文獻(xiàn)標(biāo)識碼: A
DOI:10.16157/j.issn.0258-7998.172215
中文引用格式: 張發(fā)華,舒琳,,邢曉芬. 頭皮腦電采集技術(shù)研究[J].電子技術(shù)應(yīng)用,,2017,43(12):3-8.
英文引用格式: Zhang Fahua,,Shu Lin,,Xing Xiaofen. Study on the technique of scalp EEG acquisition[J].Application of Electronic Technique,2017,,43(12):3-8.
0 引言
近年來,,世界各國都加大了人腦研究的政府投入:歐盟已啟動為期10年耗資10億英鎊的“歐洲人類大腦研究計劃”,,希望能模擬一個完整大腦功能[1];美國啟動為期10年投入數(shù)十億美元的“腦活動繪圖”計劃[2],;中國亦啟動 “中國大腦項目”,。在人腦研究中,腦電信號監(jiān)測是目前使用得最為廣泛的手段之一[3],,應(yīng)用于生理監(jiān)測[4-6],,神經(jīng)反饋訓(xùn)練[7,8],,廣告營銷[9,,10],神經(jīng)及腦部相關(guān)疾病如癲癇,、抑郁癥等的輔助診治,,腦認(rèn)知功能研究,以及備受關(guān)注的腦機(jī)接口(BCI)領(lǐng)域,。
在腦電信號監(jiān)測中,,頭皮腦電相對于顱內(nèi)腦電采集技術(shù)具備無創(chuàng)的優(yōu)點,相對于前額腦電能提供更多通道,、更多腦區(qū)的腦電信號,,用途更為廣泛。當(dāng)前頭皮腦電信號采集面臨以下問題:(1)頭發(fā)遮蔽使得腦電電極無法直接接觸頭皮,,或接觸頭皮面積小,,導(dǎo)致頭皮-電極接觸阻抗大;(2)對于操作簡易度和穿戴舒適度要求較高,;(3)運動噪聲干擾及汗液短路使長期動態(tài)頭皮腦電采集存在巨大的挑戰(zhàn),。
本文首先研究了腦電的傳導(dǎo)模型,然后系統(tǒng)分析了關(guān)鍵的幾類頭皮腦電采集技術(shù):濕電極技術(shù),、半干電極技術(shù),、干式接觸電極技術(shù)、非接觸式采集技術(shù),、有源電極技術(shù),,可穿戴頭皮腦電采集系統(tǒng),并對各種采集技術(shù)進(jìn)行總結(jié)評估,。最后,,對頭皮腦電采集技術(shù)的發(fā)展趨勢提出一些展望,,為后續(xù)研究提供借鑒。
1 腦電傳導(dǎo)模型
腦電信號(EEG)是頭皮電極對腦電位振蕩的記錄,。電位由電偶極子相互作用產(chǎn)生,。電偶極子的極點可被看作是離子電流的源和匯,由體細(xì)胞過量的陽離子的極點為源,,細(xì)胞樹突尖端缺少陽離子的極點為匯,。離子可以自由移動通過腦脊液和腦組織,從而形成離子電流,,如圖1,。由腦電電極對這些電位幅度變化的記錄,即為腦電信號[11],。
在腦電采集和處理過程中,能否測量得到高質(zhì)量的EEG信號依賴于電極和頭皮之間電子通道的可靠性,,這要求非常低的和穩(wěn)定的電極本體阻抗以及頭皮-電極接觸阻抗,。而角質(zhì)層不導(dǎo)電,這使得頭皮-電極接觸阻抗因角質(zhì)層的存在而特別大,。在頻率分別為1 Hz和1 MHz下,,每平方厘米的角質(zhì)層的阻抗分別為200 kΩ和200 Ω[12]。神經(jīng)信號由離子電流通過體液傳導(dǎo)到頭皮表面,,然后由放置在頭皮上的電極捕獲,,電極將離子電流轉(zhuǎn)化成電子電流傳導(dǎo)到后端采集系統(tǒng)。目前腦電電極主要分為兩大類:一類是基于導(dǎo)電膠/膏的濕電極,,一類是無需導(dǎo)電膠的干式電極,。第二類還可以細(xì)分為半干式電極和全干式電極。
