專利名稱：前額腦電與血氧信息融合的人機(jī)交互裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及腦-機(jī)接口技術(shù)領(lǐng)域，具體講，涉及前額腦電與血氧信息融合的人機(jī)
交互裝置。
背景技術(shù)：
第一次腦-機(jī)接口(Brain-Computer Interface, BCI)國際會(huì)議給出的BCI的定 義是“BCI是一種不依賴于大腦外圍神經(jīng)與肌肉正常輸出通道的通訊控制系統(tǒng)?！蹦壳暗?研究成果中，它主要是通過采集和分析不同狀態(tài)下人的腦電信號(hào)，然后使用一定的工程技 術(shù)手段在人腦與計(jì)算機(jī)或其它電子設(shè)備之間建立起直接的交流和控制通道，從而實(shí)現(xiàn)一種 全新的信息交換與控制技術(shù)，可以為殘疾人特別是那些喪失了基本肢體運(yùn)動(dòng)功能但思維正 常的病人提供一種與外界進(jìn)行信息交流與控制的途徑。即可以不需語言或肢體動(dòng)作，直接 通過控制腦電來表達(dá)意愿或操縱外界設(shè)備。為此，BCI技術(shù)也越來越受到重視。到目前為止，最常用的BCI系統(tǒng)大都是基于腦電信息的，近年來出現(xiàn)了基于腦血 氧信息的BCI系統(tǒng)。其技術(shù)原理是一致的。如圖1所示，含有操作控制意圖的腦電信息(血 氧信息)通過電極(探測(cè)器)從頭皮或顱內(nèi)獲得，經(jīng)過信號(hào)處理提取反映使用者意圖的腦 電信息(血氧信息)特征，并將之轉(zhuǎn)化為控制外部設(shè)備的操作命令。并且BCI研究的主要 應(yīng)用目標(biāo)是幫助肢體嚴(yán)重癱瘓的殘疾人操縱和使用周邊日常生活工具，以實(shí)現(xiàn)對(duì)外界的信 息交流和設(shè)備控制。

發(fā)明內(nèi)容
為克服現(xiàn)有技術(shù)的不足，本發(fā)明的主旨是提出一種新的將想象動(dòng)作誘發(fā)的前額腦 電與腦血氧兩類信息的變化特征相結(jié)合來實(shí)現(xiàn)對(duì)不同動(dòng)作模式的識(shí)別的研究方法，以及設(shè) 計(jì)一種新的同步采集這兩類信息變化特征的人_機(jī)交互裝置。為達(dá)到上述目的，本發(fā)明采用的技術(shù)方案是前額腦電與血氧信息融合的人機(jī)交 互裝置，包括近紅外光光源，用于發(fā)光照射到大腦皮層；光電探測(cè)器，用于探測(cè)反射回的光強(qiáng)，光強(qiáng)信息發(fā)生的變化間接反映腦血氧的變 化；濾波和后級(jí)放大電路，用于對(duì)光電探測(cè)器輸出的信號(hào)進(jìn)行濾波和放大，濾波和放 大后的信號(hào)經(jīng)數(shù)據(jù)采集卡輸入到計(jì)算機(jī)；腦電電極，用于探測(cè)功率譜比率下降ERD信號(hào)；腦電放大器，用于對(duì)腦電電極輸出信號(hào)進(jìn)行放大和濾波，濾波和放大后的信號(hào)經(jīng) 數(shù)據(jù)采集卡輸入到計(jì)算機(jī)；計(jì)算機(jī)包括時(shí)頻分析短時(shí)傅里葉變換模塊，用于以短時(shí)傅里葉變換方法得到腦電信號(hào)的二維 時(shí)頻圖譜；
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對(duì)不同模式的想象動(dòng)作之間的可分性作離散Fisher分析，得到Fisher系數(shù)的二 維時(shí)頻圖譜，從圖譜上找到Fisher系數(shù)明顯較大的位置對(duì)應(yīng)的時(shí)間段和頻率段，這樣取得 的時(shí)頻窗以及它對(duì)應(yīng)到短時(shí)傅里葉變換得到的二維時(shí)頻圖的時(shí)頻窗后得到功率譜密度值 作為提取到的一個(gè)特征；對(duì)數(shù)字信號(hào)進(jìn)行離散Fourier變換分析，經(jīng)過變換之后，時(shí)域的腦血氧信號(hào)轉(zhuǎn)換 為頻域信號(hào)，從得到的頻域信號(hào)，也就是頻譜圖上尋找頻率段的特征；提取到的特征用來訓(xùn)練SVM分類器，訓(xùn)練后得到一個(gè)模型，然后再利用這個(gè)模型 來對(duì)未知模式類型的想象動(dòng)作進(jìn)行分類，得到的結(jié)果即為未知模式想象動(dòng)作的模式識(shí)別結(jié) 果以及得到識(shí)別正確率。