠枕；
其中，D1公开了采取“脑电波感受器”采集睡眠时人脑电波频率的技术，其技术目的是通过采集的脑电波频率与设定的频率区间对比，判断采集对象是否已进入睡眠状态，若否，则采用播放音乐，直到进入受体进入睡眠；
D2公开了利用“电极”实时采集人脑电波频率的技术，其技术目的是根据采集的脑电波频率，向采集对象施加与脑电波同频的“低频电流刺激”，具体的是“利用电极将信号引出，经衬垫加载患者的相应穴位；治疗时，是利用所述电极输出的低频电流连续刺激患者的神经系统，控制交感神经的兴奋性，起到引起慢睡眠初始状态的特征的作用….”。
D3公开了利用“脑电波测试仪”采集脑电波的技术，其技术目的是“通过脑电波测试仪将信号传送给音乐播放器，来选择适合的睡眠音乐”。
然后，根据统计，由于个体的差异，每个个体睡眠的脑电同步慢波频率均不相同，大致符合区间为7HZ-15HZ内的正态分布，其中1OHZ最高；根据检测，入睡过程中人脑慢波频段随着时间变化而变化的，且不同脑区对应的慢波频段不同，D1-D3均只是采用简单的刺激，均未记载视觉刺激以及眼球运动刺激等方式；由于听觉神经脑区刺激覆盖面少，无法引起全脑慢波同步，且简单的音乐没有节律性，不能根据脑波的变化进行及时调整，效果非常不理想。
无论是D1-D3，还是现有技术，均没有记载脑波同频检测的方法，这就无法识别脑部各个区域的频率相关程度，也无法及时发现导致脑波难以同频的关键区域，也就无法实现针对性的刺激，更无法实现脑波同频刺激。
发明内容
本发明的目的是提供一种脑电同频检测方法、基于该脑电同频检测方法的脑电同频刺激方法与装置，它具有及时发现脑部不同频区域，实现定点刺激，且刺激方式安全可靠，能同时激活多个脑区，达到大脑慢波同步的目的。
本发明是这样来实现的，一种脑电同频检测方法，其特征在于，它包括如下步骤：
(1)采集脑电信号并预处理：通过脑电采集单元实时采集在时域上的脑电数据，并对采集到的脑电信号分段做局部实时处理，对每段数据做加窗函数处理；
(2)计算脑电同步性：利用同频分析模块处理(1)中得到的数据，具体如下：
对(1)中得到的每个窗函数内的数据做离散傅里叶变换，Xi n(k)和Xj n(k)分别代表第n时间段内i电极和j电极采集的脑电数据的DFT值；i和j信号的各自功率谱和互功率谱为：
其中第k个值于频率分量fk的关系为：
M为每个时间段内采样点数，fs为采样率；
定义相干系数为：
Cij 2(k)取值为[0,1]，定义多个电极采集到的脑电信号的总体相关性系数:
ρ(k)的取值为[0,1]，表示在不同频段各个脑区总体的相关程度，取值越大表示导电信号在该频率值上的同步性越好；
(3)输出检测的同频数值，将(2)中得到的ρ(k)的数值转换为电信号，并输出为视频显示或语音。
一种脑电同频刺激方法，其特征在于，它包括如下步骤：
(1)采集人体睡眠时的脑电信号，并根据上述的脑电同频检测方法得到此时脑电信号的总体相关系数ρ(k)，以此时检测的ρ(k)作为同步程度的阈值；每个人的阈值不同，当其处于睡眠状态时，脑电达到的同步程度也不同，因此这里需要采集人体睡眠时的脑电信号，进而计算此时的总体相关系数ρ(k)；基于睡眠时脑电同频度最大原理，此时的ρ(k)代表相关程度是最大数值，可作为该个体睡眠时的同步程度的阈值。
(2)采集人体清醒时的脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法得到此时脑电信号的总体相关系数ρ(k)，选取ρ(k)最大区间对应的频段A，频段A代表大脑的大部分区域的活动频段；
(3)体外对人体施加声音刺激和/或视觉刺激，设置声音刺激和/或视觉刺激的频率，使大脑对应区域产生与频段A相同频段的脑电波，设定施加刺激的持续时间为T；
