CN105455806B - 基于gmi效应的脑磁信号探头、传感器及采集系统 - Google Patents

基于gmi效应的脑磁信号探头、传感器及采集系统 Download PDF

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Abstract

本发明公开了一种基于GMI效应的脑磁信号探头、传感器及采集系统，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三组非晶丝，每一组非晶丝包括至少一根非晶丝，任意相邻两组非晶丝之间形成夹角，每一组非晶丝上套设有拾取线圈；脑磁信号传感器包括前述脑磁信号探头和传感器外围电路；脑磁信号采集系统包括脑磁信号接收模块、信号采集器和至少一个前述的脑磁信号传感器。本发明能实现“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、检测精度高、稳定可靠的优点。

Description

基于GMI效应的脑磁信号探头、传感器及采集系统
技术领域
本发明涉及脑机接口技术研究实验的脑磁信号采集装置，具体涉及一种基于GMI效应的脑磁信号探头、传感器及采集系统。
背景技术
脑机接口(Brain-Computer Interface,BCI)作为一种能将大脑思维意识直接转换成外部设备控制指令的新型人机交互技术，其潜在的应用价值在学术研究、康复医疗以及军事作战等领域内正得到越来越广泛的关注。目前，国内外相关研究团队已经开发出一些令人印象深刻的脑机接口演示系统(比如思维字符拼写、脑控轮椅等)，但这些系统的使用环境仍局限于实验室之中，且使用者在没有专业人士介入的情况下很难长期使用BCI系统。这其中一个重要原因是作为BCI系统信号源的脑电(EEG)信号检测手段仍采用传统的接触式测量方式，且需要一些辅助处理(比如涂抹导电膏)来提高信号采集质量。这类传统的检测手段存在实验准备时间长、电极帽舒适性差、抗干扰性能和维持性都达不到实用性要求的缺陷，还远远做不到实用脑机接口系统所期望的“即插即用”和“随时可用”的理想目标。采用脑磁信号替代脑电信号作为BCI中用于检测脑信号的重要手段，可以有效避免传统的EEG采集技术中必须采用接触式采集方式的缺点，大大提高信号的稳定性和长期使用性，并且可以真正实现“即插即用”和“随时可用”的目标。然而，传统的脑磁检测手段，如脑磁图(MEG)，虽然可以实现相比于脑电更为灵敏、安全，且可以非接触测量，但由于MEG设备通常庞大、昂贵，而且必须在磁屏蔽室中进行，使得目前脑磁信号仍然无法成为实用BCI设备的检测手段。
GMI效应，就是当软磁性材料(多为Co基非晶和Fe基纳米晶)的丝或条带通以交流电流Iac时，材料两端感生的交流电压Uw随着丝纵向所加的外磁场Hex的变化而灵敏变化的现象，其实质是非晶丝自身的阻抗随外加磁场的灵敏变化。通过信号采集线圈，我们可以将阻抗值转化为电压值，从而实现对外磁场Hex的测量。GMI磁传感器能够在非磁屏蔽环境中对微弱磁场进行精确探测，从而基于GMI效应的非接触式脑磁信号检测技术，具有快速准备、使用简单和稳定可靠等特点，实现“即插即用”和“随时可用”的大脑活动状态检测，对于提高脑机接口的实用性，将脑机接口拓展到实际应用之中具有重要意义。
在现有非晶丝磁传感器，多数采用单根非晶丝或者相互平行的两根非晶丝放置方法，在磁场检测的过程中，只能够测量出空间磁感应强度矢量在沿非晶丝轴向上的磁场强度，即一维磁场强度。而如果要想获得一个空间点的三维磁感应强度矢量值，一维磁场测量传感器需要进行至少三次不同方向磁场测量。这个过程不仅需要传感器进行精确定轴转动，而且采集到的数据需要经过复杂的处理还原过程。在精度要求极高(pT级)的生物磁场探测中，将会引入极大的空间位移误差，对最终的测量结果产生较大的误差。
发明内容
本发明要解决的技术问题：针对现有技术的上述问题，提供一种能实现“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，准备快速、使用简单、检测精度高、稳定可靠的基于GMI效应的脑磁信号探头、传感器及采集系统。
为了解决上述技术问题，本发明采用的技术方案为：
一种基于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三组非晶丝，每一组非晶丝包括至少一根非晶丝，任意相邻两组非晶丝之间形成夹角，每一组非晶丝上套设有拾取线圈。
优选地，任意相邻两组非晶丝之间形成60°夹角，使三组非晶丝排列呈正三角形状。
优选地，至少一组非晶丝上套设有反馈线圈。
优选地，至少一组非晶丝上套设有校零线圈。
优选地，所述反馈线圈和拾取线圈层叠布置，且所述反馈线圈绕设于拾取线圈外侧；所述校零线圈和拾取线圈层叠布置，且所述校零线圈绕设于拾取线圈外侧。
优选地，所述反馈线圈的匝数为拾取线圈的0.1～5倍，所述校零线圈的匝数为拾取线圈的0.2～1倍，所述拾取线圈的内径L取值为一组非晶丝直径的5～20倍。
本发明还提供一种基于GMI效应的脑磁信号传感器，包括传感器外围电路和至少一个脑磁信号探头，所述脑磁信号探头的输出端和传感器外围电路相连，所述脑磁信号探头为前述基于GMI效应的脑磁信号探头。
优选地，所述传感器外围电路包括脉冲发生器、限流电阻、差分放大电路和两个检测单元，所述脉冲发生器的输出端通过各组非晶丝、限流电阻接地，所述脑磁信号探头的各组非晶丝之间相互并联或者串联，所述检测单元包括模拟开关、充电电容和低通滤波器，两个检测单元的模拟开关分别一端通过一个拾取线圈接地、另一端通过充电电容后接地，所述低通滤波器的输入端连接于模拟开关、充电电容之间，两个检测单元的低通滤波器输出端分别与差分放大电路的输入端相连。