近紅外光光源發(fā)出的近紅外光波長為760nm和850nm。所述濾波和后級(jí)放大電路，其中的后級(jí)放大電路為可調(diào)增益的同相比例運(yùn)算電 路；濾波為采用二階巴特沃斯低通濾波器。腦電電極附著在成人頭部前額葉皮層的背外側(cè)和部分腹外側(cè)腦區(qū)，外側(cè)用特殊遮 光材料將表面除光源和探測(cè)器之外其余部分都覆蓋，源標(biāo)距設(shè)定為2. 89cm。本發(fā)明特點(diǎn)在于實(shí)驗(yàn)過程在前額上進(jìn)行，方便操作的同時(shí)，也避免了頭發(fā)及頭皮 對(duì)信號(hào)采集的影響，也可讓身體癱瘓但頭腦功能正常的殘疾人在使用該裝置時(shí)避免了使用 前后洗頭的必要。進(jìn)一步研究可以得到完善的腦-機(jī)接口系統(tǒng)，有望獲得可觀的社會(huì)效益 和經(jīng)濟(jì)效益。


圖1BCI系統(tǒng)及其控制。
圖2本發(fā)明裝置的結(jié)構(gòu)框圖。
圖3Hb02和Hb在近紅外光譜區(qū)的吸收系
圖4蒙特卡洛仿真示意圖。
圖5恒流源電路設(shè)計(jì)。
圖6前額探測(cè)裝置布局。
圖7后級(jí)放大濾波電路圖。
圖8想象動(dòng)作任務(wù)時(shí)段分布圖。
圖9想象動(dòng)作任務(wù)靜息期界面。
圖10想象動(dòng)作任務(wù)提示期界面。
圖11想象動(dòng)作任務(wù)想象期界面。
圖12實(shí)驗(yàn)采集程序的流程框圖。
具體實(shí)施例方式
發(fā)明設(shè)計(jì)了一種基于想象動(dòng)作的腦電與腦血氧同步采集的人-機(jī)交互裝置。正常 人在進(jìn)行想象左右手動(dòng)作時(shí)會(huì)在相應(yīng)功能區(qū)產(chǎn)生我們稱之為事件相關(guān)去同步現(xiàn)象(Event RelatedDesynchronization,ERD)的腦電特征信號(hào)，而同時(shí)也會(huì)引起腦部血氧信息的變化， 這種變化可以通過近紅外光譜技術(shù)(Near-infrared spectroscopy, NIRS)來測(cè)得。本裝置 就設(shè)計(jì)將想象動(dòng)作引起的這兩類信號(hào)的變化特征結(jié)合起來對(duì)不同模式的想象動(dòng)作進(jìn)行識(shí)別，以期能夠?qū)崿F(xiàn)兩者的同步與結(jié)合，并得到更高的識(shí)別準(zhǔn)確率。其技術(shù)流程是搭建好一 個(gè)能夠在人頭部前額區(qū)域同時(shí)對(duì)腦電和腦血氧變化信息進(jìn)行采集的裝置，然后在實(shí)驗(yàn)系統(tǒng) 指導(dǎo)下，采集操作者的在執(zhí)行不同模式想象動(dòng)作時(shí)產(chǎn)生的腦電和腦血氧信號(hào)數(shù)據(jù)，將其存 儲(chǔ)后再進(jìn)行一定的預(yù)處理、時(shí)頻分析、Fisher可分性分析，最后使用支持向量機(jī)或隱馬爾科 夫模型對(duì)不同模式的數(shù)據(jù)進(jìn)行分類，得到更高的正確率。本發(fā)明選用了腦電信息中的ERD特征和腦血氧信息中的特征變化作為特征控制 信號(hào)。當(dāng)人對(duì)肢體動(dòng)作進(jìn)行想象的時(shí)候動(dòng)態(tài)腦電信號(hào)特征頻段功率譜密度就會(huì)發(fā)生改變， 其中功率譜比率下降稱為ERD，通常在10-12HZ最為明顯；同時(shí)腦血流中的含氧血紅蛋白和 去氧血紅蛋白的濃度發(fā)生變化，可以提取到濃度變化引起的光譜強(qiáng)度變化特征。由此可以 利用大腦在進(jìn)行想象動(dòng)作思維時(shí)所引發(fā)的ERD現(xiàn)象和血氧變化特征現(xiàn)象作為思維活動(dòng)對(duì) 刺激事件有效應(yīng)答的標(biāo)志。