(4)在T时间内，持续采集脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，根据ρ(k)调节声音刺激和/或视觉刺激的频段，此时声音刺激和/或视觉刺激频段的调节使得此时的总体相关系数ρ(k)更接近于同步程度的阈值；
(5)T时间后，采集此时的脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计算此时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，对比此时总体相关系数ρ(k)与步骤(1)中同步程度的阈值，若总体相关系数ρ(k)小于同步程度的阈值，则进行步骤(6)，否则结束同频刺激步骤；
(6)根据总体相关系数ρ(k)，查找到影响总体相关系数ρ(k)的脑电信号所对应的电极位置，在此位置对应的脑区施加电流刺激，和/或体外对人体施加声音刺激和/或视觉刺激；且持续采集脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，根据ρ(k)调节电流刺激和/或声音刺激和/或视觉刺激的频段，此时电流刺激和/或声音刺激和/或视觉刺激的调节使得此时的总体相关系数ρ(k)最接近于同步程度的阈值；
(7)重复步骤(6)，直到总体相关系数ρ(k)大于或等于同步程度的阈值，实现脑电同频。
一种基于同频检测的同频刺激装置，其特征在于，它包括
脑电采集单元，利用位于脑部的电极实时采集脑电信号；
同频分析模块，接收脑电采集单元采集的脑电信号数据，并基于上述的脑电同频检测方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)；
设置模块，连接于同频分析模块，用于设置同步程度的阈值；
刺激控制单元,分别连接于同频分析模块、视觉刺激产生单元、听觉刺激产生单元和电刺激产生单元，刺激控制单元接收来自同频分析模块的电信号，根据上述的脑电同频刺激方法控制视觉刺激产生单元、听觉刺激产生单元和电刺激产生单元；
显示模块和语音模块，均连接于同频分析模块，用于提示与显示脑波同步信息。
所述基于同频检测的同频刺激装置还包括电源模块和开关模块，其中开关模块连接于电源模块和同频分析模块之间。
优选的是：所述视觉刺激产生单元为3D激光投影装置或全息投影装置，其产生作用于视觉神经，并可被人眼追踪的节律性影像。
优选的是：所述听觉刺激产生单元为双耳扬声器，且能产生节律性音频。
优选的是：所述电刺激产生单元为内置有定位电极的帽子，所述定位电极紧贴人体头部，用于收集脑电信号以及在刺激控制单元的控制下向电极所在位置施加电刺激。
优选的是：所述帽子还集成有所述听觉刺激产生单元和视觉刺激产生单元。
本发明的有益效果为：
1、本发明公开了一种脑电同频检测的方法，它能够根据测得的脑电数据，统计脑波同频系数，及时发现脑波不同频区域。
2、本发明还公开了一种脑电同频刺激方法，通过视、听刺激和眼睛运动以及辅助的微电流刺激，达到安全的脑电同频目的，且结合脑电同频检测方法，实现定向同频刺激，高效可靠地诱导脑波同频震荡，诱发正常睡眠。
3、本发明还公开了一种脑电同频刺激装置，能够在脑电信号(EEG)实时调节下的正常生理刺激和眼睛运动诱导睡眠，具体的是基于视觉刺激引导的眼睛运动(快速跳动、匀速跟踪运动)结合同步同频率的听觉刺激诱导睡眠。同时，记录EEG信号的电极还可用来向脑内直接输入微量电流(和视、听刺激同步同频)以帮助视、听刺激达到全脑慢波震荡(深度睡眠脑电波)。对于部分难以被视、听刺激诱导入睡的严重失眠病人，还可配合微量电刺激帮助达到全脑慢波震荡。
附图说明
图1为本发明同频刺激装置的结构拓扑图。
图2为本发明同频刺激装置结构原理方框图。
图3为本发明同频刺激装置一个具体实施例中工作原理方框图。