优选地，所述传感器外围电路还包括反馈与偏置电路，所述反馈与偏置电路包括加法器、V/I转换器、偏置电压源和电位器，所述加法器的输入端分别与第一低通滤波器、第二低通滤波器的输出端相连，所述加法器的输出端依次通过V/I转换器、反馈线圈接地，所述偏置电压源的输出端通过电位器、校零线圈接地。
本发明还提供一种基于GMI效应的脑磁信号采集系统，包括脑磁信号接收模块、信号采集器和脑磁检测探头帽，所述脑磁检测探头帽上设有前述基于GMI效应的脑磁信号传感器，所述脑磁信号传感器的输出端通过信号采集器和脑磁信号接收模块相连。
本发明基于GMI效应的脑磁信号探头具有下述优点：
1、本发明包括布置在同一个平面上且呈直条状的至少三组非晶丝，每一组非晶丝包括至少一根非晶丝，任意相邻两组非晶丝之间形成夹角，每一组非晶丝上套设有拾取线圈，在磁场的测量过程中，将两个拾取线圈的输出信号沿剩余的一个拾取线圈的方向进行合成，将合成的输出信号与剩余的一个拾取线圈的信号做矢量差，即得到该点磁场对应电压值，可以根据电压正负号判断磁场的方向，因此只需要进行一次测量即可合成平面磁场的矢量值，使用方便快捷。
2、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，导致在使用非晶丝进行磁场测量必然会存在相应的误差。在本发明的方案中，任意相邻两组非晶丝之间形成夹角，每一组非晶丝上套设有拾取线圈，三个方向的非晶丝组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。
3、本发明包括布置在同一个平面上且呈直条状的至少三组非晶丝，每一组非晶丝包括至少一根非晶丝，任意相邻两组非晶丝之间形成夹角，每一组非晶丝上套设有拾取线圈，因此选择其中两个拾取线圈输出信号经处理后的差分值构成该路非晶丝输出的脑磁信号，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。
本发明基于GMI效应的脑磁信号传感器以及基于GMI效应的脑磁信号采集系统均为包含本发明基于GMI效应的脑磁信号探头的整体产品，因此同样也能够达到本发明基于GMI效应的脑磁信号探头前述的技术效果，故在此不再赘述。
附图说明
图1为本发明实施例一中脑磁信号探头的结构原理图。
图2为本发明实施例一的平面磁场测量原理示意图。
图3为本发明实施例一中单根非晶丝上的线圈剖视结构示意图。
图4为本发明实施例一中脑磁信号传感器的结构原理图。
图5为本发明实施例一中脑磁信号采集系统的结构原理图。
图6为本发明实施例二中脑磁信号探头的结构原理图。
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、V/I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
实施例一：
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三组非晶丝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中也可以根据需要两根或者两根以上的非晶丝11。本实施例包括布置在同一个平面上且呈直条状的至少三组非晶丝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以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，就可以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以得出，只需要两根非平行的非晶丝11上磁场分量的矢量值就可以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，三个方向的三组非晶丝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以得出，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以合成平面磁场的矢量值，因此只要三组非晶丝11中相邻的两组非晶丝11间形成夹角，即可满足三组非晶丝11检测的磁场信号互成冗余的要求，即可以根据三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。
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，使三组非晶丝11排列呈正三角形状。三组非晶丝11三者排列布置呈正三角形状，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——将三组非晶丝11布置在同一个平面，使之成正三角形分布，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，三组非晶丝11排列呈正三角形状，以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，这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。
如图1和图2所示，本实施例在进行检测时，以两个拾取线圈12作为参考线圈，剩余的一个拾取线圈12用于采集信号，分别检测得到的磁场矢量为，其中为两个参考线圈测得的磁场，将进行矢量合成得到场强对其进行正交分解，即对场强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，这样可以得到分量将与作差即可得到所测的动态磁场变化。此外，还可以进一步采用合适的数据处理方法(例如最小二乘法)以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。
