技术领域
本发明涉及的一种关于脑成像技术方面研究用的ERP仪器，特别是涉及一 种可以精确采集人体神经生物电信号，以用于脑神经科学、认知心理学、临床医 学及犯罪心理学等方面的研究和应用的便携式事件相关脑电位仪。
背景技术
人脑是一个多层次的复杂巨系统，其高级功能表现为知觉、注意、记忆、学 习、语言、思维、情绪、意识、个性等各种心理活动。脑-认知-行为的关系是人 类在认识自身的过程中必须解决的核心问题。人类一直希望揭示大脑活动的秘 密，脑-认知-行为的关系成为人类在认识自身的过程中必须解决的核心问题。采 用脑成像技术来研究人类高级功能和认知活动在脑科学中占有重要地位。由于无 损伤脑成像技术方法(如ERP、EMG、PET和fMRI)的出现，已经使研究者可以 在大脑进行高级功能活动时直接观察活动的时间、部位及特点。
随着计算机在生物学中的应用，基于事件相关电位(Event-related potentials， 简称ERP)技术进行的人脑的高级功能研究出现了一系列突破，硕果累累。由 于事件相关脑电信号非常微弱(波幅仅有2～30uV)，且常常淹没在自发脑电信 号中，有着微弱信号的共同特点，因此对提取的仪器和技术要求很高。一套可以 精确采集人体神经生物电信号，并可以进行放大和记录的系统成为了必要。这种 系统必需具有灵敏度高、分辨率强、抑制噪声和抗干扰能力好的特点。
目前，事件相关脑电位仪ERP产品主要来自美国NeuroScan公司、荷兰ANT 公司、德国Brain Products(BP)和美国Electrical Geodesics Inc(EGI)的32 导-256导脑电/ERP系统，但普遍存在着价格昂贵、兼容性差、维修不便、携 带不便、性能不能满足临床应用需要等问题。具体情况如下：
●在刺激系统方面：需要专用的刺激发生装置，难以适应刺激的复杂性要 求，特别是不能满足快速呈现和高时间分辨率要求；
●在数据处理方面：不能分导叠加，导致不应有的数据损失，在刺激量有 限时，成为制约研究工作的瓶颈；而且，伪迹排除的自动化程度差；
●系统结构上，采用的是非模块化设计，集成度低、容易损坏，维修不便， 使用灵活性差，不能满足临床应用的需要；
●价格相当昂贵，32导价格70万元人民币左右，128导价格180万元左右；
●需要额外配置体感刺激装置，配套设备多、体积大而且沉重，不方便携 带，难以适应跨学科研究的需要。
另外，还有美国EGI公司的产品，与NeuroScan产品的性能和价格大致相同， 需要苹果计算机支持，电极采用盐水侵注，在时间较长的实验中电极-皮肤间的 阻抗将增加。而临床常用的美国Nicolet、丹麦Dantic、日本光电诱发电位仪等 仪器，则性能过于简单，缺乏灵活性，价格也较贵，其8导诱发电位仪的价格为 60-80万元人民币。
发明内容
本发明的目的在于克服上述脑电位仪难以适应目前脑刺激事件的复杂性要 求，特别是在实际应用中不能满足快速呈现，和不能满足高时间分辨率要求的缺 陷；和克服上述脑电位仪在数据处理方面不能分导叠加，导致不应有的数据损失， 并且排除伪迹时自动化程度低的缺陷；从而提供一种可以精确采集人体神经生物 电信号的，具有微型模块化的，并且设有与之配套的刺激发生装置的，性价比高 的实用便携式脑电波事件相关电位的记录和分析仪器。
本发明的目的是这样实现的：