图4为脑电同频刺激方法的简易流程图。
图5为脑电同频刺激方法具体实施例的仿真图。
图6为图5所示具体实施例计算结果仿真图。
具体实施方式
下面结合附图对本发明的具体实施方式作进一步说明。
本发明关键是提供一种能够及时发现脑波不同频区域的检测方法，具体如下包括如下步骤：
(1)采集脑电信号并预处理：通过脑电采集单元实时采集在时域上的脑电数据，并对采集到的脑电信号分段做局部实时处理，对每段数据做加窗函数处理；
(2)计算脑电同步性：利用同频分析模块处理(1)中得到的数据，具体如下：
对(1)中得到的每个窗函数内的数据做离散傅里叶变换，Xi n(k)和Xj n(k)分别代表第n时间段内i电极和j电极采集的脑电数据的DFT值；i和j信号的各自功率谱和互功率谱为：
其中第k个值于频率分量fk的关系为：
M为每个时间段内采样点数，fs为采样率；
定义相干系数为：
Cij 2(k)取值为[0,1]，定义多个电极采集到的脑电信号的总体相关性系数:
ρ(k)的取值为[0,1]，表示在不同频段各个脑区总体的相关程度，取值越大表示导电信号在该频率值上的同步性越好；
(3)输出检测的同频数值，将(2)中得到的ρ(k)的数值转换为电信号，并输出为视频显示或语音。
将脑电采集单元采集到的脑电信号送入电脑做计算，根据公式(1)得出每路信号的功率谱和互功率谱，然后根据公式(3)进行同步分析。根据公式(4)算出的总体相关系数观察各路脑电信号的总体相关程度，相关程度比较高的频段代表大脑的大部分区域的活动频段。
如图4所示，本发明另一关键是提供一种能够诱发脑波同频震荡的脑电同频刺激方法，它包括可调频率的视觉刺激下进行同步的眼睛运动，并结合同频率的听觉刺激，辅以必要的电刺激，以达到诱发大脑的同频率电活动的目的，从而诱导出现全脑同步慢波(WBSSL)，可显著提高诱导睡眠的质量和效率。
它包括如下步骤：
(1)采集人体睡眠时的脑电信号，并根据上述的脑电同频检测方法得到此时脑电信号的总体相关系数ρ(k)，以此时检测的ρ(k)作为同步程度的阈值；
(2)采集人体清醒时的脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法得到此时脑电信号的总体相关系数ρ(k)，选取ρ(k)最大区间对应的频段A，频段A代表大脑的大部分区域的活动频段；
(3)体外对人体施加声音刺激和/或视觉刺激，设置声音刺激和/或视觉刺激的频率，使大脑对应区域产生与频段A相同频段的脑电波，设定施加刺激的持续时间为T；
(4)在T时间内，持续采集脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，根据ρ(k)调节声音刺激和/或视觉刺激的频段，此时声音刺激和/或视觉刺激频段的调节使得此时的总体相关系数ρ(k)更接近于同步程度的阈值；
(5)T时间后，采集此时的脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计算此时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，对比此时总体相关系数ρ(k)与步骤(1)中同步程度的阈值，若总体相关系数ρ(k)小于同步程度的阈值，则进行步骤(6)，否则结束同频刺激步骤；
