CN117899363B - 结合erp的闭环电刺激治疗仪 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种结合ERP的闭环电刺激治疗仪，属于电刺激仪器技术领域，包括人机交互模块、音频模块、监控模块、中央处理模块和刺激模块；本发明通过人机交互模块获取脑电刺激任务，并向监控模块发送脑电监控指令；音频模块生成并播放脑电刺激任务对应的音频片段，以通过听觉刺激产生ERP信号；监控模块通过电极阵列实时采集ERP信号对应的脑电采样信号，并重建得到脑电数字信号；中央处理模块进行Theta节律相位预测后，利用刺激模块根据电流刺激驱动信号，释放经颅电流电刺激信号，实现了靶向施加Theta相位的Gamma频段震荡波幅，完成了闭环电刺激；本发明解决了如何锁定Theta相位的Gamma频段闭环电刺激的问题。
Description
技术领域
本发明属于电刺激仪器技术领域，尤其涉及一种结合ERP的闭环电刺激治疗仪。
背景技术
随着对改善大脑功能和治疗神经疾病的不断研究和探索，除药物治疗外，经颅电刺激也已经成为了治疗各种脑神经类疾病的有效方法之一。电刺激器通常分为开环刺激和闭环刺激，开环刺激通常会产生固定的电刺激脉冲，产生的电刺激脉冲与患者是否处于发作状态无关；而闭环刺激则是通过检测患者神经信号以确定患者的发病情况，并据此调整电刺激的参数，通过采用患者的神经信号作为反馈以启动电刺激，以得到更好的治疗效果。
脑电变化很快，不可能通过人工判断来实时地精确控制刺激信号的产生时间。传统的经颅交流电刺激并未考虑刺激波形和内源大脑震荡之间的相位差对电刺激效果的影响，其效果的变异性非常大。目前各种电刺激器产品一般都无法根据脑电信号的变化状态来闭环式发生刺激信号，并且目前临床采用的电刺激器，无论是侵入式深部脑刺激，还是经颅电刺激，通常都为固定频率和固定波形的开环装置，无法及时捕捉大脑状态的变化，因而无法实时追踪并调控脑功能网络，这就导致目前存在的电刺激仪并不能实现很好的脑电治疗效果。
发明内容
针对现有技术中的上述不足，本发明提供的一种结合ERP的闭环电刺激治疗仪，在接收到脑电刺激任务，并利用外接音频设备对应播放双耳不相互干扰的音频片段时，同步记录期间产生的脑电信号，并持续对ERP信号处理和Theta节律相位预测，实现锁定Theta相位的Gamma频段闭环电刺激，解决了如何锁定Theta相位的Gamma频段闭环电刺激的问题。
为了达到上述发明目的，本发明采用的技术方案为：
本发明提供的一种结合ERP的闭环电刺激治疗仪，包括：
人机交互模块，用于接收脑电刺激任务，基于脑电刺激任务向监控模块发送脑电监控指令，并对脑电任务对应的脑电信号的起始点和结束点进行标记；
音频模块，用于生成脑电刺激任务对应的音频信号，通过外接音频设备播放双耳不相互干扰的音频片段，以通过听觉刺激产生ERP信号；
监控模块，用于基于脑电监控指令，利用电极阵列实时采集ERP信号对应的脑电采样信号，并对脑电采样信号进行重建，得到脑电数字信号；
中央处理模块，用于基于脑电数字信号进行Theta节律相位预测，并向刺激模块发送电流刺激驱动信号；
刺激模块，用于根据电流刺激驱动信号，释放经颅电流刺激信号，以实现锁定Theta相位的Gamma频段闭环电刺激。
本发明的有益效果为：本发明提供的一种结合ERP的闭环电刺激治疗仪，通过人机交互模块接收脑电刺激任务，并向监控模块发送对应的脑电监控指令；通过音频模块生成与脑电刺激任务对应的音频信号后，外接音频播放设备播放双耳不相互干扰的音频片段，以实现通过听觉刺激干扰脑电波变化，产生ERP信号；通过监控模块基于脑电监控指令，同步利用电极阵列实时采集ERP信号对应的脑电采样信号，并重建得到脑电数字信号；通过中央处理模块基于脑电数字信号进行Theta节律相位预测后，利用刺激模块根据电流刺激驱动信号，释放经颅电流电刺激信号，实现了靶向施加Theta相位的Gamma频段震荡波幅，最终实现了闭环电刺激，提升了治疗效果。