本发明提供的便携式事件相关脑电位仪，包括(如图1所示)：带有脑电极的 脑电帽、刺激发生装置、脑电信号放大器、A/D转换器；其特征在于，还包括同 步控制器MCU和一台笔记本电脑；所述的A/D转换器是由16个嵌入式A/D转 换器组成，其工作时序受控于同步控制器MCU；脑电极按照国际10-20标准， 由脑电帽固定在被试的头部位；脑电极将检测到的信号直接输入到脑电信号放大 器，进行信号滤波放大处理后，然后再由嵌入式A/D转换器进行实时同步信号 采集；所述的同步控制器MCU，由通用单片机或DSP控制芯片构成，同步控制 器MCU与16个嵌入式A/D转换器通过中断握手协议进行通讯，传输途径为8 位数据总线DBus所述的同步控制器MCU，还对16个嵌入式A/D转换器的工 作时序进行同步控制，数据信息经过USB总线传输给笔记本电脑，同时控制体 感刺激器15的工作方式；笔记本电脑通过USB总线接口实时读入脑电波信号， 以供进一步处理分析；笔记本电脑采用分时驱动两个显示器，分别输出控制端实 时显示图像和被试视觉刺激信号内容。
所述的脑电信号放大器14(如图2所示)，脑部电极1、脑电匹配输入电路2、 信号预放大电路3、工频陷波器电路4、信号带通滤波放大电路5、A/D转换电路 6和同步控制器MCU7；其特征在于，还包括一个用于电极-头皮接触阻抗检测的 接触电阻检测电路8和用于提高放大器抗干扰能力的基线跟随驱动电路9；其中 脑电极1将信号检测到并经脑电匹配输入电路2，传输到信号预放大电路3，输 入到工频陷波器电路4，经信号带通滤波放大电路5放大处理后，信号再输入16 个嵌入式采集器同步A/D转换6，初步滤波处理后经过数据总线DBus输入到同 步控制器MCU 7；同步控制器7读入所有的16×8通道的数据后，经过上述信 号预放大、工频陷波、带通滤波放大和极性转换等环节构成，完成对微弱脑电信 号的放大和提取；最后，同步控制器MCU读入所有的16×8通道的数据后， 采用USB接口模块上传笔记本电脑记录、分析和显示。
所述的信号预放大电路3选用仪表放大器INA118，并有在线屏蔽跟随电路， 采用差动浮地放大方式，(如图3所示)。信号预放大电路采用运算放大器U5、 U6、电阻R9、R10、R11、R12和仪表用放大器INA118构成，其中运算放大器U5、 U6的负输入端与输出端直接相连，构成信号跟随器电路；运算放大器U5的输 出端与电阻R11相连，然后再连接精密仪表用放大器INA118的正输入端；运算 放大器U6的输出端与电阻R12相连，然后再连接仪表用放大器INA118的负输 入端；增益电阻R9、R10中间相连，另外两端分别接仪表用放大器INA118的RG+、 RG一端；还包含一个由运算放大器U0、电阻R0构成的在线屏蔽跟随电路，其 中运算放大器U0的负输入端直接与输出端相连，然后经过电阻R0接屏蔽地，运 算放大器U0的正输入端接在增益电阻R9、R10之间。以提高系统的噪声抑制能 力和输入阻抗，使得放大器的噪声抑制能力＞120dB。
所述的在线屏蔽跟随电路由运算放大器U0和电阻R0构成，其中运算放大器 U0的负输入端直接与输出端相连，然后经过电阻R0接屏蔽地，运算放大器U0 的正输入端接在增益电阻R9、R10之间，以克服由于屏蔽线电位的变化引起的放 大器性能波动。
所述的基线跟随驱动电路9由电阻R7、R8、运算放大器U7、U8、电容C7构 成，运算放大器U7正输入端接电源地，其负输入端接电阻R8和电容C7，其输出 端接电阻R7；电阻R8另一端接运算放大器U8的输出端相连，电容C7的另一端 与电阻R7相连，再与参考地电极GND相连。
所述的接触电阻检测电路8用于实时监测电极-头皮的接触阻抗大小；它由 正电压源VGP、负电压源VGM、电阻R13、R14以及高速切换开关SW1、SW2 构成，其中正电压源VGP经过电阻R13与高速切换开关SW1相连，高速切换开 关SW1相连另一端接电阻R11；负电压源VGM经过电阻R14与高速切换开关SW2 相连，高速切换开关SW2相连另一端接电阻R12；高速切换开关SW1、SW2采 用低导通电阻(Ron＜4Ω)的高速模拟开关DG444芯片，其通道切换由的同步控 制器MCU 7控制。