(6)根据总体相关系数ρ(k)，查找到影响总体相关系数ρ(k)的脑电信号所对应的电极位置，在此位置对应的脑区施加电流刺激，和/或体外对人体施加声音刺激和/或视觉刺激；且持续采集脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，根据ρ(k)调节电流刺激和/或声音刺激和/或视觉刺激的频段，此时电流刺激和/或声音刺激和/或视觉刺激的调节使得此时的总体相关系数ρ(k)最接近于同步程度的阈值；其中，根据总体相关系数ρ(k)，查找到影响总体相关系数ρ(k)的脑电信号所对应的电极位置是非常关键的技术，它是通过观察每个电极采集信号的功率谱和步骤(3)所述同步频段A是否匹配来寻找没有达到同步的电极位置。(7)重复步骤(6)，直到总体相关系数ρ(k)大于或等于同步程度的阈值，实现脑电同频。医护人员预设同步程度的阈值，根据具体情况的需要将声音刺激和视觉刺激调整到该频率上,使全脑的慢波震荡渐渐达到同步。还需实时通过脑电同频检测方法跟踪脑电同频程度，在整个刺激过程中，均需观察各路信号的频率和全脑总体同步震荡频率。如果经过长时间的声音刺激和视觉刺激后发现某个脑区的震荡频率无法和全脑震荡频率达到同步，可以适当给予微弱电流刺激。同时，直到公式(4)计算出的总体相关系数大于或等于阈值。
下面通过具体数据实施例与仿真模拟对上述方法做进一步说明：
对于脑电同频刺激方法，以一个具体实施对象为例；
(1)采集实施对象睡眠时的脑电信号，共30个channel，并根据上述的脑电同频检测方法得到此时脑电信号的总体相关系数ρ(k)为0.9，以此时检测的ρ(k)作为同步程度的阈值；根据实际情况，对ρ(k)设定区间，当ρ(k)＜0.8时，脑部视觉、听觉、以及运动神经处于显著不同频状态，应当施加声音刺激和/或视觉刺激，而当0.9＞ρ(k)≥0.8时，则脑部视觉、听觉、以及运动神经脑波处于同频状态；
(2)采集实施对象清醒时的脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法得到此时脑电信号的总体相关系数ρ(k)为0.6，选取ρ(k)最大区间对应的频段A为9.5-10.5Hz，频段A代表大脑的大部分区域的活动频段；
(3)体外对人体施加声音刺激和/或视觉刺激，设置声音刺激和/或视觉刺激的频率，使大脑对应区域产生与频段A相同频段的脑电波，设定施加刺激的持续时间为5min；
(4)在5min时间内，持续采集脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，根据ρ(k)调节声音刺激和/或视觉刺激的频段，此时声音刺激和/或视觉刺激频段的调节使得此时的总体相关系数ρ(k)更接近于同步程度的阈值，此时系数ρ(k)趋于0.8；根据实际，可首选视觉刺激，因为视觉皮层占据约1/3面积大脑皮层，可产生最佳的效果。
(5)5min时间后，采集此时的脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计算此时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)为0.8，小于同步程度的阈值0.9，则进行步骤(6)；
(6)根据总体相关系数ρ(k)，查找到影响总体相关系数ρ(k)为0.8时脑电信号所对应的电极位置，在此位置对应的脑区施加电流刺激，和/或体外对人体施加声音刺激和/或视觉刺激；且持续采集脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，根据ρ(k)调节电流刺激和/或声音刺激和/或视觉刺激的频段，此时电流刺激和/或声音刺激和/或视觉刺激的调节使得此时的总体相关系数ρ(k)最接近于同步程度的阈值；
(7)重复步骤(6)，在步骤(6)施加定位电刺激后，总体相关系数ρ(k)总已趋于0.9，再施加5min的视觉刺激，即总体相关系数ρ(k)已等于同步程度的阈值0.9，实现了脑电同频；