进一步地，还包括电源模块，用于为人机交互模块、音频模块、监控模块、中央处理器模块和刺激模块的正常工作供电。
采用上述进一步方案的有益效果为：通过电源模块供能，以保障结合ERP的闭环电刺激治疗仪正常运行和工作。
进一步地，还包括存储器模块，用于将脑电刺激任务、ERP信号对应的脑电采样信号、重建脑电模拟信号、重建脑电数字信号、归一化后的重建脑电数字信号、脑电数字信号、时变多元自回归模型、电流刺激驱动信号和经颅电流刺激信号进行关联存储，其中，关联存储的主键为脑电刺激任务的编号。
采用上述进一步方案的有益效果为：通过存储器模块将每一次脑电刺激任务对应的闭环电刺激治疗过程中的信号进行储存，为信号分析和提升闭环电刺激治疗效果提供数据基础。
进一步地，所述基于脑电监控指令，利用电极阵列实时采集ERP信号对应的脑电采样信号，并对脑电采样信号进行重建，得到脑电数字信号的方法包括如下步骤：
A1、基于脑电监控指令，设置脑电信号采样频率，其中，脑电信号采样频率大于脑电信号中最大频率成分部分对应频率的两倍；
A2、基于脑电信号采样频率，利用电极阵列实时采集得到ERP信号对应的脑电采样信号；
A3、基于0阶保持采样，采用插值法对ERP信号对应的脑电采样信号进行重建，得到重建脑电模拟信号；
所述重建脑电模拟信号的计算表达式如下：
其中，Xr(t)表示重建脑电信号，i表示第i个采样点，N表示电极阵列中的电极总数，t表示时间，∞表示无穷，xi(nT)表示第i个采样点处对应维度的脑电数据，sinc表示辛格函数，T表示采样周期，n为自然数；
A4、对重建脑电模拟信号进行模数转换，得到重建脑电数字信号；
A5、对重建脑电数字信号进行能量归一化，得到归一化后的重建脑电数字信号；
A6、通过快速递推最小二乘格型算法自适应利用巴特沃斯数字滤波器或切比雪夫数字滤波器对归一化后的重建脑电数字信号进行去噪和频带选择，得到脑电数字信号。
采用上述进一步方案的有益效果为：本发明提供监控模块基于脑电监控指令，实现对ERP信号对应的脑电采样信号进行采集、重建和处理得到脑电数字信号的具体方法，为中央处理模块进行Theta节律相位预测，以及指导实现锁定Theta相位的Gamma频段闭环交流电刺激干预提供基础。
进一步地，所述基于脑电数字信号进行Theta节律相位预测，并向刺激模块发送电流刺激驱动信号的方法包括如下步骤：
B1、对脑电数字信号依次进行放大、滤波、震荡和数模转换，得到脑电时间信号；
B2、对脑电时间信号进行短时傅里叶变换，得到脑电信号的短时傅里叶变换结果；
B3、基于脑电信号的短时傅里叶变换结果，得到脑电信号的频谱信息；
B4、对脑电时间信号进行离散傅里叶变换，结合脑电信号的频谱信息，得到脑电信号对应频率下的离散序列；
B5、基于脑电信号对应频率下的离散序列，计算每个频率下的单位信号长度所占的幅值平方值，得到脑电信号的功率谱密度；
B6、基于脑电信号的功率谱密度，构建时变多元自回归模型，并根据时变多元自回归模型系数，计算得到偏定相干系数；
B7、根据偏定相干系数，在时变多元自回归模型的指导下，锁定最佳调控位点以及听觉加工的时间窗和相位，以预测锁定Theta节律相位，得到电流刺激驱动信号；
B8、将电流刺激驱动信号传输至刺激模块。
采用上述进一步方案的有益效果为：本发明提供中央处理模块基于脑电数字信号进行Theta节律相位预测，得到电流刺激驱动信号的方法，通过对脑电数字信号进行信号频谱分析、功率谱分析和时变多元自回归模型的构建，指导锁定最佳调控位点和听觉加工的时间窗和相位，为准确驱动实现闭环的脑电刺激提供基础。
进一步地，所述脑电信号的短时傅里叶变换结果的计算表达式如下：
其中，X(τ,ω)表示脑电信号的短时傅里叶变换结果，x(t)表示脑电时间信号，ω(t-τ)表示窗口函数，τ表示τ时刻，ω表示频率ω处，e表示指数基底常数，j表示复数的虚部。
采用上述进一步方案的有益效果为：本发明提供短时傅里叶变换结果的计算方法，脑电信号通常没有明显的周期性或频率规律可循，对于这样非周期性且随机性较强的信号，进行传统意义上的傅里叶变换可能无法提供有意义的频谱信息，所以考虑使用神经信号的短时傅里叶变换（STFT），将信号分成不同的时间窗口，在每个窗口内进行傅里叶变换，从而观察到信号在时间和频率上的局部特性，获取一定的频谱信息。
进一步地，所述时变多元自回归模型的计算表达式如下：
其中，X(n)表示认知活动的时变瞬态ERP信号，r表示时变多元自回归模型的阶数，p表示时变多元自回归模型的总阶数，Ar(n)表示时变自回归模型系数，X(n-r)表示r时刻前的认知活动的时变瞬态ERP信号，W(n)表示残差噪声。
采用上述进一步方案的有益效果为：本发明提供时变多元自回归模型的计算方法，通过分别考察脑区间低频和高频段内同频成分的神经震荡强度，并在时变多元自回归模型的指导下，能够锁定最佳调控位点和听觉加工的时间窗和相位，从而实现锁定Theta相位的Gamma频段闭环交流电刺激干预。
进一步地，所述根据电流刺激驱动信号，释放经颅电流刺激信号，以实现锁定Theta相位的Gamma频段闭环电刺激的方法包括如下步骤：
C1、根据电流刺激驱动信号，基于Theta节律相位，进行多频段刺激频率调制，得到经颅电流刺激信号；
C2、基于经颅电流刺激信号，将外缘性Gamma频段脉冲通过刺激电极施加到效应脑区颞叶，以使Theta相位最集中的区间对应功率最高电流，实现锁定Theta相位的Gamma频段闭环电刺激。
采用上述进一步方案的有益效果为：本发明提供基于电流刺激驱动信号进行多频段刺激频率调制，以施加经颅电流刺激信号的具体方法，从而完成闭环锁定Theta相位的Gamma频段电刺激。
进一步地，所述经颅电流刺激信号的计算表达式如下：
其中，s(t)表示经颅电流刺激信号，Ac表示经颅电流刺激信号的振幅，cos表示余弦函数，fc表示载波频率，φ(t)表示Theta节律相位调制信号，m(t)表示基带脑电信号。
采用上述进一步方案的有益效果为：本发明提供经颅电流刺激信号的计算方法，能够根据电流刺激驱动信号的需求，实现多频段刺激频率的调制。
进一步地，所述经颅电流刺激信号的形式包括正弦交流信号、恒流脉冲信号和差频交流信号，且通过电极阵列能够多通道同时进行电刺激；所述经颅电流信号的频率范围为0~100Hz，脉冲峰值电流最高为20mA，正弦交流电流峰值为2mA。
采用上述进一步方案的有益效果为：本发明能够实现恒流脉冲、正弦交流电和差频交流电共三种模式的多通道电刺激，能够持续改善患者临床表现。
针对于本发明还具有的其他优势将在后续的实施例中进行更细致的分析。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，应当理解，以下附图仅示出了本发明的某些实施例，因此不应被看作是对范围的限定，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他相关的附图。
图1为本发明实施例中一种结合ERP的闭环电刺激治疗仪的结构框图。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例中附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。通常在此处附图中描述和示出的本发明实施例的组件可以以各种不同的配置来布置和设计。因此，以下对在附图中提供的本发明的实施例的详细描述并非旨在限制要求保护的本发明的范围，而是仅仅表示本发明的选定实施例。基于本发明的实施例，本领域技术人员在没有做出创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
ERP：指当人接收到与特定感觉、认知或运动事件相关的刺激时，自发性脑电波活动会受到干扰。本发明中利用到播放双耳不相互干扰的音频片段时，通过听觉刺激以产生脑电波变化。
如图1所示，在本发明的一个实施例中，本发明提供一种结合ERP的闭环电刺激治疗仪，包括：
人机交互模块，用于接收脑电刺激任务，基于脑电刺激任务向监控模块发送脑电监控指令，并对脑电任务对应的脑电信号的起始点和结束点进行标记；