所述的工频陷波电路4由电阻R1、电容C1、C2、C3、可调电位器VR1、 VR2、VR3以及运算放大器U1、U2构成非对称式工频陷波电路，其中电容C1、 C2相连，电阻R1与可调电位器VR1相连，电容C3与可调电位器VR2相连； 运算放大器U1、U2的输出端分别与其负输入端相连；运算放大器U1的输出端 再与可调电位器VR3相连；运算放大器U2的输出端再与可调电位器VR2的中 间调节端相连，运算放大器U2的正输入端再与可调电位器VR3的中间调节端 相连；可调电位器VR3的另一端与信号地相连；利用VR2来粗调陷波器的中心 频率f0，通过VR3调节陷波器品质参数Q。
所述的脑部电极1采用性能稳定、防磁性好、灵敏度高，能够记录微小电位 差的低阻抗高纯度Ag/AgCl电极，并通过ERP专用脑电帽来固定于人体脑部， 记录人体脑电/事件相关电位ERP信号。
所述的A/D转换电路6，采用系统数据采集芯片ADuC用于对8通道输入信号 进行同步A/D转换功能(采样率为200ksps)，并对脑电信号进行初步滤波预处理， 然后经数据总线上传同步控制器MCU。
所述的信号带通滤波放大器5由二阶高通滤波放大电路，和三阶低通滤波放 大电路构成，放大增益为20～70dB可调；其中，高通截至频率为0.016Hz～16Hz 可调，低通截至频率为15Hz～1000Hz可调(如图4)。
所述的极性转换电路11，由运算放大器U3、U4、电阻R2、R3和基准参考芯 片REF195。其中，基准参考芯片REF195提供5V的高精度基准信号，其输出 接运算放大器U4的负输入端，正输入端与运算放大器U4的输出端的相连，在由 运算放大器U3、电阻R2、R3构成的同步加法器，完成极性转换。
所述的同步控制器MCU 7，由通用单片机或DSP控制芯片构成，同步控制器 MCU对A/D转换器的工作时序进行同步控制，并与16个嵌入式A/D转换采集器通 过中断握手协议进行通讯，传输途径为8位数据总线DBus(如图5所示)；所述 的同步控制器MCU经过USB总线将采集的数据信息传输给笔记本电脑，同时控制 体感刺激器的工作方式；。
所述的笔记本电脑通过USB总线接口实时读入脑电波信号，并实时显示脑 电波信号；同时还提供视觉刺激信号、听觉刺激信号。
该脑电信号放大器可以在直流(电池组)或交流方式(市电)下工作；体 感刺激器受同步控制器MCU控制，产生可调制的恒流电刺激或体感振动刺激。
所述的体感刺激发生装置采用能够提供非电或电振动觉刺激、非电或电触觉 痛觉，或弹击刺激和脉宽幅度可调的电刺激等多种刺激发生装置。其中振动觉刺 激频率控制在4～250Hz；触觉痛觉或弹击刺激频率控制在0～50Hz；电刺激标 准时间0.1～0.5ms，频率控制在1～5Hz，刺激电流恒流5～8mA；其刺激原理如 图4所示。
所述的笔记本电脑通过USB总线接口实时读入脑电波信号，并实时显示脑 电波信号；同时还提供视觉刺激信号、听觉刺激信号。
本发明的工作原理是：通过对被试者施加一定的刺激(包括视觉刺激、听觉 刺激或体感刺激等)，置于被试者头部的脑电极将信号检测到并传输到信号预放 大器。经过40dB的放大处理，输入到工频衰减环节，有效地抑制50Hz/60Hz的 工频干扰信号。然后，信号到由高通滤波放大电路和低通滤波放大电路构成的带 通滤波放大器，对输入信号进行60dB左右(放大增益20～70dB可调)的放大 处理，最后经过极性转换电路，调节事件相关脑电波信号Vout的输出幅度为0～ 5V；Vout信号再经过16个嵌入式在系统采集器同步A/D转换，初步滤波处理 后经过数据总线DBus输入到同步控制器MCU；同步控制器MCU读入所有的 16×8通道的数据后，采用USB接口模块上传笔记本电脑记录、分析和显示。 通过对被试施加一定方式的刺激(如视觉、听觉、体感等)，从放置在头皮上的 脑电极采集的脑电波信号中，提取事件相关脑电ERP信号并进行分析，可检测 刺激事件在被试大脑中引起的真实客观的反应。