下面结合脑电同频检测方法，详细阐述上述同频刺激步骤中的步骤(5)、(6)，根据脑电采集单元采样的30个channel信号，经检测，其中有28路信号达到同步，频率随机分布在10±0.2Hz范围内，另外两路分别设为15Hz和20Hz，不失一般性，将这两路设为15和16。每个Channel的信噪比为1dB，用矩阵X表示某段时间内采到的30个Channel的数据，利用一下公式计算这个时间段内信号的相关性矩阵如下：
R＝corrcoef(X)
R为一个30×30的矩阵，每个元素表示相互两路信号的相关性，
然后将矩阵R的每一列求和得到一个1×30的向量，表示每路信号和其他信号的总体相关程度。可以用来寻找是哪些路信号没有达到同步，这就对应找到了脑电采集单元所对应的电极。然后利用公式(4)来计算总体相关程度。用MATLAB仿真以上步骤，结果如图5所示，通过图5发现：发现第15路和16路两个channel的信号和其他路信号相关程度较低。图6是根据公式(4)计算的结果，可以看出整个脑区的信号在10Hz附近同步程度最高，和仿真的设定吻合，总体相关系数ρ(k)为0.8，这是因为有两路信号没有同步以及噪声的影响；由于第15路和16路两个channel未同频，则对这两个电极给予少许微电流刺激，则总体相关系数ρ(k)已显著趋于0.9。
如图1、图2和图3所示，一种基于同频检测的同频刺激装置，它包括
脑电采集单元，利用位于脑部的电极实时采集脑电信号；同频分析模块，接收脑电采集单元采集的脑电信号数据，并基于上述的脑电同频检测方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)；设置模块，连接于同频分析模块，用于设置同步程度的阈值；刺激控制单元,分别连接于同频分析模块、视觉刺激产生单元、听觉刺激产生单元和电刺激产生单元，刺激控制单元接收来自同频分析模块的电信号，根据上述的脑电同频刺激方法控制视觉刺激产生单元、听觉刺激产生单元和电刺激产生单元；显示模块和语音模块，均连接于同频分析模块，用于提示与显示脑波同步信息。
所述基于同频检测的同频刺激装置还包括电源模块和开关模块，其中开关模块连接于电源模块和同频分析模块之间。
所述视觉刺激产生单元为3D激光投影装置或全息投影装置，其产生作用于视觉神经，并可被人眼追踪的节律性影像。视觉刺激产生单元将产生类似睡眠状态的alpha频率(～10赫兹)的视觉刺激，例如，匀速来回移动的光点。患者的眼睛可跟踪此视觉刺激。激光投影的移动并不限于水平方向。患者还可以选择多种形式的、易于诱导失眠的视觉刺激。
所述听觉刺激产生单元为双耳扬声器，且能产生节律性音频。音频刺激也有几种选择。实际优选是一个高音和低音符之间振荡频率。也可以选择安静的音乐(如冥想音乐)或催眠的声音代替。另外，还用于根据全脑EEG同步震荡的程度估算诱导失眠的程度并以语音的形式实时反馈给病人。此种方式可利用EEG信号作为实时反馈来训练病人主动进入睡眠。
所述电刺激产生单元为内置有定位电极的帽子，所述定位电极紧贴人体头部，用于收集脑电信号以及在刺激控制单元的控制下向电极所在位置施加电刺激。该帽子不仅作为大脑电活动的记录装置，也将根据该患者的脑电有选择地发送微电流，直接刺激大脑。听觉刺激产生单元和视觉刺激产生单元均集成到所述帽子中。
具体实施中，该同频刺激装置可如图1和图3所示，将相关计算功能模块，如同频分析模块、设置模块、刺激控制单元和显示模块、语音模块均集成到一台计算机中，这样一台计算机可完成功率谱计算、同步分析，刺激控制以及对比显示等功能，按照上述同频刺激方法，即可完成脑电慢波诱导的操作。
本发明不使用任何化学物质或药物，所以相对安全。它使用的主要刺激为正常生理刺激，安全无害；且结合同频同步的视、听刺激和眼睛运动，同时激活多个脑区，达到大脑活动同步化的目的。电刺激为备选方式：不仅将EEG电极用作记录脑电活动的装置，而且也可以有选择地发送微电流直接刺激不同的大脑区域。