音频模块，用于生成脑电刺激任务对应的音频信号，通过外接音频设备播放双耳不相互干扰的音频片段，以通过听觉刺激产生ERP信号；
监控模块，用于基于脑电监控指令，利用电极阵列实时采集ERP信号对应的脑电采样信号，并对脑电采样信号进行重建，得到脑电数字信号；
所述基于脑电监控指令，利用电极阵列实时采集ERP信号对应的脑电采样信号，并对脑电采样信号进行重建，得到脑电数字信号的方法包括如下步骤：
A1、基于脑电监控指令，设置脑电信号采样频率，其中，脑电信号采样频率大于脑电信号中最大频率成分部分对应频率的两倍；
A2、基于脑电信号采样频率，利用电极阵列实时采集得到ERP信号对应的脑电采样信号；本实施例中采用BioSemi ActiveTwo EEG电极阵列实时采集多通道的ERP信号对应的脑电采样信号；
A3、基于0阶保持采样，采用插值法对ERP信号对应的脑电采样信号进行重建，得到重建脑电模拟信号；
所述重建脑电模拟信号的计算表达式如下：
其中，Xr(t)表示重建脑电信号，i表示第i个采样点，N表示电极阵列中的电极总数，t表示时间，∞表示无穷，xi(nT)表示第i个采样点处对应维度的脑电数据，sinc表示辛格函数，T表示采样周期，n为自然数；
A4、对重建脑电模拟信号进行模数转换，得到重建脑电数字信号；
A5、对重建脑电数字信号进行能量归一化，得到归一化后的重建脑电数字信号；
A6、通过快速递推最小二乘格型算法自适应利用巴特沃斯数字滤波器或切比雪夫数字滤波器对归一化后的重建脑电数字信号进行去噪和频带选择，得到脑电数字信号。
本实施例中，巴特沃斯数字滤波器或切比雪夫数字滤波器通过滤波效果传递模型进行效果评估；
所述滤波效果传递模型的计算表达式如下：
其中，H(z)表示滤波效果传递结果，Y(z)表示重建脑电信号经数字滤波器多频段同步刺激处理后输出信号的频域响应，X(z)表示输入数字滤波器的重建脑电信号的Z域表示。
中央处理模块，用于基于脑电数字信号进行Theta节律相位预测，并向刺激模块发送电流刺激驱动信号；
所述基于脑电数字信号进行Theta节律相位预测，并向刺激模块发送电流刺激驱动信号的方法包括如下步骤：
B1、对脑电数字信号依次进行放大、滤波、震荡和数模转换，得到脑电时间信号；
B2、对脑电时间信号进行短时傅里叶变换，得到脑电信号的短时傅里叶变换结果；
所述脑电信号的短时傅里叶变换结果的计算表达式如下：
其中，X(τ,ω)表示脑电信号的短时傅里叶变换结果，x(t)表示脑电时间信号，ω(t-τ)表示窗口函数，τ表示τ时刻，ω表示频率ω处，e表示指数基底常数，j表示复数的虚部。
B3、基于脑电信号的短时傅里叶变换结果，得到脑电信号的频谱信息；
B4、对脑电时间信号进行离散傅里叶变换，结合脑电信号的频谱信息，得到脑电信号对应频率下的离散序列；
B5、基于脑电信号对应频率下的离散序列，计算每个频率下的单位信号长度所占的幅值平方值，得到脑电信号的功率谱密度；
B6、基于脑电信号的功率谱密度，构建时变多元自回归模型，并根据时变多元自回归模型系数，计算得到偏定相干系数；
所述时变多元自回归模型的计算表达式如下：
其中，X(n)表示认知活动的时变瞬态ERP信号，r表示时变多元自回归模型的阶数，p表示时变多元自回归模型的总阶数，Ar(n)表示时变自回归模型系数，X(n-r)表示r时刻前的认知活动的时变瞬态ERP信号，W(n)表示残差噪声。
B7、根据偏定相干系数，在时变多元自回归模型的指导下，锁定最佳调控位点以及听觉加工的时间窗和相位，以预测锁定Theta节律相位，得到电流刺激驱动信号；
B8、将电流刺激驱动信号传输至刺激模块。
刺激模块，用于根据电流刺激驱动信号，释放经颅电流刺激信号，以实现锁定Theta相位的Gamma频段闭环电刺激；
所述根据电流刺激驱动信号，释放经颅电流刺激信号，以实现锁定Theta相位的Gamma频段闭环电刺激的方法包括如下步骤：
C1、根据电流刺激驱动信号，基于Theta节律相位，进行多频段刺激频率调制，得到经颅电流刺激信号；