區(qū)別于傳統(tǒng)腦電裝置，本發(fā)明將想象動(dòng)作誘發(fā)的腦電ERD現(xiàn)象 和血氧變化現(xiàn)象兩種不同的特征信息有機(jī)地融合在一起，設(shè)計(jì)了一種新型的復(fù)合型裝置。 通過在受試者前額上與C3、C4相對(duì)的位置放置Ag-Agcl電極來檢測(cè)腦電ERD特征，同時(shí)在 前額上按一定布局放置近紅外光源和探測(cè)器以檢測(cè)血氧信息的變化，從而提取受試者想象 動(dòng)作時(shí)的腦電與腦血氧信息的變化特征用作識(shí)別不同動(dòng)作模式的分類標(biāo)準(zhǔn)。該裝置的實(shí)驗(yàn) 操作過程在前額進(jìn)行，相對(duì)頭部腦電裝置的實(shí)驗(yàn)操作要簡單，只需解決兩類信息同步采集 的問題即可。圖2為本發(fā)明裝置的結(jié)構(gòu)示意圖。該設(shè)計(jì)包括腦電電極和腦電放大器，近紅外光 源及探測(cè)器和光源恒流驅(qū)動(dòng)，后級(jí)放大、濾波電路，數(shù)據(jù)采集卡、計(jì)算機(jī)等部分。采集腦電和 腦血氧信息的實(shí)驗(yàn)程序是在Labview平臺(tái)下設(shè)計(jì)的，使用多通道的數(shù)據(jù)采集卡實(shí)現(xiàn)想象動(dòng) 作時(shí)腦部兩類信息的同步采集。受試者由計(jì)算機(jī)屏幕上的實(shí)驗(yàn)例程指示進(jìn)行相應(yīng)的想象動(dòng) 作任務(wù)，執(zhí)行任務(wù)時(shí)腦電和腦血氧信息都會(huì)產(chǎn)生相應(yīng)的變化腦電信號(hào)在大腦皮層產(chǎn)生，由 腦電電極探測(cè)后經(jīng)過腦電放大器放大、濾波，然后進(jìn)入數(shù)據(jù)采集卡進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換后輸入計(jì) 算機(jī)；腦血氧信號(hào)則是在光源發(fā)光照射到大腦皮層后，由探測(cè)器探測(cè)反射回的光強(qiáng)信息發(fā) 生的變化間接反映腦血氧的變化，該信號(hào)經(jīng)過后繼放大、濾波后經(jīng)數(shù)據(jù)采集卡模數(shù)轉(zhuǎn)換后 輸入計(jì)算機(jī)。采集到得腦電和腦血氧信息數(shù)據(jù)再經(jīng)過后續(xù)的數(shù)據(jù)處理提取其在想象動(dòng)作任 務(wù)時(shí)的特征信號(hào)，從而將這些特征應(yīng)用于未知想象動(dòng)作模式時(shí)同類實(shí)驗(yàn)任務(wù)的模式識(shí)別。本發(fā)明要點(diǎn)在于近紅外光譜技術(shù)測(cè)量腦部血氧信息變化的原理、想象動(dòng)作誘發(fā)的 腦電與腦血氧變化信號(hào)采集裝置的設(shè)計(jì)、同步采集實(shí)驗(yàn)方案的設(shè)計(jì)、實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)的特征提取 及模式識(shí)別等技術(shù)環(huán)節(jié)。1近紅外光譜技術(shù)測(cè)量腦部血氧信息變化的原理近紅外光譜技術(shù)Near-Infrared Spectroscopy (NIRS)，是指通過研究物質(zhì)在近 紅外光區(qū)的吸收光譜來得知物質(zhì)特性和濃度等的一種技術(shù)。其檢測(cè)腦部血流變化的原理 是大腦的血流供應(yīng)會(huì)隨著功能活動(dòng)的局部變化而產(chǎn)生局部響應(yīng)。當(dāng)大腦處于激活狀態(tài)時(shí)， 會(huì)引起局部腦血流與氧代謝率改變，從而引起相應(yīng)區(qū)域內(nèi)血氧濃度的變化。人體組織對(duì)近紅外光700-900nm呈現(xiàn)高度前向散射和低吸收特性，使光子能夠穿 透幾個(gè)厘米的深度；Hb02和Hb在近紅外光譜區(qū)的吸收系數(shù)有明顯差異。腦血氧信息中的 Hb02和Hb的濃度變化由相應(yīng)波長處光強(qiáng)度的變化來計(jì)算(修正后的雙波長Lambert-Beer 定律)。