Claims (7)

1.一种脑电同频刺激方法，它基于一种脑电同频检测方法，该脑电同频检测方法包括如下步骤：
(1)采集脑电信号并预处理：通过脑电采集单元实时采集在时域上的脑电数据，并对采集到的脑电信号分段做局部实时处理，对每段数据做加窗函数处理；
(2)计算脑电同步性：利用同频分析模块处理(1)中得到的数据，具体如下：
对(1)中得到的每个窗函数内的数据做离散傅里叶变换，Xi n(k)和Xj n(k)分别代表第n时间段内i电极和j电极采集的脑电数据的DFT值；i和j信号的各自功率谱和互功率谱为：
其中第k个值与频率分量fk的关系为：
M为每个时间段内采样点数，fs为采样率；
定义相干系数为：
Cij 2(k)取值为[0,1]，定义多个电极采集到的脑电信号的总体相关性系数:
ρ(k)的取值为[0,1]，表示在不同频段各个脑区总体的相关程度，取值越大表示脑电信号在该频率值上的同步性越好，其中K为记录的脑电信号的数目；
(3)输出检测的同频数值，将(2)中得到的ρ(k)的数值转换为电信号，并输出为视频显示或语音；
其特征在于，所述脑电同频刺激方法包括如下步骤：
(1)采集人体睡眠时的脑电信号，并根据上述的脑电同频检测方法得到此时脑电信号的总体相关系数ρ(k)，以此时检测的ρ(k)作为同步程度的阈值；(2)采集人体清醒时的脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法得到此时脑 电信号的总体相关系数ρ(k)，选取ρ(k)最大区间对应的频段A，频段A代表大脑的大部分区域的活动频段；
(3)体外对人体施加声音刺激和/或视觉刺激，设置声音刺激和/或视觉刺激的频率，使大脑对应区域产生与频段A相同频段的脑电波，设定施加刺激的持续时间为T；
(4)在T时间内，持续采集脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，根据ρ(k)调节声音刺激和/或视觉刺激的频段，此时声音刺激和/或视觉刺激频段的调节使得此时的总体相关系数ρ(k)更接近于同步程度的阈值；
(5)T时间后，采集此时的脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计算此时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，对比此时总体相关系数ρ(k)与步骤(1)中同步程度的阈值，若总体相关系数ρ(k)小于同步程度的阈值，则进行步骤(6)，否则结束同频刺激步骤；
(6)根据总体相关系数ρ(k)，查找到影响总体相关系数ρ(k)的脑电信号所对应的电极位置，在此位置对应的脑区施加电流刺激，和/或体外对人体施加声音刺激和/或视觉刺激；且持续采集脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，根据ρ(k)调节电流刺激和/或声音刺激和/或视觉刺激的频段，此时电流刺激和/或声音刺激和/或视觉刺激的调节使得此时的总体相关系数ρ(k)最接近于同步程度的阈值；(7)重复步骤(6)，直到总体相关系数ρ(k)大于或等于同步程度的阈值，实现脑电同频。
2.一种基于同频检测的同频刺激装置，其特征在于，它包括
脑电采集单元，利用位于脑部的电极实时采集脑电信号；
同频分析模块，接收脑电采集单元采集的脑电信号数据，并基于权利要求1所述的脑电同频检测方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)；
设置模块，连接于同频分析模块，用于设置同步程度的阈值；
刺激控制单元,分别连接于同频分析模块、视觉刺激产生单元、听觉刺激产生单元和电刺激产生单元，刺激控制单元接收来自同频分析模块的电信号，根据权利要求1所述的脑电同频刺激方法控制视觉刺激产生单元、听觉刺激产生单元和电刺激产生单元；
显示模块和语音模块，均连接于同频分析模块，用于提示与显示脑波同步信息。
3.如权利要求2所述的基于同频检测的同频刺激装置，其特征在于，所述基于同频检测的同频刺激装置还包括电源模块和开关模块，其中开关模块连接于电源模块和同频分析模块之间。
4.如权利要求3所述的基于同频检测的同频刺激装置，其特征在于，所述视觉刺激产生单元为3D激光投影装置或全息投影装置，其产生作用于视觉神经，并可被人眼追踪的节律性影像。
5.如权利要求4所述的基于同频检测的同频刺激装置，其特征在于，所述听觉刺激产生单元为双耳扬声器，用于产生节律性音频。
6.如权利要求2-5中任意一项所述的基于同频检测的同频刺激装置，其特征在于，所述电刺激产生单元为内置有定位电极的帽子，所述定位电极紧贴人体头部，用于收集脑电信号以及在刺激控制单元的控制下向电极所在位置施加电刺激。
7.如权利要求6所述的基于同频检测的同频刺激装置，其特征在于，所述帽子还集成有所述听觉刺激产生单元和视觉刺激产生单元。
CN201510195325.4A 2015-04-23 2015-04-23 脑电同频检测方法、脑电同频刺激方法与装置 Active CN104825159B (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201510195325.4A CN104825159B (zh) 2015-04-23 2015-04-23 脑电同频检测方法、脑电同频刺激方法与装置