2 頭皮腦電技術(shù)研究進(jìn)展
2.1 濕電極技術(shù)
濕電極技術(shù)采用導(dǎo)電凝膠降低電極-頭皮接觸阻抗,,因為導(dǎo)電凝膠可以穿透頭發(fā)使得頭皮表面和高阻抗皮膚角質(zhì)層變得潤濕,,甚至可能穿透汗腺和毛孔滲透到皮膚的內(nèi)層。濕電極技術(shù)因其頭皮-電極阻抗小(大約為5~20 kΩ),,與其良好的信噪比和較高的可靠性[13,,14]等優(yōu)點,已成為臨床和科研腦電測量的主要選擇和標(biāo)準(zhǔn),。但是,,傳統(tǒng)濕電極存在以下問題:(1)測試前需要對頭皮做去角質(zhì)處理,時間成本和操作復(fù)雜度高,;(2)在電極-頭皮接觸面需加入導(dǎo)電凝膠,,致使測試完畢后需要清洗頭發(fā);(3)導(dǎo)電凝膠隨著使用時間延長會脫水硬化致使頭皮-電極接觸電阻增大,,影響測試結(jié)果,;(4)頭發(fā)影響腦電信號采集的信噪比,;(5)無法支持日常長期腦電監(jiān)測的需要。尤其是步驟繁瑣和穿戴不適的問題使得操作者和受試者諸多抱怨,。
2.2 半干電極技術(shù)
為了克服濕電極技術(shù)的諸多缺點,,近幾年來基于非導(dǎo)電膠/膏的干電極和半干電極技術(shù)成為研究熱點[15-17]。半干電極的原理是:電極本體內(nèi)具有盛有電解液的容器,,在使用過程中通過外部施加壓力從特定結(jié)構(gòu)中釋放電解液,,釋放的電解液構(gòu)成頭皮和電極之間的離子通道,如圖2所示,。這種電極不需要導(dǎo)電膠,,并且能部分解決濕電極準(zhǔn)備時間長、需要進(jìn)行皮膚處理的缺點,。文獻(xiàn)[15]提出了一種半干電極,,主要通過電極頭中的多孔陶瓷的毛細(xì)作用力,均勻并能長時間向頭部釋放少量電解液,。其阻抗很?。?4.4±16.9 kΩ,且在8小時內(nèi)阻抗最大增加20 kΩ),,在10位受試者(2位女性,,8位男性)的睜閉眼實驗中,這種半干電極與濕電極的平均相關(guān)度為93.8%±3.7%,;在SSVEPs實驗中,,平均相關(guān)度為93.7%±2.7%,在以12 Hz,、15 Hz和20 Hz頻率閃爍SSVEPs實驗中,,半干電極和濕電極的信號頻譜圖基本無差異,都在12 Hz,、15 Hz和20 Hz處有極大值,。由于這種電極能長期釋放電解液,能對腦電進(jìn)行長期測量,。半干電極的技術(shù)問題如下:首先,,需要額外的壓力來實現(xiàn)連續(xù)釋放電解液;其次,,在壓力作用下,,電極有可能損壞;更重要的是,,外部壓力不受控,,不均勻的壓力使釋放的電解液量不一致,導(dǎo)致信號不穩(wěn)定[17],。在一次釋放較多電解液的情況下,,兩個電極之間極易發(fā)生短路,。
2.3 接觸式干電極技術(shù)
近幾年干電極技術(shù)研究成為熱點。在接觸式和非接觸式兩種主要干電極[18]中,,較多使用的是接觸式,。接觸式干電極也主分為兩類:一類是侵入式,可以刺破頭皮角質(zhì)層,;另一類是非侵入式[19,,20]。
2.3.1 侵入式電極
MEMS微針陣列干電極[21],,電極的微針直徑一般為納米級或微米級,,且材質(zhì)為堅硬金屬或表面涂有導(dǎo)電材料的晶硅[22]。其能刺破角質(zhì)層,,會刺激頭皮并帶來感染風(fēng)險[23],,故較少使用。
2.3.2 非侵入式金屬電極
對于非侵入式電極,,為突破頭發(fā)的遮蔽,,透過頭發(fā)測量頭部區(qū)域的腦電信號,減小頭皮-電極的阻抗,,一般也會使用針式結(jié)構(gòu),其探針直徑為毫米級別,,且使用導(dǎo)電性能好的金屬,,如金、銀,、銅等[24-30],,如圖3。為使電極與頭皮接觸緊密,,在使用過程中須施加壓力,,而金屬探針非常堅硬會讓使用者感到不適。為保證舒適度就必須減小施加的壓力大小,,而減小壓力會增加接觸阻抗,。為防止接觸阻抗因此增加,必須進(jìn)一步提高電極的導(dǎo)電性能,,有些研究在金屬探針上面涂層導(dǎo)電性能較好的材料,,如石墨烯或PEDOT等[31,32],,圖3(a)中,,利用聚吡咯石墨烯納米復(fù)合物對電極的探頭進(jìn)行修飾。有研究在金屬探針下面裝置彈簧起到緩沖效果,,如圖4,,當(dāng)向電極施加較大壓力使得電極與頭皮接觸更好時,,彈簧的緩沖作用不會讓使用者感到不適[33,34],。文獻(xiàn)[31]中提出的干電極與濕電極在不同腦區(qū)進(jìn)行了腦電信號的測試對比,,信號線性相關(guān)度均在90%以上。并利用干電極測得的EEG信號進(jìn)一步分析,,發(fā)現(xiàn)在閉眼狀態(tài)下α波(8~12 Hz)出現(xiàn)的次數(shù)增多,,符合在閉眼狀態(tài)下α波易出現(xiàn)的規(guī)律,符合醫(yī)學(xué)界現(xiàn)今認(rèn)可的有關(guān)腦電信號分解波段波形特征的描述,。進(jìn)一步表明所設(shè)計制備的新型干電極能夠準(zhǔn)確檢測頭皮腦電信號,。
2.3.3 柔性電極
為克服金屬電極的缺點,不少團(tuán)隊開始研究柔性電極,。柔性電極以柔性導(dǎo)電材料為基材制備,。多數(shù)是摻雜型導(dǎo)電材料,即基體為不導(dǎo)電的硅膠橡膠等,,摻入導(dǎo)電性能良好的材料,,如碳黑、碳納米管,、石墨烯,、銀粉或其他金屬系或碳系納米顆粒增加其導(dǎo)電性[35,36],,試樣如圖5所示,。這種柔性電極有很好的柔軟性,并在頭發(fā)區(qū)域與濕電極獲取腦電信號的相關(guān)度高達(dá)約97.85%,。有些柔性電極以柔軟性的材料為基底,,在電極表面鍍上導(dǎo)電性能良好的金或者石墨烯,使電極具有導(dǎo)電性,。文獻(xiàn)[37]中,,提出了一種以PDMS材料為基底,電極表面鍍上金,。文獻(xiàn)中通過13根探針和21根探針的電極驗證增大電極與頭皮的接觸面積能降低頭皮-電極阻抗,,且其在頭發(fā)區(qū)域(POz)與濕電極所測得的腦電信號的相關(guān)度為90%,無發(fā)區(qū)域(FP2)相關(guān)度為92%,。
2.4 非接觸式采集技術(shù)
非接觸式電極相當(dāng)于一個電容耦合到皮膚,,可不用直接接觸皮膚而采集到生物電信號。這種電極記錄的腦電信號幅度小,,并會因頭部運動而改變頭皮-電極的電容,,受運動干擾較大[38],此時需要將電極設(shè)計為有源電極,,電極需增加有源電路模塊,,才能采集到性能較好的腦電信號,,如圖6。其體積較大,,且受頭部運動的影響大,。文獻(xiàn)[39]所提的非接觸式干電極實驗表明采集的腦電信號與同區(qū)域的濕電極采集到的腦電信號的相關(guān)度為92.05%;并對其和濕電極做5小時的長時間腦電測量,,通過采集的腦電信號波形可以看出,,非接觸式干電極可以長期采集到穩(wěn)定的腦電,而濕電極因?qū)щ娔z隨時間變長而硬化,,導(dǎo)致所采集腦電的性能變差,。
2.5 有源電極技術(shù)
對于頭皮腦電信號采集,因頭發(fā)阻擋,,電極頭皮接觸面積小,,接觸阻抗大,為采集到可靠和穩(wěn)定的腦電信號,,往往需將電極設(shè)計為有源電極,,增加有源電路模塊。對于一般的有源電極電路,,通常是電容與運算放大器的輸入節(jié)點串聯(lián),,以消除直流偏移和減小相位失真[40]。有源電路的輸入端連接高輸入阻抗,,確保運算放大器工作在有源區(qū),。有源電路能減少信號的衰減、相位畸變和增大共模抑制比(CMRR)[41],。文獻(xiàn)[41]中有源金屬梳狀電極,其采集的腦電信號與同區(qū)域的濕電極采集到的腦電信號的相關(guān)度大約為96%,,厚頭發(fā)個體與薄頭發(fā)個體的信號的信噪比分別為6.94 dB和7.83 dB,,結(jié)果表明,在電極很好接觸頭皮的情況下,,頭發(fā)厚度對信號質(zhì)量的影響不明顯,;SSVEPs實驗的頻譜圖也表明所提出電極采集信號的有效性。圖7為有源柔性梳狀電極,,通過調(diào)整導(dǎo)電材料的含量,,使得電極的導(dǎo)電性能最好,其阻抗減小到僅比傳統(tǒng)濕電極大約10倍,,在閉眼狀態(tài)下采集的腦電信號能清楚地觀察到α波,,并且在頭發(fā)區(qū)域信號與濕電極所采集的信號的相關(guān)度約為70%以上[42],在閉眼狀態(tài)下信號的SNR比濕電極采集的信號的SNR稍低,。
2.6 頭皮腦電采集系統(tǒng)集成技術(shù)
目前,,除去醫(yī)院和研究院所的專業(yè)腦電采集設(shè)備,,小型化便攜式穿戴式腦電采集設(shè)備也飛速發(fā)展。由Cognionics公司研發(fā)的“HD-72”頭盔[43],,支持64個通道并加上8個輔助通道用于其他生理監(jiān)測,,如ECG/EMG/呼吸/GSR等,是一款真正多通道的EEG頭盔,,如圖8(a)所示,;美國腦電波廠商Emotiv的產(chǎn)品“Epoc”[44]主要針對的是游戲玩家,是一款基于PC平臺為專業(yè)玩家打造的腦波產(chǎn)品,,如圖8(b),;由g.tec公司研發(fā)的“g.Nautilus-PRO”[45],其電極是由性能良好的g.SAHARA電極的干電極組成,,完全防水的特性使其易于清潔,,如圖8(c);Neuroelectrics公司研發(fā)的“STARSTIM”系列產(chǎn)品[46],,包括8通道,、20通道和32通道等產(chǎn)品,其后臺的智能軟件與云平臺,,為獲取的EEG信號提供可靠的處理和支持,,如圖8(d)。由于穿戴式腦電技術(shù)還處于初級階段,,民用化的腦電采集穿戴式產(chǎn)品采用的多是金屬電極,,測量準(zhǔn)確度有限,且大部分停留在產(chǎn)品原型和應(yīng)用初期階段,,還存在很大的技術(shù)發(fā)展空間,。
3 發(fā)展趨勢與問題探討
伴隨著人腦探測的熱潮,以及腦機(jī)接口的推廣,,頭皮腦電采集技術(shù)將迎來一個高速發(fā)展期,。由于存在著頭發(fā)遮蔽、運動干擾,、出汗影響等諸多問題,,頭皮腦電采集挑戰(zhàn)巨大。未來其發(fā)展將著重在新型材料,、先進(jìn)結(jié)構(gòu)和加工工藝,、以及系統(tǒng)集成三個方面,以達(dá)到高性能,、良好舒適度的優(yōu)點,,滿足長期日常動態(tài)頭皮腦電監(jiān)測的需求。
3.1 新型材料
由于避免了導(dǎo)電膠和復(fù)雜操作,頭皮腦電干式電極將成為研究重點,,并將向著柔性,、低成本和易于加工的方向發(fā)展。柔性電極一般以聚二甲基硅氧烷(PDMS),、硅膠和三元乙丙橡膠(EPDM)等價格較低廉的材料為基材,,保證電極的柔軟度。為使電極具有導(dǎo)電性,,在其表面鍍上導(dǎo)電性能好的材料,,如金、銀,、石墨烯或聚吡咯石墨烯等,;或在其內(nèi)部摻雜電性能好的材料,如銀粉,、碳,、碳納米管或金屬納米顆粒等,并在電極表面涂上金,、石墨烯或PEDOT導(dǎo)電性能好的涂層,,增加電極的導(dǎo)電性。新型柔性材料和新型導(dǎo)電材料如石墨烯的發(fā)展將極大推動頭皮腦電采集技術(shù)的發(fā)展,。
3.2 先進(jìn)結(jié)構(gòu)和加工工藝
對于電極的基底,,一般采用3D打印或者鑄模的方法進(jìn)行制備,對于MEMS 微針陣列干電極,,其探針的直徑達(dá)到納米級,,一般采用3D打印技術(shù);頭發(fā)區(qū)域的干電極,,其探針直徑一般為毫米級別,,采用鑄模技術(shù)。電極在澆注成型時,,在其中加入比例適合導(dǎo)電物質(zhì),,使電極具有導(dǎo)電性;或?qū)沧⒊尚偷碾姌O浸泡于有機(jī)導(dǎo)電聚合物(如PEDOT:PSS)中,,并置于在真空箱中,,隨后烘干,,使結(jié)構(gòu)表面涂覆一層有機(jī)導(dǎo)電聚合物,;或用濺射工藝將金屬涂層噴到電極表面,使得電極具有導(dǎo)電性,。除去3D打印,、澆注成型、涂層,、鍍層,、參雜的工藝等,,一些先進(jìn)的輔助結(jié)構(gòu)也將成為后續(xù)研究的研究重點,比如彈簧式的結(jié)構(gòu)用于緩沖電極與頭皮之間的壓力從而達(dá)到穿戴舒適的目標(biāo),,毛細(xì)孔式的結(jié)構(gòu)用于釋放導(dǎo)電液物質(zhì),。另一方面采用先進(jìn)結(jié)構(gòu)或者材料吸收汗液,以防因汗液引起相鄰電極間的短路,,這是動態(tài)日常腦電監(jiān)測必須保障的條件,。
3.3 系統(tǒng)集成
頭皮腦電采集系統(tǒng)主要包括無線腦電獲取模塊,前端信號處理模塊和后端信號分析模塊[47],。經(jīng)過處理后的信號數(shù)據(jù),,經(jīng)藍(lán)牙發(fā)送到智能軟件與云平臺,為獲取的EEG信號提供可靠的處理和支持,。對于無線腦電獲取模塊,,基于多通道采集腦電信號,較常見的是20通道,、32通道和64通道,,目前也有基于72通道的腦電采集系統(tǒng)(8個輔助通道用于其他生理監(jiān)測,如ECG/EMG/呼吸/ GSR等),。多通道腦電采集系統(tǒng)能監(jiān)測全頭部區(qū)域的腦電信號,,減少某些通道出現(xiàn)故障、受到頭部運動或眼動肌動的影響而干擾對腦電信號的分析,,保證測量的準(zhǔn)確性,。穿戴式頭皮腦電監(jiān)測技術(shù)的發(fā)展方向之一是后端處理電路的小型化,前端采集電路如濾波放大電路的微型化與電極集成一體化,,以及前端后端的協(xié)同濾波降噪設(shè)計等,。
4 結(jié)語
頭皮腦電采集技術(shù)常用的濕電極由于其良好的信噪比和較高的可靠性等優(yōu)點成為臨床和科研腦電測量的主要選擇和標(biāo)準(zhǔn)。其操作不便,、舒適度差,、持續(xù)操作時間短的缺點也限制了其在穿戴式日常動態(tài)腦電監(jiān)測的應(yīng)用。新型腦電電極的研究向高性能(如半干電極,、金屬電極和有源電極),、良好舒適度(如柔性電極)的方向發(fā)展,但目前所提出的各種電極仍存在諸如導(dǎo)電性差,、體積大,、加工工藝復(fù)雜、串?dāng)_等問題,,使得頭皮腦電采集技術(shù)還有很大的發(fā)展空間,。未來將著重在新型材料,先進(jìn)結(jié)構(gòu)和加工工藝,以及系統(tǒng)集成三個方面發(fā)展,,推動頭皮腦電技術(shù)朝著生活空間的日常動態(tài)長期腦電監(jiān)測的目標(biāo)發(fā)展,,推動相關(guān)領(lǐng)域如腦科學(xué)和腦機(jī)接口等的發(fā)展。
參考文獻(xiàn)
[1] BRUNNER C,,BIRBAUMER N,,BLANKERTZ B,et al.BNCI Horizon 2020: towards a roadmap for the BCI community[J].Brain-computer interfaces,,2015,,2(1):1-10.