(1)、最佳波長的選取上述原理中提到的兩個(gè)波長該如何選取，是首先應(yīng)該考慮的問題。成人腦組織中， 水的體積分?jǐn)?shù)很高，因此水的吸收對(duì)近紅外血氧檢測(cè)有很大影響。而水的光吸收作用在 700-900nm(“光窗口”區(qū))相對(duì)較低。在該光窗口內(nèi)水可視作固定不變的吸收物質(zhì)，就可以 當(dāng)作常數(shù)考慮。實(shí)際臨床中腦脊液的吸收特性與水相當(dāng)，也當(dāng)作常數(shù)。腦組織中的其他成 分，如脂肪、黑色素、細(xì)胞色素氧化酶等這些成分基本不隨供氧狀況而改變，在前期研究階 段可看作穩(wěn)定吸收體，因此最佳波長的選取主要依據(jù)Hb和Hb02光譜特性。 上述兩類血紅蛋白的近紅外吸收特性見圖3。在光窗口區(qū)，兩者的吸收光譜都存在 峰值。從圖上可以看出在760nm波長，Hb吸收達(dá)到峰值；在850nm波長，Hb02達(dá)到吸收峰 值。因此，我們選取760nm和850nm這兩個(gè)波長的近紅外光以用于腦血氧信息的檢測(cè)。(2)、源標(biāo)距的確定源標(biāo)距是指光源與目標(biāo)測(cè)試點(diǎn)之間的水平距離。在本設(shè)計(jì)中，即指近紅外光源與 光探測(cè)器之間的水平距離。文獻(xiàn)表明，源標(biāo)距對(duì)光束的穿透深度影響很大，因此只有反射式 才能達(dá)到頭部組織的測(cè)量目的。人體組織對(duì)近紅外光的散射大于吸收，屬于強(qiáng)散射介質(zhì)。單個(gè)光子在組織中的傳 播是隨機(jī)的，不存在確定的光子行進(jìn)的路徑長度。但大量光子仍存在概率意義上的平均遷 移規(guī)律，這可以通過蒙特卡洛仿真的方法得到，如圖4所示。結(jié)果證明，光子能夠在源標(biāo)距 (圖4中r)設(shè)定為2. 89cm的情況下，穿透至少1cm后的頭皮、頭骨和腦脊液層，探測(cè)大腦皮
層的血氧信息。2想象動(dòng)作誘發(fā)的腦電與腦血氧變化信號(hào)采集裝置的設(shè)計(jì)(1)、光源及光源恒流驅(qū)動(dòng)采用EPITEX公司生產(chǎn)的型號(hào)為SMT-L760/805/850的三波長發(fā)光二極管作為光 源。芯片內(nèi)部集成了測(cè)量所需的760、805、850nm三個(gè)波長的LED，以保證組織血氧變化時(shí) Hb02和Hb對(duì)不同波長光吸收的差動(dòng)效應(yīng)。采用多波長一體化光源不僅可以優(yōu)化探頭體積， 而且能夠充分消除普通的分立型發(fā)光二極管因?yàn)榭臻g位置離散對(duì)測(cè)量結(jié)果造成的影響。該型號(hào)的發(fā)光二極管正常工作需要給予穩(wěn)定的電流供電，故需利用電壓基準(zhǔn)設(shè)計(jì) 恒流源電路。本設(shè)計(jì)采用穩(wěn)壓管作為電壓基準(zhǔn)，結(jié)合三極管組成恒流源，如圖5所示。電流 計(jì)算公式為I = (Vd-Vbe)/Rl。這樣輸出的恒流可以為電源供電，通過選擇R1來滿足電流 要求。其中760nm發(fā)光二極管需75mA電流供電，850nm發(fā)光二極管需要100mA電流供電。(2)、探測(cè)器采用BURR-BROWN公司生產(chǎn)的0PT101作為光信號(hào)探測(cè)單元，該器件內(nèi)部集成了一 個(gè)雪崩光電二極管和前置放大器，減少了分立元件的許多常見問題，如漏電流產(chǎn)生的誤 差，雜散電容產(chǎn)生的噪聲和增益畸變等。(3)、腦電電極本系統(tǒng)采用Spes Medica公司生產(chǎn)的銀-氯化銀電極作為傳感器拾取前額腦電信 號(hào)。腦電信號(hào)采集使用單極導(dǎo)聯(lián)方式(優(yōu)點(diǎn)在于每個(gè)導(dǎo)聯(lián)記錄的是電極所在頭皮電位活動(dòng) 的絕對(duì)值，便于后期信號(hào)處理)，并以雙耳的公共連接作參考電極，同時(shí)后者也作為接地端 輸入放大器。(4)、布局設(shè)計(jì)