所述经颅电流刺激信号的形式包括正弦交流信号、恒流脉冲信号和差频交流信号，且通过电极阵列能够多通道同时进行电刺激；所述经颅电流信号的频率范围为0~100Hz，脉冲峰值电流最高为20mA，正弦交流电流峰值为2mA。
本实施例中，根据实际需求能够设计多频段的刺激模式，利用振幅、频率或相位调制等调制技术，能调制出多种刺激信号，以频率调制为例，所述经颅电流刺激信号的计算表达式如下：
其中，s(t)表示经颅电流刺激信号，Ac表示经颅电流刺激信号的振幅，cos表示余弦函数，fc表示载波频率，φ(t)表示Theta节律相位调制信号，m(t)表示基带脑电信号。
C2、基于经颅电流刺激信号，将外缘性Gamma频段脉冲通过刺激电极施加到效应脑区颞叶，以使Theta相位最集中的区间对应功率最高电流，实现锁定Theta相位的Gamma频段闭环电刺激。
本实施例中，电极阵列设置于顶、额等脑区，能够实时分析采集顶、额等脑区脑电信号的Theta节律（以6Hz为代表）的相位，预测并估计其Theta相位最佳耦合时点，提前10ms触发40Hz经颅电刺激信号，通过刺激电极将外缘性Gamma频段脉冲施加到效应脑区颞叶，放电时间保持两个相位空间，即2×360/18=40度，通过设计三角窗函数，实现了靶向调制对应相位的Gamma频率的震荡波幅，最终实现闭环电刺激治疗的效果。
所述结合ERP的闭环电刺激治疗仪还包括隔离电路模块；所述隔离电路模块用于将电极阵列形成的采集通道与刺激电极形成的电刺激通道相隔离，防止干扰信号的传播，以保证电刺激通道输出的外缘性Gamma频段脉冲不受采集通道脑电采样信号的干扰。
所述结合ERP的闭环电刺激治疗仪还包括电源模块和存储器模块；
所述电源模块用于为人机交互模块、音频模块、监控模块、中央处理器模块和刺激模块的正常工作供电。本实施例中，电源模块采用3.7V的锂离子电池，提供的电流大小不超过300mA，电源模块与中央处理模块连接，为中央处理模块直接供电，并通过中央处理模块为人机交互模块、音频模块、监控模块和刺激模块供电，电源模块也可以直接分别与人机交互模块、音频模块、监控模块、中央处理器模块和刺激模块连接，并供电。
所述存储器模块用于将脑电刺激任务、ERP信号对应的脑电采样信号、重建脑电模拟信号、重建脑电数字信号、归一化后的重建脑电数字信号、脑电数字信号、时变多元自回归模型、电流刺激驱动信号和经颅电流刺激信号进行关联存储，其中，关联存储的主键为脑电刺激任务的编号。本实施例中，储存器模块将每一次脑电刺激任务对应的闭环电刺激相关信号均对应进行了储存，便于后续的分析研究，为提升脑电刺激的效率和准确度提供基础。
以上所述，仅为本发明的具体实施方式，但本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，可轻易想到变化或替换，都应涵盖在本发明的保护范围之内。
Claims (4)
1.一种结合ERP的闭环电刺激治疗仪，其特征在于，包括：
人机交互模块，用于接收脑电刺激任务，基于脑电刺激任务向监控模块发送脑电监控指令，并对脑电任务对应的脑电信号的起始点和结束点进行标记；
音频模块，用于生成脑电刺激任务对应的音频信号，通过外接音频设备播放双耳不相互干扰的音频片段，以通过听觉刺激产生ERP信号；
监控模块，用于基于脑电监控指令，利用电极阵列实时采集ERP信号对应的脑电采样信号，并对脑电采样信号进行重建，得到脑电数字信号；
所述基于脑电监控指令，利用电极阵列实时采集ERP信号对应的脑电采样信号，并对脑电采样信号进行重建，得到脑电数字信号的方法包括如下步骤：
A1、基于脑电监控指令，设置脑电信号采样频率，其中，脑电信号采样频率大于脑电信号中最大频率成分部分对应频率的两倍；
A2、基于脑电信号采样频率，利用电极阵列实时采集得到ERP信号对应的脑电采样信号；
A3、基于0阶保持采样，采用插值法对ERP信号对应的脑电采样信号进行重建，得到重建脑电模拟信号；
所述重建脑电模拟信号的计算表达式如下：
其中，Xr(t)表示重建脑电信号，i表示第i个采样点，N表示电极阵列中的电极总数，t表示时间，∞表示无穷，x i (nT)表示第i个采样点处对应维度的脑电数据，sinc表示辛格函数，T表示采样周期，n为自然数；