[2] MIRANDA R A,CASEBEER W D,,HEIN A M,,et al.DARPA-funded efforts in the development of novel brain-computer interface technologies[J].Journal of neuroscience methods,2015,,244:52-67.
[3] REIS P M R,,HEBENSTREIT F,GABSTEIGER F,,et al.Methodological aspects of EEG and body dynamics measurements during motion[J].Towards a New Cognitive Neuroscience:Modeling Natural Brain Dynamics,,2014:9.
[4] TEY F,LIN S T,,TAN Y Y,,et al.Novel tools for Driving fatigue prediction:(1) Dry Eeg Sensor and (2) Eye Tracker[C]//International Conference on Augmented Cognition.Springer Berlin Heidelberg,2013:618-627.
[5] ABO-ZAHHAD M,,AHMED S M,,ABBAS S N.State-of-the-art methods and future perspectives for personal recognition based on electroencephalogram signals[J].IET Biometrics,2015,,4(3):179-190.
[6] CHIOU J C,,KO L W,LIN C T,,et al.Using novel MEMS EEG sensors in detecting drowsiness application[C]//2006 IEEE Biomedical Circuits and Systems Conference.IEEE,,2006:33-36.
[7] MICOULAUD-FRANCHI J A,GEOFFROY P A,,F(xiàn)OND G,,et al.EEG neurofeedbacktreatmentsin children with ADHD:an updated meta-analysis of randomized controlled trials[J].Frontiers in human neuroscience,2014(8):906.
[8] ZOEFEL B,,HUSTER R J,,HERRMANN C S.Neurofeed-back training of the upper alpha frequency band in EEG improves cognitive performance[J].Neuroimage,2011,,54(2):1427-1431.
[9] ASTOLFI L,,F(xiàn)ALLANI F D V,CINCOTTI F,,et al.Neural basis for brain responses to TV commercials:a high-reso-lution EEG study[J].IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering,,2008,16(6):522-531.
[10] VECCHIATO G,,ASTOLFI L,,DE V F F,et al.On the use of EEG or MEG brain imaging tools in neuromarketing research[J].Computational intelligence and Neuro-science,,2011.
[11] LOPEZ-GORDO M A,,SANCHEZ-MORILLO D,VALLE F P.Dry EEG electrodes[J].Sensors,,2014,,14(7):12847-12870.
[12] PRUTCHI D,NORRIS M.Design and development of medical electronic instrumentation: a practical perspective of the design,,construction,,and test of medical devices[M].John Wiley & Sons,2005.
[13] MCBRIDE S.Encyclopedia of medical devices and instrumentation[J].Journal of Clinical Engineering,,1988,,13(6):464.
[14] TALLGREN P,VANHATALO S,,KAILA K,,et al.Evaluation of commercially available electrodes and gels for recording of slow EEG potentials[J].Clinical Neurophysiology,2005,,116(4):799-806.
[15] LI G,,ZHANG D,WANG S,,et al.Novel passive ceramic based semi-dry electrodes for recording electroencephalography signals from the hairy scalp[J].Sensors and Actuators B:Chemical,,2016.
[16] PENG H L,LIU J Q,,TIAN H C,,et al.A novel passive electrode based on porous Ti for EEG recording[J].Sensors and Actuators B:Chemical,2016,,226:349-356.
[17] MOTA A R,,DUARTE L,RODRIGUES D,,et al.Development of a quasi-dry electrode for EEG recording[J].Sensors and Actuators A:Physical,,2013,199:310-317.
[18] CHI Y M,,JUNG T P,,CAUWENBERGHS G.Dry-contact and noncontact biopotential electrodes:methodological review[J]. IEEE reviews in biomedical engineering,,2010,3:106-119.
[19] SHYAMKUMAR P,,RAI P,,OH S,et al.Wearable wireless cardiovascular monitoring using textile-based nanosensor and nanomaterial systems[J].Electronics,,2014,,3(3):504-520.
[20] LIN C T,LIAO L D,,LIU Y H,,et al.Novel dry polymer foam electrodes for long-term EEG measurement[J].IEEE Transactionson Biomedical Engineering,2011,,58(5):1200-1207.
文獻(xiàn)[21]-[47]略
作者信息:
張發(fā)華,,舒 琳,邢曉芬
(華南理工大學(xué) 電子與信息學(xué)院,,廣東 廣州510641)