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本設(shè)計(jì)覆蓋成人頭部前額葉皮層的背外側(cè)和部分腹外側(cè)腦區(qū)，外側(cè)用特殊遮光材 料將表面除光源和探測(cè)器之外其余部分都覆蓋，如圖6所示。紅色點(diǎn)和白色點(diǎn)分別表示光 源和探測(cè)器的位置，根據(jù)之前分析，源標(biāo)距設(shè)定為2. 89cm，從而得到如圖布局；而綠色點(diǎn)則 表示腦電電極的位置。遮光材料可達(dá)到排除外界雜散光的干擾、防止近紅外光不經(jīng)過組織 衰減而直接耦合到探測(cè)器上、避免器件直接接觸皮膚和確保被試者的安全。(5)、后級(jí)放大、濾波電路設(shè)計(jì)人體的各種信號(hào)幅度都是比較小且容易摻雜噪聲的，需要進(jìn)行放大和濾波處理。 腦電電極采集到得腦電信號(hào)直接進(jìn)入腦電放大器(SYMT0P公司生產(chǎn)的9216SM型EEG信號(hào) 放大器)，在放大器內(nèi)完成放大和濾波；而血氧信號(hào)由探測(cè)器探測(cè)到后還需要進(jìn)一步后級(jí) 放大和濾波。該設(shè)計(jì)采用可調(diào)增益的同相比例運(yùn)算電路作為后級(jí)放大電路，它可以避免前 級(jí)輸出的微弱信號(hào)失真同時(shí)提高共模抑制比；降低輸出電阻，便于和數(shù)據(jù)采集卡的模擬輸 入端級(jí)聯(lián)。采用二階巴特沃斯低通濾波器增加系統(tǒng)對(duì)高頻噪聲的抑制能力，對(duì)lOKHz以上 的噪聲信號(hào)有極大的抑制，因此對(duì)于大多數(shù)空間的電磁干擾能夠很好的排除。具體參看圖 7。經(jīng)過放大和濾波后的腦電和腦血氧信號(hào)都與數(shù)據(jù)采集卡(NI公司生產(chǎn)的 USB-6251)的模擬輸入端級(jí)聯(lián)，經(jīng)模數(shù)轉(zhuǎn)換后輸入到計(jì)算機(jī)中形成數(shù)據(jù)文件。3同步采集實(shí)驗(yàn)方案的設(shè)計(jì)在硬件系統(tǒng)搭建完成后，就要完善硬件系統(tǒng)的軟支持，也就是實(shí)驗(yàn)采集程序、方 案。在Labview平臺(tái)下編寫實(shí)驗(yàn)采集程序，實(shí)現(xiàn)使用數(shù)據(jù)采集卡的多輸入通道同步采集腦 電和腦血氧信號(hào)。單次實(shí)驗(yàn)的過程如圖8所示，其中每一次想象動(dòng)作任務(wù)用時(shí)28秒，包括 四個(gè)連續(xù)的記錄時(shí)段(圖8)第一時(shí)段(0-8秒)為靜息期，此時(shí)段中受試者處于安靜無動(dòng) 作狀態(tài)(圖9)；第二時(shí)段(第9-10秒)為提示期，系統(tǒng)于第8秒時(shí)刻處隨機(jī)點(diǎn)亮標(biāo)注為想 象左手的燈或想象右手的燈，作為本次實(shí)驗(yàn)的想象方式提示。若提示為想象左手，受試者在 第三時(shí)段想象自己左上肢做屈臂運(yùn)動(dòng)；若提示為想象右手，則受試者在第三時(shí)段想象自己 右上肢做屈臂運(yùn)動(dòng)(圖10)；第三時(shí)段(第11-20秒)為想象期，在第10秒鐘時(shí)刻標(biāo)注為開 始的燈會(huì)點(diǎn)亮，受試者按照提示期所給出的想象方式進(jìn)行想象動(dòng)作(圖11)；第四時(shí)段(第 21-28秒)為靜息期，為想象期之間的間歇期，此時(shí)段與第一時(shí)段一樣所有提示燈會(huì)熄滅。該實(shí)驗(yàn)采集程序的編寫是按照如圖12所示框圖的流程進(jìn)行的，由信號(hào)采集模塊 對(duì)輸入采集卡模擬輸入端的腦電和腦血氧信號(hào)進(jìn)行采集，經(jīng)數(shù)據(jù)預(yù)處理模塊后存儲(chǔ)為帶有 標(biāo)簽的數(shù)據(jù)，這些數(shù)據(jù)再在后續(xù)的模式識(shí)別模塊中進(jìn)行處理。4實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)的特征提取及模式識(shí)別4.1腦電數(shù)據(jù)的特征提取(1)、時(shí)頻分析-短時(shí)傅里葉變換由于想象動(dòng)作引起的腦電ERD現(xiàn)象有著特定的發(fā)生頻段和相對(duì)于誘發(fā)刺激固定 的時(shí)間延遲，因此可以采用短時(shí)傅里葉變換結(jié)合疊加平均的方法對(duì)刺激前后的頻譜成分變 化以及分布特點(diǎn)進(jìn)行分析。常用的譜分析方法中暗含著對(duì)于處理信號(hào)的平穩(wěn)性假設(shè)，也即 是假設(shè)信號(hào)的頻譜成分在整個(gè)時(shí)間軸上是同分布的，而對(duì)于時(shí)間相關(guān)的誘發(fā)動(dòng)態(tài)腦電信號(hào) 而言，這一假設(shè)顯然不成立。針對(duì)這種情況，替代方法是使用可以同時(shí)提取時(shí)域與頻域信息 的時(shí)頻分析方法，短時(shí)傅里葉分析是目前常用的時(shí)頻分析方法之一，它假設(shè)腦電信號(hào)具有
7一定程度的短時(shí)平穩(wěn)性，也即是在一個(gè)有限的時(shí)間窗內(nèi)信號(hào)的頻譜分布式不變的。短時(shí)傅里葉變換的方法是首先使用一個(gè)有限寬度的觀察窗W(t)對(duì)信號(hào)x(t)進(jìn)行 觀察，然后對(duì)加窗后的信號(hào)進(jìn)行傅立葉變換得到的， 這里co是角頻率，W*( t -t)是W( t -t)的復(fù)共軛函數(shù)。當(dāng)把有限取值長度的觀察窗沿時(shí)間軸平移，即可在二維的時(shí)頻平面上得到信號(hào)的 頻譜分布隨時(shí)間變化的信息，這樣可以得到腦電信號(hào)的二維時(shí)頻圖譜。(2)、Fisher可分性分析與特征提取可分性分析是特征提取中的常用方法，它主要用來評(píng)價(jià)特征參數(shù)在不同類別樣本 中的分布是否具有明顯的差異，一般來說差異度越大的參數(shù)越適于作為樣本的分類的特征值。對(duì)于想象動(dòng)作誘發(fā)腦電信號(hào)而言，一種類型的動(dòng)作任務(wù)腦電信號(hào)對(duì)應(yīng)一類樣本， 如果腦電信號(hào)在某個(gè)頻段上的功率譜密度在一類任務(wù)樣本和其它樣本之間的分布有著明 顯得差異，則此頻段即為該類想象動(dòng)作任務(wù)誘發(fā)腦電信號(hào)的特異性頻段。對(duì)于樣本參數(shù)可 分性的評(píng)價(jià)方法有多種，而Fisher鑒別分析已稱為特征提取的最為有效的方法之一。在這 里可以選用Fisher評(píng)價(jià)函數(shù)，其定義如下 其中mi與m2分別為兩類特征的均值，o工與o 2為兩類特征的方差，F(xiàn)isher評(píng)價(jià) 函數(shù)實(shí)際上是特征值的類間離散度與類內(nèi)離散度的比值，J越大則可分性越高，若兩類特征 的均值相等，則J為0，也即是兩類特征線性不可分。當(dāng)對(duì)不同模式的想象動(dòng)作之間的可分性作Fisher分析時(shí)，我們得到Fisher系數(shù) 的二維時(shí)頻圖譜，從圖譜上我們可以看到Fisher系數(shù)明顯較大的位置對(duì)應(yīng)的時(shí)間段和頻 率段，這樣取得的時(shí)頻窗以及它對(duì)應(yīng)到短時(shí)傅里葉變換得到的二維時(shí)頻圖的時(shí)頻窗后得到 功率譜密度值就可以作為我們提取到得一個(gè)特征。在Fisher系數(shù)時(shí)頻圖上尋找更多的 Fisher系數(shù)相對(duì)其他時(shí)頻窗要明顯大的時(shí)頻窗，就可以找到更多的可用于模式識(shí)別的特 征。4. 2腦血氧信號(hào)的特征提取(1)、Hb和Hb02濃度變化-探測(cè)器幅值變化前面介紹了近紅外光譜技術(shù)測(cè)量血氧信號(hào)的原理，也就是在想象動(dòng)作狀態(tài)下，近 紅外光(760nm和850nm)照射腦組織時(shí)腦組織供血增多，那么血液中的Hb和Hb02吸收的 光要比靜息狀態(tài)下吸收的要多。而探測(cè)器的輸出(也即采集到的信號(hào))是反應(yīng)光強(qiáng)的電壓 信號(hào)，這樣的話在電壓信號(hào)的幅值上就有體現(xiàn)濃度變化的幅值變化，也就是想象狀態(tài)下比 靜息時(shí)采集到得電壓幅值要小。(2)、頻譜分析目前為止，腦電信號(hào)處理是研究大腦規(guī)律的主要手段。直接獲取的腦電信號(hào)是時(shí) 域變化信號(hào)，是時(shí)間的函數(shù)。然而生物信號(hào)(包括腦血氧信號(hào))的許多重要特征并不能在 時(shí)域中表現(xiàn)出來，用時(shí)域處理的方法是無法抽取這些特征的。為了能夠抽取這些特征，目前最常用的手段就是通過Fourier變化，把時(shí)域信號(hào)轉(zhuǎn)換成頻域信號(hào)，也就是要對(duì)腦血氧信 號(hào)進(jìn)行頻譜分析。我們采集到的腦血氧信號(hào)經(jīng)過濾波、放大、A/D轉(zhuǎn)換等處理后變?yōu)閿?shù)字信號(hào)，對(duì)數(shù) 字信號(hào)進(jìn)行分析就需要進(jìn)行離散Fourier變換。經(jīng)過變換之后，時(shí)域的腦血氧信號(hào)轉(zhuǎn)換為 頻域信號(hào)，我們從得到的頻域信號(hào)，也就是頻譜圖上尋找頻率段的特征。4. 3模式識(shí)別-支持向量機(jī)模式識(shí)別是通過對(duì)腦電和腦血氧信號(hào)特征的提取和分類來辨識(shí)出其中所攜帶的 自主性動(dòng)作信息。支持向量機(jī)(SVM)是近年來在模式識(shí)別與機(jī)器學(xué)習(xí)領(lǐng)域中出現(xiàn)的新工 具，以統(tǒng)計(jì)學(xué)習(xí)理論為基礎(chǔ)，有效地避免經(jīng)典學(xué)習(xí)方法中過學(xué)習(xí)、維數(shù)災(zāi)難、局部極小等傳 統(tǒng)分類存在的問題，在小樣本條件下仍然具有良好的范化能力。它通過構(gòu)造最優(yōu)超平面，使 得對(duì)未知樣本的分類誤差最小。模式識(shí)別的過程如下在經(jīng)過了特征提取階段之后，我們將這些從樣本中提取到 的特征用來訓(xùn)練SVM分類器，訓(xùn)練后得到一個(gè)model，然后再利用這個(gè)model來對(duì)未知模式 類型的想象動(dòng)作進(jìn)行分類，得到的結(jié)果即為未知模式想象動(dòng)作的模式識(shí)別結(jié)果以及識(shí)別正確率。有益效果按照以上我們?cè)O(shè)計(jì)的同步采集腦電和腦血氧信號(hào)的人機(jī)交互裝置以及實(shí)驗(yàn)程序 進(jìn)行想象左右手動(dòng)作任務(wù)的實(shí)驗(yàn)，我們對(duì)受試者采集80次任務(wù)的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，分為4組，每組 20次，相鄰兩組之間間隔4分鐘。然后對(duì)采集到得所有數(shù)據(jù)進(jìn)行上述分析并提取特征，使用 3組數(shù)據(jù)進(jìn)行SVM分類器的訓(xùn)練，1組數(shù)據(jù)用來測(cè)試分類器分類的準(zhǔn)確率。在只用腦電信號(hào) 作為分類特征的情況下，我們得到的分類準(zhǔn)確率平均水平在81.6%，隨著腦電自身特征的 增加(增加不是特別明顯的特征)準(zhǔn)確率反而降低，而在融合了腦血氧信號(hào)的特征之后再 進(jìn)行分類識(shí)別，準(zhǔn)確率可以達(dá)到90%以上。實(shí)驗(yàn)結(jié)果說明該設(shè)計(jì)能夠?qū)崿F(xiàn)對(duì)腦電和腦血氧信號(hào)的同步采集，并能通過對(duì)實(shí)驗(yàn) 數(shù)據(jù)的處理，在血氧信號(hào)中找到對(duì)左右手想象動(dòng)作進(jìn)行很好分類的明顯特征；同時(shí)也說明 融合了不同類型的明顯特征的識(shí)別正確率要比僅使用一中類型相同特征數(shù)目得到的識(shí)別 準(zhǔn)確率高。本發(fā)明設(shè)計(jì)了一種基于想象動(dòng)作的腦電與腦血氧同步采集的人-機(jī)交互裝置，以 實(shí)現(xiàn)不同信息融合特征在腦_機(jī)接口技術(shù)中的應(yīng)用研究。該項(xiàng)發(fā)明的操作過程在前額上 進(jìn)行，方便操作的同時(shí)，也避免了頭發(fā)及頭皮對(duì)信號(hào)采集的影響，也可讓身體癱瘓但頭腦功 能正常的殘疾人在使用該裝置時(shí)避免了使用前后洗頭的麻煩。進(jìn)一步研究可以得到完善的 腦-機(jī)接口系統(tǒng)，有望獲得可觀的社會(huì)效益和經(jīng)濟(jì)效益。
權(quán)利要求
一種前額腦電與血氧信息融合的人機(jī)交互裝置，其特征是，包括近紅外光光源，用于發(fā)光照射到大腦皮層；光電探測(cè)器，用于探測(cè)反射回的光強(qiáng)，光強(qiáng)信息發(fā)生的變化間接反映腦血氧的變化；濾波和后級(jí)放大電路，用于對(duì)光電探測(cè)器輸出的信號(hào)進(jìn)行濾波和放大，濾波和放大后的信號(hào)經(jīng)數(shù)據(jù)采集卡輸入到計(jì)算機(jī)；腦電電極，用于探測(cè)功率譜比率下降ERD信號(hào)；腦電放大器，用于對(duì)腦電電極輸出信號(hào)進(jìn)行放大和濾波，濾波和放大后的信號(hào)經(jīng)數(shù)據(jù)采集卡輸入到計(jì)算機(jī)；計(jì)算機(jī)包括時(shí)頻分析短時(shí)傅里葉變換模塊，用于以短時(shí)傅里葉變換方法得到腦電信號(hào)的二維時(shí)頻圖譜；Fisher分析模塊，對(duì)不同模式的想象動(dòng)作之間的可分性作Fisher分析，得到Fisher系數(shù)的二維時(shí)頻圖譜，從圖譜上找到Fisher系數(shù)明顯較大的位置對(duì)應(yīng)的時(shí)間段和頻率段，這樣取得的時(shí)頻窗以及它對(duì)應(yīng)到短時(shí)傅里葉變換得到的二維時(shí)頻圖的時(shí)頻窗后得到功率譜密度值作為提取到的一個(gè)特征；離散Fourier變換模塊，用于對(duì)數(shù)字信號(hào)進(jìn)行離散Fourier變換分析，經(jīng)過變換之后，時(shí)域的腦血氧信號(hào)轉(zhuǎn)換為頻域信號(hào)，從得到的頻域信號(hào)，也就是頻譜圖上尋找頻率段的特征；提取到的特征用來訓(xùn)練SVM分類器，訓(xùn)練后得到一個(gè)模型，然后再利用這個(gè)模型來對(duì)未知模式類型的想象動(dòng)作進(jìn)行分類，得到的結(jié)果即為未知模式想象動(dòng)作的模式識(shí)別結(jié)果以及得到識(shí)別正確率。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的一種前額腦電與血氧信息融合的人機(jī)交互裝置，其特征是， 近紅外光光源發(fā)出的近紅外光波長為760nm和850nm。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的一種前額腦電與血氧信息融合的人機(jī)交互裝置，其特征是， 所述濾波和后級(jí)放大電路，其中的后級(jí)放大電路為可調(diào)增益的同相比例運(yùn)算電路；濾波為 采用二階巴特沃斯低通濾波器。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的一種前額腦電與血氧信息融合的人機(jī)交互裝置，其特征是， 腦電電極附著在成人頭部前額葉皮層的背外側(cè)和部分腹外側(cè)腦區(qū)，外側(cè)用特殊遮光材料將 表面除光源和探測(cè)器之外其余部分都覆蓋，源標(biāo)距設(shè)定為2. 89cm。
全文摘要
本發(fā)明涉及腦機(jī)接口技術(shù)領(lǐng)域。為提供一種新的將想象動(dòng)作誘發(fā)的前額腦電與腦血氧兩類信息的變化特征相結(jié)合來實(shí)現(xiàn)對(duì)不同動(dòng)作模式的識(shí)別的研究方法，以及設(shè)計(jì)一種新的同步采集這兩類信息變化特征的人機(jī)交互裝置，本發(fā)明采用的技術(shù)方案是前額腦電與血氧信息融合的人機(jī)交互裝置，包括近紅外光光源、光電探測(cè)器、濾波和后級(jí)放大電路、腦電電極、腦電放大器、計(jì)算機(jī)，計(jì)算機(jī)用于信號(hào)變換、處理得到結(jié)果。本發(fā)明主要應(yīng)用于前額腦電與血氧信息融合的人機(jī)交互裝置的設(shè)計(jì)制造。
文檔編號(hào)G06F3/01GK101853070SQ20101017158
公開日2010年10月6日 申請(qǐng)日期2010年5月13日 優(yōu)先權(quán)日2010年5月13日
發(fā)明者萬柏坤, 劉延剛, 明東, 曾紅梅, 綦宏志, 許敏鵬 申請(qǐng)人:天津大學(xué)