本发明提供的一种可以精确采集人体神经生物电信号的便携式事件相关脑 电位仪，具有以下优点：
●高集成度、低功耗设计、性能可靠、操作简便、携带方便；
●模块化设计、可扩展性好，适合于实验室脑电ERP研究和临床医学应用；
●内部采用中断通讯协议控制的并口数据总线DBus，外部采用通用USB 总线通讯端口，传输效率高，适合于多种机型；
●可在线实现AC/DC采样分析，便于低频慢波ERP信号的分析；
●采用了高性能电脑来分时驱动两个显示器，分别输出控制端显示图像和 被试视觉刺激信号内容；
●体感刺激发生装置既可采用常规的恒电流刺激型的体感刺激装置，也可 以采用本发明人申请的(申请号为200410073954.1)的非电型的体感刺 激发生装置，该装置采用模块化、人性化设计，能够提供多种形式的刺 激，系统配置灵活；
●性价比高、修升级方便，可用于认知心理学、临床医学和犯罪心理学等方 面的研究和应用；该仪器通过对被试施加一定方式的刺激(如视觉、听觉、体感等)， 从放置在头皮上的脑电极采集的脑电波信号中，提取事件相关脑电ERP信号并进 行分析，可检测刺激事件在被试大脑中引起的真实客观的反应。
附图说明
图1为本发明的便携式事件相关脑电位仪的原理图
图2为本发明脑电位仪的脑电信号放大器组成框图
图3为本发明脑电信号放大器的信号预放大电路原理图
图4为本发明的脑电信号放大器电路原理图
图5为本发明的同步控制器工作原理图
图6为本发明的提供刺激发生器工作原理图
图7为本发明的一个应用实例
图面说明：
脑部电极-1 脑电匹配输入电路-2 信号预放大电路-3
工频陷波电路-4 信号带通滤波放大电路-5 A/D转换电路-6
同步控制器MCU-7 接触电阻检测电路-8 基线跟随驱动电路-9
在线屏蔽跟随电路-10 极性转换电路-11 刺激发生装置-12
笔记本电脑-13 脑电信号放大电路-14 体感刺激器-15
视觉刺激-16 听觉刺激-17 体感刺激-18
具体实施方式
下面结合附图1-6和实施例对本发明进行详细地说明：
本实施例的便携式事件相关脑电位仪，包括(如图1所示)：带有脑电极1 的脑电帽、刺激发生装置12、脑电信号放大器14、A/D转换器6、同步控制器 MCU 7、一台笔记本电脑13；所述的A/D转换器6是由16个嵌入式A/D转换 器组成，其工作时序受控于同步控制器MCU 7；脑电极1按照国际10-20标准， 由脑电帽固定在被试的头部位；脑电极1将检测到的信号直接输入到脑电信号放 大器14，进行信号滤波放大处理后，然后再由嵌入式A/D转换器6进行实时同 步信号采集；所述的同步控制器MCU 7，由通用单片机或DSP控制芯片构成， 同步控制器MCU 7与16个嵌入式A/D转换器通过中断握手协议进行通讯，传 输途径为8位数据总线DBus；所述的同步控制器MCU 7，还对16个嵌入式A/D 转换器的工作时序进行同步控制，数据信息经过USB总线传输给笔记本电脑13， 同时控制体感刺激器15的工作方式；笔记本电脑13通过USB总线接口实时读 入脑电波信号，以供进一步处理分析；笔记本电脑13采用分时驱动两个显示器， 分别输出控制端实时显示图像和被试视觉刺激信号内容。
由于脑电波ERP信号非常微弱，因此在进行ERP信号分析之前必需将其放 大。本实施例采用的脑电信号放大器14，如图2所示，包括：脑部电极1、脑电 匹配输入电路2、信号预放大电路3、工频陷波器电路4、信号带通滤波放大电 路5、A/D转换电路6和同步控制器MCU 7；还包括一个用于电极-头皮接触阻 抗检测的接触电阻检测电路8和用于提高放大器抗干扰能力的基线跟随驱动电 路9；信号带通滤波放大电路5还有极性转换电路11(如图3所示)。脑电极信 号通过屏蔽线以差动输入的方式连接到信号预放大电路3的正负输入端，以提高 系统的抗基线漂移和抗噪的能力。然后，脑电极信号通过屏蔽线以差动输入的方 式连接到前置预放大器的正负输入端，以提高系统的抗基线漂移和抗噪的能力。 然后，脑电波ERP信号依次工频陷波、高低通滤波放大电路带通处理后，再作为 输入信号连接A/D转换器6，最后通过USB总线与计算机相连，以提高系统的灵 活性。
参考图3和4，其中信号预放大电路3选用高性能的仪表放大器INA118， 并有在线屏蔽跟随电路，采用差动浮地放大方式，以提高系统的噪声抑制能力 和输入阻抗。信号预放大电路采用运算放大器U5、U6、电阻R9、R10、R11、R12和精密仪表用放大器INA118构成，其中运算放大器U5、U6的负输入端与输出 端直接相连，构成信号跟随器电路；运算放大器U5的输出端与电阻R11相连， 然后再连接精密仪表用放大器INA118的正输入端；运算放大器U6的输出端与 电阻R12相连，然后再连接精密仪表用放大器INA118的负输入端；增益电阻 R9、R10中间相连，另外两端分别接精密仪用放大器INA118的RG+、RG-端； 还包含一个由运算放大器U0、电阻R0构成的在线屏蔽跟随电路，其中运算放 大器U0的负输入端直接与输出端相连，然后经过电阻R0接屏蔽地，运算放大 器U0的正输入端接在增益电阻R9、R10之间，以提高系统的噪声抑制能力和输 入阻抗，使得放大器的噪声抑制能力＞120dB。
其中在线屏蔽跟随电路由运算放大器U0和电阻R0构成，其中运算放大器 U0的负输入端直接与输出端相连，然后经过电阻R0接屏蔽地，运算放大器U0 的正输入端接在增益电阻R9、R10之间，以克服由于屏蔽线电位的变化引起的放 大器性能波动。
为了进一步增强系统抗干扰能力，利用运算放大器U7构成基线偏移跟随器， 利用运算放大器U0构成屏蔽跟随器(接机壳)。这样，整个前置预放大电路的增 益控制在40dB以内，同时共模抑制比达到120dB以上，保证了微弱脑电生理电 信号得以无失真低增益地放大。其中基线跟随驱动电路9由电阻R7、R8、运算 放大器U7、U8、电容C7构成，运算放大器U7正输入端接电源地，其负输入端 接电阻R8和电容C7，其输出端接电阻R7；电阻R8另一端接运算放大器U8的输 出端相连，电容C7的另一端与电阻R7相连，再与参考地电极GND相连。
电极与头皮接触的好坏，直接影响电极-头皮接触阻抗的大小。接触不好会 引起较大的交流干扰，尤其是在松动时电极与头皮的接触面将随着被试的呼吸或 身体、脸部的动作而改变，这将导致伪迹的产生。电极-头皮接触阻抗值愈小， 得到的波形质量就愈高、愈稳定，所以头皮-电极阻抗的测量是非常重要的。在 进行正式脑电波ERP实验时，通常需要先检测头皮-电极的接触阻抗大小。接触 电阻的检测一般是采用外部正弦信号驱动的方法来进行的。因此，本实施例设计 的接触电阻检测电路8(参考图1和2)由正电压源VGP、负电压源VGM、电阻 R13、R14以及高速切换开关SW1、SW2构成，其中正电压源VGP经过电阻R13与高速 切换开关SW1相连，高速切换开关SW1相连另一端接电阻R11；负电压源VGM经 过电阻R14与高速切换开关SW2相连，高速切换开关SW2相连另一端接电阻R12； 高速切换开关SW1、SW2采用低导通电阻(Ron＜4Ω)的高速模拟开关DG444芯片； 在测量正极的阻抗时，将VGM负电压源短路使其输出电压为零，VGP正电压源输 出为一正弦波。在测量负极阻抗时，将VGP正电压源短路使其输出电压为零，VGM 负电压源输出为一正弦波。其通道切换由的同步控制器MCU 7控制；在脑电波 ERP信号的采集过程中，可以实时监控电极-头皮的接触阻抗大小。