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201510195325.4A CN104825159B (zh) 2015-04-23 2015-04-23 脑电同频检测方法、脑电同频刺激方法与装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN104825159A CN104825159A (zh) 2015-08-12
CN104825159B true CN104825159B (zh) 2017-08-22

Family

ID=53803649

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201510195325.4A Active CN104825159B (zh) 2015-04-23 2015-04-23 脑电同频检测方法、脑电同频刺激方法与装置

Country Status (1)

Country Link
CN (1) CN104825159B (zh)

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11116437B2 (en) * 2014-11-13 2021-09-14 Cyrebro Technologies Scoring method based on improved signals analysis
CN105266805B (zh) * 2015-10-23 2018-10-09 华南理工大学 一种基于视听觉脑机接口的意识状态检测方法
CN108309285A (zh) * 2017-01-18 2018-07-24 周常安 生理共振刺激方法与系统以及电刺激方法与装置
WO2017125081A1 (zh) * 2016-01-22 2017-07-27 周常安 眼镜式生理感测装置及具生理讯号撷取功能的眼镜结构与眼镜组合
CN106994013A (zh) * 2016-01-22 2017-08-01 周常安 穿戴式生理共振刺激系统、电刺激装置及生理活动感测装置
WO2017125082A1 (zh) * 2016-01-22 2017-07-27 周常安 穿戴式生理活动感测装置及系统
CN105833411A (zh) * 2016-03-03 2016-08-10 太原特玛茹电子科技有限公司 一种新型智能助眠和自然唤醒的方法及装置
CN110035696B (zh) * 2016-12-06 2022-07-05 皇家飞利浦有限公司 用于确定对象中的参考慢波活动的系统和方法
CN106919956A (zh) * 2017-03-09 2017-07-04 温州大学 基于随机森林的脑电波年龄预测系统
FR3070852B1 (fr) * 2017-09-08 2019-09-20 Centre National De La Recherche Scientifique Decodage de l'attention visuelle d'un individu a partir de signaux electroencephalographiques
CN107967064B (zh) * 2018-01-22 2020-02-28 南京邮电大学 基于脑机接口与激光辅助瞄准的智能家居控制系统
CN108815674A (zh) * 2018-03-30 2018-11-16 广东欧珀移动通信有限公司 调节睡眠方法及相关产品
CN110833407B (zh) * 2019-09-17 2022-06-14 首都医科大学宣武医院 基于matlab的皮质-皮质间诱发电位数据处理方法
CN111543986B (zh) * 2020-05-12 2021-03-02 清华大学 一种无需硬件连接的脑电事件同步方法
CN114081509B (zh) * 2021-11-12 2022-10-11 郑州市中心医院 一种脑电波中癫痫电波识别方法及系统
CN115430002A (zh) * 2022-09-30 2022-12-06 嘉兴慕思寝室用品有限公司 一种基于脑电波的定制化助眠方法及设备、存储介质
CN116036475A (zh) * 2022-11-28 2023-05-02 中国科学院自动化研究所 经眼眶电刺激装置
CN116919424B (zh) * 2023-08-24 2024-05-03 之江实验室 脑机接口康复装置和电子设备
CN117281994A (zh) * 2023-11-14 2023-12-26 北京理工大学 基于声音刺激导航的闭环时间干扰声电调控系统及方法

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6622036B1 (en) * 2000-02-09 2003-09-16 Cns Response Method for classifying and treating physiologic brain imbalances using quantitative EEG
CN101836863B (zh) * 2009-03-19 2013-12-11 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 使用两通道监护患者的方法和系统
CN101887307B (zh) * 2010-06-03 2011-12-07 西安交通大学 一种多频率时序组合的稳态视觉诱发电位脑-机接口方法
CN102488514B (zh) * 2011-12-09 2013-10-23 天津大学 基于自主、刺激动作模态下的脑肌电相关性的分析方法

Also Published As

Publication number Publication date
CN104825159A (zh) 2015-08-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN104825159B (zh) 脑电同频检测方法、脑电同频刺激方法与装置
CN104768449B (zh) 检查相位分布确定不同脑区间病理相互作用的设备
JP2023521187A (ja) 脳波に対する測定、分析、制御に基づく音響電気刺激ニューロモデュレーション方法および装置
US8838247B2 (en) Transcranial stimulation device and method based on electrophysiological testing
CN108078565A (zh) 一种睡眠监测反馈及睡眠自动改善装置
KR20190058538A (ko) 다기능 폐쇄 루프 신경 피드백 자극 디바이스 및 그 방법
US20150105837A1 (en) Brain therapy system and method using noninvasive brain stimulation
US11543879B2 (en) System for communicating sensory information with an interactive system and methods thereof
CN106933348A (zh) 一种基于虚拟现实的脑电神经反馈干预系统及方法
US10688274B1 (en) Systems and methods for multi-modal and non-invasive stimulation of the nervous system
EP3188794B1 (de) Vorrichtung zur nicht-invasiven neurostimulation mittels mehrkanal-bursts
CN109152917A (zh) 监管装置和相关联方法
JP2017535364A (ja) 様々な刺激系列による効果的な非侵襲性神経刺激のためのデバイスおよび方法
CN107041747B (zh) 一种用于脊柱整复系统的呼吸指示装置
CN110623664A (zh) 一种集脑波信号接收和处理的控制系统及方法
US20220117837A1 (en) Vibration producing device with sleep cycle function and transducer
CN107280664A (zh) 一种基于疼痛脑响应的术前及术中麻醉深度评估的方法
US20230008214A1 (en) Vibration producing device with sleep cycle function and transducer
CN107041748B (zh) 一种用于脊柱整复系统心电触发磁疗装置
CN107041746B (zh) 一种用于脊柱整复系统的磁疗装置
CN107041995B (zh) 一种用于脊柱整复系统的磁疗装置
CN107041750B (zh) 一种用于脊柱整复系统的经颅磁刺激装置
CN204655741U (zh) 一种具有催眠功能的脑电同频刺激装置
CN106901730A (zh) 一种脊柱整复系统
CN106901729B (zh) 一种用于脊柱整复系统的药物涂层

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
EXSB Decision made by sipo to initiate substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant