本發(fā)明涉及腦電信號傳感領域，尤其涉及一種利用電流傳感的方式來采集腦電信號的方法，包括了腦電采集的系統(tǒng)與設備。

背景技術：

1、實際腦電監(jiān)測過程中，腦電的采集利用電壓方式得到，易受采集電極的接觸電阻影響，這種影響對腦電信號的影響很難消除，現有的技術采取膏狀導電濕電極作來采集腦電信號，對接觸界面滲透，來穩(wěn)定接觸界面的導電性，但是造成了測試準備周期長、易干，不適合長期穩(wěn)定檢測的問題。

2、腦電信號采集過程中，對電極上采集得到的腦電信號一般采用較長的單根導線進行電壓信號傳輸，傳輸過程沒有很好的信號屏蔽，使得信號放大端存在較高的共模噪聲。目前消除噪聲的技術主要有右腿驅動電路、共模反饋等電路設計，一般需要檢測、濾波電路的共模抑制比cmrr大于120db，傳統(tǒng)商業(yè)化cmos設計的這種電路理論檢測精度基本在1uv左右，而實際在制造以及實際測試會削弱檢測精度。

3、現有的高精度腦電采集裝置存在以下問題：首先，對電極接觸界面電壓的采集過程存在接觸阻抗漂移或者波動現象，使得得到的信號信噪比降低；其次對于幾十微伏的腦電信號，通過長導線或者pcb連線傳導的過程，會引入空間中較大的工頻共模噪聲，進一步的降低了最終信號的信噪比，因此由于以上兩種原因限制了腦電檢測設備的應用場景與傳感靈敏度。

4、因此本領域技術人員致力于開發(fā)一種信噪比高的電流檢測腦電信號的方法。

技術實現思路

1、有鑒于現有技術的上述缺陷，本發(fā)明所要解決的技術問題是提供一種信噪比高的電流檢測腦電信號的方法。

2、為實現上述目的，本發(fā)明提供了一種腦電電極，包括通過水凝膠設置于晶體管封裝內的晶體管傳感模塊；所述晶體管傳感模塊與引出電極連接。

3、較佳的，所述晶體管傳感模塊包括基底；所述基底的中心設置有溝道；所述基底在所述溝道的外側設置有漏源電極；所述溝道的上部設置有離子介電層；所述漏源電極與所述離子介電層之間設置有絕緣層。

4、較佳的，該腦電電極對于小信號的線性區(qū)，滿足以下柵壓調控公式：

5、

6、其中，ids表示源漏電極的電流信號輸出，μ表示溝道的遷移率，cox表示介電層單位面積電容，vg表示用來調控晶體管的腦電電壓，vth表示晶體管閾值電壓，vds表示驅動晶體管工作的源漏電極電壓輸入，w與l分別表示晶體管溝道的寬度與長度。小信號指1-100微伏左右的電信號。

7、本發(fā)明還提供了一種多通道腦電鎖相采集模塊，包括底座，在所述底座上設置n個第一電極安裝槽，各第一電極安裝槽的中心連線為正n邊形，n大于等于3；

8、所述第一電極安裝槽內設置有如上所述的腦電電極；所述底座在所述正n邊形的中心設置有第二電極安裝槽，所述第二電極安裝槽內所述有如上所述的腦電電極。

9、本發(fā)明還提供了一種腦電采集系統(tǒng)，包括由多個局部信號檢測單元構成的整體信號檢測單元和參考電極；

10、所述局部信號檢測包括如上所述的多通道腦電鎖相采集模塊、差模計算模塊、共模計算模塊和放大與反饋電極；

11、所述共模計算模塊將多通道腦電鎖相采集模塊的信號取平均作為共模量，并將共模量通過反饋電極進行反饋作為信號輸入之一；所述差模計算模塊將多通道腦電鎖相采集模塊各自通道相對共模量的差值作為差模量；

12、所述放大與反饋電極將各通道腦電鎖相采集模塊的信號相加放大，然后反饋給腦電信號發(fā)生端；

13、較佳的，還包括跨阻放大器、信號發(fā)生器、鎖相解調器、采樣傳輸系統(tǒng)和計算機；所述采樣傳輸系統(tǒng)采樣解調后的多通道信號，時間編碼后向計算機進行傳輸，所述計算機接收采集傳輸系統(tǒng)的信號，并重建出多通道的腦電信號。

14、本發(fā)明還提供了一種電流檢測腦電信號的方法，包含以下步驟：

15、1)利用紗線編織帽固定如上所述的多通道腦電鎖相采集模塊的底座，制作包含m個底座的高密度腦電采集系統(tǒng)，各個采集模塊之間采用同一人體電勢作為電壓參考點；

16、2)所有m*n有效通道的放大后電流進行跨阻放大，利用傳輸線在頸部位置按時間編碼通過鎖相放大的解調器將電流信號與輸入的電壓激勵載波分解，得到m*n通道局部精細數據和m通道整腦數據，然后傳輸到高精度采樣的模擬-數字轉換芯片轉換為數字信號，經過微處理器進行數據整合以及高速傳輸手段傳入個人電腦，完成采集；

17、3)消除頭皮表面噪聲vn0：

18、將柵極采集到的腦電信號，經過晶體管放大后，電極得到的電流為：

19、ids＝c0(veeg,i+vn0)·vds

20、式中，ids表示測得的電流輸出；c0表示晶體管的跨導放大效果的簡化系數；veeg,i表示腦電信號；vn0表示頭皮表面噪聲；vds表示輸入的漏源電壓；

21、其中，將晶體管的跨導放大效果簡化為系數c0，經過差模與共模模塊后，得到的共模量與差模量為：

22、

23、式中，icm表示共模量；c0表示晶體管的跨導放大效果的簡化系數；n表示采集點的數量；i表示第i個通道；veeg,i表示第i個通道的原始腦電信號；vn0表示頭皮表面噪聲；vds表示用于探測的漏源電壓；idm,i表示第i個通道的差模量；

24、可以將n個采集點處輸入電壓變?yōu)椋?/p>

25、

26、式中，v*eeg,i表示第i個通道反饋后的腦電信號；veeg,i表示原始腦電信號；vn0表示頭皮表面噪聲；α表示反饋電極經過人體皮膚阻抗后反饋到各個電極采集點處的增益；n表示底座上的檢測通道數；i表示第i個通道；veeg,i表示第i個通道的原始腦電信號；vn0表示頭皮表面噪聲；

27、通過調節(jié)反饋的放大系數與電極位置與阻抗，使得α的取值趨近于1/n，從而能夠消除頭皮表面噪聲vn0的干擾；

28、4)消除空間噪聲vn1：

29、空間噪聲的頻率fn1在幾個主要的頻段分布，差模與共模信號向后的傳輸過程中，都受源漏驅動電壓vds調控，電流信號在導線中傳輸過程差模電流滿足以下公式：

30、

31、式中，i*dm,i表示第i個通道的差模電流；c0表示晶體管的跨導放大效果的簡化系數；v*eeg,i表示第i個通道反饋后的腦電信號；n表示采集點的數量；i表示第i個通道；v0表示施加的源漏電壓正弦信號的幅值；f0表示施加的源漏電壓的頻率；k表示施加的源漏電壓受到的主要空間噪聲分解的主要頻段噪聲源的數量；fn,k表示表示施加的源漏電壓受到的主要空間噪聲分解的主要頻段噪聲源的頻率；相位為θn,k表示施加的源漏電壓受到的主要空間噪聲分解的主要頻段噪聲源的相位；vn,k表示施加的源漏電壓受到的主要空間噪聲分解的主要頻段噪聲源的幅值；主要空間噪聲包括國內50hz市電干擾，人體周圍靜電干擾，人體運動導致的運動偽影，人體肌肉的肌電噪聲，眨眼噪聲等；

32、跨導放大器對差模電流i*dm,i放大c1倍之后，信號經過鎖相解調器，差模電流的兩部分得到的解調電壓信號成分分別為：

33、

34、式中，v1sig,i表示第i個通道的有效腦電信號的兩個頻段的鎖相信號；c1表示跨導放大器對差模電流i*dm,i的放大倍數；c0表示晶體管的跨導放大效果的簡化系數；v*eeg,i表示第i個通道反饋后的腦電信號；n表示采集點的數量；i表示第i個通道；v0表示施加的源漏電壓正弦信號的幅值；f0表示施加的源漏電壓的頻率；k表示施加的源漏電壓受到的主要空間噪聲分解的主要頻段噪聲源的數量；表示空間噪聲vn1通過鎖相處理后的第i個通道的頻段分布；fn,k表示表示施加的源漏電壓受到的主要空間噪聲分解的主要頻段噪聲源的頻率；相位為θn,k表示施加的源漏電壓受到的主要空間噪聲分解的主要頻段噪聲源的相位；vn,k表示施加的源漏電壓受到的主要空間噪聲分解的主要頻段噪聲源的幅值；主要空間噪聲包括國內50hz市電干擾，人體周圍靜電干擾，人體運動導致的運動偽影，人體肌肉的肌電噪聲，眨眼噪聲等；

35、上式選取合適的源漏驅動頻率f0，使得經過低通濾波后，留下的直流量即為有用的腦電信號,從而消除空間噪聲vn1的干擾,得到的有效鎖相腦電信號電壓為：

36、

37、式中，v1lockin,i表示第i個通道的有效鎖相腦電信號電壓；c1表示跨導放大器對差模電流i*dm,i的放大倍數；c0表示晶體管的跨導放大效果的簡化系數；v*eeg,i表示第i個通道反饋后的腦電信號；n表示采集點的數量；i表示第i個通道；v0表示施加的源漏電壓正弦信號的幅值。

38、本發(fā)明的有益效果是：本發(fā)明利用離子調控的晶體管在頭皮位置原位對采集到的腦電信號進行放大，將腦電信號作為柵壓，系統(tǒng)施加源漏電壓，檢測源漏電流，大大削弱因為檢測接觸點不穩(wěn)定導致的對微弱腦電信號干擾噪聲；利用鎖相放大，調制源漏電壓，解調源漏電流，消除經過晶體管后傳輸線路的共模噪聲；以上兩模塊結合能夠檢測到更低的腦電信號變化，并在傳輸過程中具有更強的共模抑制性能；能夠更細致的檢測腦電的變化，系統(tǒng)加密全腦檢測點的密度，增加腦電信號的空間分辨率。