工频陷波衰减电路4主要由电阻R1、电容C1、C2、C3、可调电位器VR1、 VR2、VR3以及运算放大器U1、U2构成，通过VR1、VR2调节陷波器系数， 通过VR3调节陷波器品质参数；带通滤波放大电路，由二阶高通滤波放大和三 阶低通滤波放大电路构成，放大增益为20～70dB可调。其中，高通截至频率为 0.016Hz～16Hz可调，低通截至频率为15Hz～1000Hz可调。在进行直流DC采样 时，同步控制器MCU控制高速模拟切换开关，使高通截至频率为0.00001Hz左 右；极性转换器由电阻R2、R3、运算放大器U3、U4和精密+5V参考电源模块 构成，使输出的脑电波ERP信号Vout的幅度为0～+5V，供后续的A/D转换器 完成信号采集。
其中带通滤波放大电路5由二阶高通滤波放大电路，和三阶低通滤波放大电 路构成，放大增益为20～70dB可调。其中，高通截至频率为0.016Hz～16Hz可 调，低通截至频率为15Hz～1000Hz可调。在进行直流DC采样时，同步控制器 MCU控制高速模拟切换开关，使高通截至频率为0.00001Hz左右；极性转换电 路11由电阻R2、R3、运算放大器U3、U4和精密+5V参考电源模块构成，使 输出的脑电波ERP信号Vout的幅度为0～+5V，供后续的A/D转换器完成信号 的采集。
其中极性转换电路11，由运算放大器U3、U4、电阻R2、R3和基准参考芯片 REF195。其中，基准参考芯片REF195提供5V的高精度基准信号，其输出接运 算放大器U4的负输入端，正输入端与运算放大器U4的输出端的相连，在由运算 放大器U3、电阻R2、R3构成的同步加法器，完成极性转换。
其中同步控制器MCU 7，由通用单片机或DSP控制芯片构成，同步采集控制 器MCU控制A/D数据采集系统和刺激信号产生系统同步启动——保证所采集的 数据与刺激信号在时间上的正确对应；并与16个嵌入式A/D转换采集器通过中 断握手协议进行通讯，传输途径为8位数据总线DBus(如图4所示)；所述的同 步控制器MCU经过USB总线将采集的数据信息传输给笔记本电脑，同时控制体感 刺激器的工作方式，经测试，系统的采样率达5KHz/SPS，完全满足脑电ERP 研究和临床医学应用。
其中笔记本电脑通过USB总线接口实时读入脑电波信号，并实时显示脑电 波信号；同时还提供视觉刺激信号、听觉刺激信号。当同时进行采集和测量体感 刺激信号、视觉刺激信号、听觉刺激信号，就需要有3个A/D转换器6，如图5 所示。
本实施例使用的嵌入式A/D转换电路6，采用具有8通道A/D转换的在系 统SOC(System On Chip)控制芯片ADuC的。128导脑电波信号的采集需要16个 ADuC芯片同步协调的工作。同步控制器MCU利用中断技术，实时地启动16 个A/D转换模块，然后通过8位并口数据总线DBus实现脑电数据的快速读取。 为了克服各采集模块之间的数据冲突和资源竞争等问题，设计了交互式握手通讯 协议，保证数据实时、有序、正确地采集。