A4、对重建脑电模拟信号进行模数转换，得到重建脑电数字信号；
A5、对重建脑电数字信号进行能量归一化，得到归一化后的重建脑电数字信号；
A6、通过快速递推最小二乘格型算法自适应利用巴特沃斯数字滤波器或切比雪夫数字滤波器对归一化后的重建脑电数字信号进行去噪和频带选择，得到脑电数字信号；
中央处理模块，用于基于脑电数字信号进行Theta节律相位预测，并向刺激模块发送电流刺激驱动信号；
所述基于脑电数字信号进行Theta节律相位预测，并向刺激模块发送电流刺激驱动信号的方法包括如下步骤：
B1、对脑电数字信号依次进行放大、滤波、震荡和数模转换，得到脑电时间信号；
B2、对脑电时间信号进行短时傅里叶变换，得到脑电信号的短时傅里叶变换结果；
所述脑电信号的短时傅里叶变换结果的计算表达式如下：
其中，X(τ,ω)表示脑电信号的短时傅里叶变换结果，x(t)表示脑电时间信号，ω(t-τ)表示窗口函数，τ表示τ时刻，ω表示频率ω处，e表示指数基底常数，j表示复数的虚部；
B3、基于脑电信号的短时傅里叶变换结果，得到脑电信号的频谱信息；
B4、对脑电时间信号进行离散傅里叶变换，结合脑电信号的频谱信息，得到脑电信号对应频率下的离散序列；
B5、基于脑电信号对应频率下的离散序列，计算每个频率下的单位信号长度所占的幅值平方值，得到脑电信号的功率谱密度；
B6、基于脑电信号的功率谱密度，构建时变多元自回归模型，并根据时变多元自回归模型系数，计算得到偏定相干系数；
所述时变多元自回归模型的计算表达式如下：
其中，X(n)表示认知活动的时变瞬态ERP信号，r表示时变多元自回归模型的阶数，p表示时变多元自回归模型的总阶数，A r (n)表示时变自回归模型系数，X(n-r)表示r时刻前的认知活动的时变瞬态ERP信号，W(n)表示残差噪声；
B7、根据偏定相干系数，在时变多元自回归模型的指导下，锁定最佳调控位点以及听觉加工的时间窗和相位，以预测锁定Theta节律相位，得到电流刺激驱动信号；
B8、将电流刺激驱动信号传输至刺激模块；
刺激模块，用于根据电流刺激驱动信号，释放经颅电流刺激信号，以实现锁定Theta相位的Gamma频段闭环电刺激；
所述根据电流刺激驱动信号，释放经颅电流刺激信号，以实现锁定Theta相位的Gamma频段闭环电刺激的方法包括如下步骤：
C1、根据电流刺激驱动信号，基于Theta节律相位，进行多频段刺激频率调制，得到经颅电流刺激信号；
所述经颅电流刺激信号的计算表达式如下：
其中，s(t)表示经颅电流刺激信号，A c 表示经颅电流刺激信号的振幅，cos表示余弦函数，f c 表示载波频率，φ(t)表示Theta节律相位调制信号，m(t)表示基带脑电信号；
C2、基于经颅电流刺激信号，将外缘性Gamma频段脉冲通过刺激电极施加到效应脑区颞叶，以使Theta相位最集中的区间对应功率最高电流，实现锁定Theta相位的Gamma频段闭环电刺激。
2.根据权利要求1所述的结合ERP的闭环电刺激治疗仪，其特征在于，还包括电源模块，用于为人机交互模块、音频模块、监控模块、中央处理器模块和刺激模块的正常工作供电。
3.根据权利要求1所述的结合ERP的闭环电刺激治疗仪，其特征在于，还包括存储器模块，用于将脑电刺激任务、ERP信号对应的脑电采样信号、重建脑电模拟信号、重建脑电数字信号、归一化后的重建脑电数字信号、脑电数字信号、时变多元自回归模型、电流刺激驱动信号和经颅电流刺激信号进行关联存储，其中，关联存储的主键为脑电刺激任务的编号。
4.根据权利要求1所述的结合ERP的闭环电刺激治疗仪，其特征在于，所述经颅电流刺激信号的形式包括正弦交流信号、恒流脉冲信号和差频交流信号，且通过电极阵列能够多通道同时进行电刺激；所述经颅电流信号的频率范围为0~100Hz，脉冲峰值电流最高为20mA，正弦交流电流峰值为2mA。
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