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，所以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。
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，所以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，一方面可以调节校零磁场使非晶丝工作在最佳线性区域，另一方面可以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通以相应电流，产生出相应的偏置磁场，使脑磁信号传感器的输出为零，这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。
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。
本实施例中，反馈线圈13的匝数可以根据需要选择为拾取线圈12的0.1～5倍，校零线圈14的匝数可以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匝数可根据需要选择50～500匝。要想达到1pT分辨率脑磁信号的测量，传感器的灵敏度就要达到100kV/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，每匝线圈的感应电压249V/T/turns，拾取线圈12的匝数为50～500匝，假设测量1pT大小的磁场，对应的输出电压为1.245×10-8～1.245×10-7，这样可以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。
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。
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，引起非晶丝11内部阻抗的变化，从而在拾取线圈12中产生感应电压。
如图4所示，传感器外围电路2还包括反馈与偏置电路25，反馈与偏置电路25包括加法器251、V/I转换器253、偏置电压源254和电位器255，加法器251的输入端分别与第一低通滤波器243、第二低通滤波器243的输出端相连，加法器251的输出端依次通过V/I转换器253、反馈线圈13接地，偏置电压源254的输出端通过电位器255、校零线圈14接地。
本实施例中V/I转换器253具体为电阻。偏置电压源254用于给校零线圈14提供电压激励，从而在校零线圈14通以相应电流，产生出偏置磁场，使脑磁信号传感器的输出为零，使得非晶丝11工作在最佳线性区域中。当待检测磁场Hex为零时，使V/I转换器253输出的反馈电流if为零(即反馈磁场Hf为零)，调节图4中的电位器255，使差分放大电路23的输出Vo为零。当外加上待检测磁场Hex时，作为参考线圈的拾取线圈12将产生与待检测磁场Hex方向相反、大小相等的反馈磁场Hf，从而将待检测磁场Hex超出线性工作区域的部分抵消，使非晶丝11始终工作在线性区间内。此时，脑磁信号传感器的输入为外加的待检测磁场Hex，除了差分放大电路23的输出Vo外，脑磁信号传感器还输出反馈电流if，而反馈电流if与反馈磁场Hf是成正比的，从而可以极大地拓展脑磁信号传感器的量程。设反馈线圈13的阻抗为Zf，V/I转换器253的阻抗值ZVI，则流过反馈线圈13的反馈电流if如式(1)所示；
式(1)中，if为反馈电流，v1为一个低通滤波器243的输出电压，v2为另一个低通滤波器243的输出电压，Zf为反馈线圈13的阻抗，ZVI为V/I转换器253的阻抗值。可此可见，可以调节V/I转换器253的阻抗值ZVI来改变反馈电流if的大小，从而改变整个反馈与偏置电路25的传递函数。
如图5所示，本实施例的基于GMI效应的脑磁信号采集系统包括脑磁信号接收模块3、信号采集器4和脑磁检测探头帽5，脑磁检测探头帽5上设有本实施例前述基于GMI效应的脑磁信号传感器51，脑磁信号传感器51的输出端通过信号采集器4和脑磁信号接收模块3相连。本实施例中，脑磁信号传感器51标准输出0～5V电压信号，各路脑磁信号分别经过信号采集器4进行AD转换后输出到脑磁信号接收模块3，脑磁信号接收模块3具体采用计算机实现。进一步地，本实施例的实现脑磁信号接收模块3的计算机还包括脑磁信号指令下发模块，参见图5，脑磁信号指令下发模块采用适当的分类算法“翻译”收到的脑磁信号，然后将翻译的指令通过无线网络及控制器6下发给受控终端，例如机器人、汽车、轮椅等。
实施例二：
如图6所示，本实施例与实施例一基本相同，其主要区别点为：在实施例一中，一组非晶丝11上套设有反馈线圈13，两组非晶丝11上套设有校零线圈14，因此在初始化图4所示电路连接时，可以根据需要从两个校零线圈14中任意选择一个。而本实施例中两组非晶丝11上套设有反馈线圈13，一组非晶丝11上套设有校零线圈14，因此在初始化图4所示电路连接时，可以根据需要从两个反馈线圈13中任意选择一个，其工作原理与实施例一完全相同，故在此不再赘述。
以上所述仅是本发明的优选实施方式，本发明的保护范围并不仅局限于上述实施例，凡属于本发明思路下的技术方案均属于本发明的保护范围。应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理前提下的若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。

Claims (10)

1.一种基于GMI效应的脑磁信号探头，其特征在于：包括布置在同一个平面上且呈直条状的至少三组非晶丝(11)，每一组非晶丝(11)包括至少一根非晶丝(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)。
2.根据权利要求1所述的基于GMI效应的脑磁信号探头，其特征在于：任意相邻两组非晶丝(11)之间形成60°夹角，使三组非晶丝(11)排列呈正三角形状。
3.根据权利要求2所述的基于GMI效应的脑磁信号探头，其特征在于：至少一组非晶丝(11)上套设有反馈线圈(13)。
4.根据权利要求3所述的基于GMI效应的脑磁信号探头，其特征在于：至少一组非晶丝(11)上套设有校零线圈(14)。
5.根据权利要求4所述的基于GMI效应的脑磁信号探头，其特征在于：所述反馈线圈(13)和拾取线圈(12)层叠布置，且所述反馈线圈(13)绕设于拾取线圈(12)外侧；所述校零线圈(14)和拾取线圈(12)层叠布置，且所述校零线圈(14)绕设于拾取线圈(12)外侧。
6.根据权利要求5所述的基于GMI效应的脑磁信号探头，其特征在于：所述反馈线圈(13)的匝数为拾取线圈(12)的0.1～5倍，所述校零线圈(14)的匝数为拾取线圈(12)的0.2～1倍，所述拾取线圈(12)的内径L取值为一组非晶丝(11)直径的5～20倍。
7.一种基于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)，所述脑磁信号探头(1)的输出端和传感器外围电路(2)相连，其特征在于：所述脑磁信号探头(1)为权利要求1～6中任意一项所述基于GMI效应的脑磁信号探头。
8.根据权利要求7所述的基于GMI效应的脑磁信号传感器，其特征在于：所述传感器外围电路(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)，所述脉冲发生器(21)的输出端通过各组非晶丝(11)、限流电阻(22)接地，所述脑磁信号探头(1)的各组非晶丝(11)之间相互并联或者串联，所述检测单元(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)接地、另一端通过充电电容(242)后接地，所述低通滤波器(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。
9.根据权利要求8所述的基于GMI效应的脑磁信号传感器，其特征在于：所述传感器外围电路(2)还包括反馈与偏置电路(25)，所述反馈与偏置电路(25)包括加法器(251)、V/I转换器(253)、偏置电压源(254)和电位器(255)，所述加法器(251)的输入端分别与第一低通滤波器(243)、第二低通滤波器(243)的输出端相连，所述加法器(251)的输出端依次通过V/I转换器(253)、反馈线圈(13)接地，所述偏置电压源(254)的输出端通过电位器(255)、校零线圈(14)接地。
10.一种基于GMI效应的脑磁信号采集系统，包括脑磁信号接收模块(3)、信号采集器(4)和脑磁检测探头帽(5)，其特征在于：所述脑磁检测探头帽(5)上设有权利要求7～9中任意一项所述基于GMI效应的脑磁信号传感器(51)，所述脑磁信号传感器(51)的输出端通过信号采集器(4)和脑磁信号接收模块(3)相连。
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