A/D转换电路6在本实施例中使用嵌入式A/D转换器，采用具有8通道A/D 转换的在系统SOC(System On Chip)控制芯片ADuC为核心研制的。128导脑电 波信号的采集需要16个ADuC芯片同步协调的工作。同步控制器MCU 7；和一 个用于电极-头皮接触阻抗检测的接触电阻检测电路8，以及用于提高放大器抗 干扰能力的基线跟随驱动电路9；其中脑电极1将信号检测到并经脑电匹配输入 电路2，传输到前置预放大电路3，输入到工频陷波器电路4，经信号带通滤波 放大电路5放大处理后，信号再输入16个嵌入式采集器同步A/D转换6，初步 滤波处理后经过数据总线DBus输入到同步控制器MCU 7；同步控制器MCU 7利 用中断技术，实时地启动16个A/D转换模块，然后通过8位并口数据总线DBus 实现脑电数据的快速读取。为了克服各采集模块之间的数据冲突和资源竞争等问 题，设计了交互式握手通讯协议，保证数据实时、有序、正确地采集。最后通过 极性转换电路对高阶带通滤波放大电路的输出信号进行极性处理，完成对微弱脑 电信号的放大和提取。
在进行直流DC采样时，同步控制器MCU控制高速模拟切换开关，使高通 截至频率为0.00001Hz左右；极性转换器由电阻R2、R3、运算放大器U3、U4 和精密+5V参考电源模块构成，使输出的脑电波ERP信号Vout的幅度为0～+ 5V，供后续的A/D转换器完成信号的采集。
同步采集控制器MCU控制A/D数据采集系统和刺激信号产生系统同步启动 ——保证所采集的数据与刺激信号在时间上的正确对应；并经过一个采样周期的 延时，同步控制器MCU将数据通过USB接口上传到笔记本脑电实时记录显示 和分析，如图3所示。经测试，系统的采样率达5KHz/SPS，完全满足脑电ERP 研究和临床医学应用。
本实施例所使用的体感刺激器采用一种通过电流对人体进行体感电刺激的 装置。其工作原理如图6所示，由体感刺激控制信号Ctrl、高速光耦OPTO、VMOS 功率芯片Q1和隔离耦合升压器BT0、调节电位器SW4和刺激电极构成。同步 采集控制器MCU发出的体感刺激控制信号Ctrl经过高速光电隔离，驱动VMOS 功率管Q1工作，形成功率脉冲信号驱动隔离耦合升压器BT0工作。BT0以耦 合振荡的形式将脉冲信号放大，形成高压尖峰刺激信号经刺激电极对被试施以电 流体感刺激。刺激强度通过电位器SW4调节。高压信号幅值不高于200V，刺激 电流强度0～6mA可调，采用浮地工作方式，保证了被试或病人的安全。
参考图7，本实施例采用上述的具体实施例制作的脑电仪，作为脑电波ERP 研究的一个实施例。首先，系统按照本发明的工作原理，将32～128导脑电极按 照国际10-20标准安置于被试的头部，再将脑电极扁平电缆接入脑电波ERP信 息采集系统，图7中用虚线框出。接着，将便携式小型液晶显示器放在平行被 试眼睛的前方100cm左右，以产生视觉刺激16；将立体声耳机戴在被试的 双耳朵上，以产生听觉刺激17；将体感刺激电极接入被试腕部正中神经系 统，调节好刺激强度，以产生体感刺激18；将键盘或游戏机操作器置于被 试方便控制的地方，以供实验过程中被试作按键反应；将3D数字化系统准 备好，以供实验过程中绘制被试的2D或3D脑地形图。然后，主试启动仪器对被 试进行训练测试。一切顺利后，正式测试开始，主试监视笔记本电脑显示的脑电 波ERP信息以及被试的反应情况，直到测试结束。最后，主试采用脑电波ERP 系统分析软件，对记录的脑电波ERP信息进行分析处理，得出被试大脑对刺激事 件的真实客观反应。系统“便携式”性质的实现：本系统是便携式系统，要求不 仅能应用于实验室研究，也能应用于医学临床诊断。因此，在整体方案设计时， 首先整个实验中，仅采用由一套3D数字化系统、一套便携脑电波ERP电位仪、 一个笔记本电脑、一个小型显示器和电极帽、反应键组成。相对于其它ERP 系统，实验系统部件少、体积小、重量轻，配置灵活方便，体现了“便携 式”的特点。