技术领域
[0001] 本
发明涉及一种脑电极优化方法，特别是涉及一种基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法及其应用。
背景技术
[0002]
脑机接口技术是21世纪的一种新型
人机交互系统，是在人或动物的脑与外部设备间建立的直接连接通路，通过外部设备读取脑中的
信号，然后经过计算处理，让这种信号转化为相关的控制指令，并代替人的肢体或语言器官实现人与外界的交流以及对外部环境的控制。
脑机接口技术涉及神经科学、信号检测、
信号处理、
模式识别等多学科，在残疾人康复训练、
生物医学、游戏娱乐、航天及军工等领域发挥着重要的作用。
[0003] 稳态视觉
诱发电位(SSVEP)，是指依托于一定
频率的刺激在EEG脑
电信号中产生相应的倍频响应，其中刺激主要是固定频率的闪烁，同时可以加入
相位延迟，它可以可靠地应用于脑机接口系统。相对于其他信号而言，SSVEP具有更高的分类准确率、更快的信息传输率，系统和实验设计更加简便，而且需要的训练次数也比较少。
[0004] 复杂性科学兴起于20世纪80年代，作为当代科学发展的前沿领域之一，其发展广泛应用于社会学、物理统计学、经济学、控制学、工程学、生物医学等多个跨学科研究领域，引发了从自然科学到人文社会科学领域的变革。复杂网络理论为非线性时间序列分析提供了全新的视
角，把每个通道当作一个
节点，把节点间的某种联系当作连边，这样该系统就被抽象成了复杂网络。复杂网络能够探寻在脑机接口系统中起关键作用的电极，从而可以有效的优化数据通道，提高数据传输、处理效率，提高脑机接口反应速度。
发明内容
[0005] 本发明所要解决的技术问题是，提供一种能够实现多
自由度意念控制的基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法及其应用。
[0006] 本发明所采用的技术方案是：一种基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法，包括如下步骤：
[0007] 1)对单个被试者的p个电极的脑电信号 分别进行小波多分辨率分解，分解层数为N层，得到一系列不同分辨率下的小波近似系数子带和小波细节系数子带
[0008] 其中，L为每一个电极获取的信号长度，xk,i表示p个电极中第k个电极的脑电信号中的第i个元素； 表示第k个电极的脑电信号第q层分解后得到的小波近似系数子带，表示第k个电极的脑电信号第q层分解后得到的小波细节系数子带；
[0009] 2)对所有系数子带进行特征提取，包括提取小波近似系数子带的6种特征：以及小波细节系数子带的6种特征： 所述的6种特征分别对
应最大值、最小值、平均值、标准偏差、陡度函数值和峭度函数值，由6种特征组成
特征向量为：
[0010]
[0011] 其中，
[0012]
[0013] 表示小波近似系数子带 的第l个特征， 表示特征 在所有p个电极中的最小值， 表示特征 在所有p个电极中的最大值， 表示归一化后的特征表示小波细节系数子带 的第l个特征， 表示特征 在所有p个电极中
的最小值， 表示特征 在所有p个电极中的最大值， 表示归一化后的特征
[0014] 3)对分解后的每一层，分别以每个电极作为网络节点，即网络节点数为p，以所有网络节点和其他所有网络节点之间的连边构成网络，网络中任意两个节点m与n之间的距离为 即
[0015]
[0016] 其中 表示节点m的特征向量 和节点n的特征向量 之间的二范数距离，计算网络中所有节点的特征向量之间的二范数距离，得到一个p×p的距离矩阵定义
阈值rc＝mean(r)+stdev(r)*0.15，其中mean(r)表示距离矩阵r中元素的平均值，stdev(r)表示距离矩阵r中元素的标准偏差，按照以下准则计算网络的加权邻接矩阵
[0017]
[0018] 当 时，节点m和节点n之间存在连边，且节点m和节点n的连边权重反之则没有连边，上角标q表示分解的N层中的第q层，共得到N个节点数目为p的网络；
[0019] 4)N个节点数目为p的网络构成小波多分辨率复杂网络；
[0020] 5)对每一层网络的加权邻接矩阵 计算网络指标，包括节点强度网络指标、节点介数中心性网络指标、以及节点聚集系数网络指标，分别确定每一种网络指标中最大的四个值所对应的网络节点，并作为预关键节点；
[0021] 节点m的强度Zm＝∑kamk，表示连接节点m的所有的连边权重之和；
[0022] 节点m的节点介数中心性CB(m)：
[0023]
[0024] 其中σsv(m)表示经过节点m的从节点s到节点v的最
短路径条数，σsv表示从节点s到节点v的最短路径条数；
[0025] 节点m的聚集系数C(m)：
[0026]
[0027] 6)统计所有N个网络依据三种网络指标确定的所有预关键节点，确定所有预关键节点中出现频率最高的4个节点，作为关键节点，4个关键节点所对应的电极为关键电极，所述关键电极与被试者对应，具有个体特异性。
[0028] 一种基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法的应用，包括以下步骤：
[0029] 1)获取基于高频
相位延迟的SSVEP脑电信号；
[0030] 2)对每一种SSVEP脑电信号，应用基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法，确定4个关键电极；对每一个被试者的所有g种SSVEP脑电信号，确定4g个关键电极，统计4g个关键电极中出现频率最高的4个关键电极，作为与被试者对应的最终的4个关键电极；
[0031] 3)提取最终的4个关键电极的脑电数据 h＝1,2,3,4，其中L为每一个电极获取的脑电数据长度，uh,i表示第h个最终的关键电极的脑电数据中的第i个元素，通过典型相关分析方法将最终的4个关键电极的脑电数据融合为一个脑电数据X；
[0032] 4)通过快速傅里叶变换将融合后的脑电数据X转换为频域下的
能量序列F：
[0033] F＝ABS(FFT(X))，
[0034] 其中ABS(·)为取绝对值的操作，FFT(·)为对括号中信号进行快速傅里叶变换；
[0035] 5)确定能量序列F中最大值所对应的频率，与获取SSVEP脑电信号时的β个刺激频率进行比较，
选定最靠近β个刺激频率中的一个刺激频率作为与能量序列F对应的频率，这个频率也是能量序列F对应的4个电极的脑电数据所对应的频率，依据4个电极的脑电数据的相位延迟信息确定相位信息，结合与能量序列F对应的频率和相位信息反推被试者正在观察的刺激图片；
[0036] 6)建立脑机接口，将刺激图片与被控对象能够执行的动作建立关联，产生控制指令控制被控对象运动。
[0037] 步骤1)包括：
[0038] (1)设定基于高频相位延迟的SSVEP脑电实验刺激界面，包含α行β列共g个刺激图片，同一行中，β个刺激图片初始相位相同但刺激频率不同，同一列中，α个刺激图片闪烁频率相同但初始相位不同；
[0039] (2)通过脑电信号采集设备分别获取8个以上被试者中每一个被试者经g个刺激图片诱发的g种SSVEP脑电信号。
[0040] 获取SSVEP脑电信号时的
采样率为1000Hz，
带通滤波为1～100Hz，并进行在线50Hz陷波，每一种SSVEP脑电信号中记录有M个电极的脑电数据，M大于等于10，各电极的脑电数据长度相同，参考电极为A2，
接地电极为GND，电极分布符合10～20国际标准
导联，实验中保持电极阻抗在5k欧姆以下。
[0041] 步骤3)所述的融合包括：
[0042] 创建模板信号Y：
[0043]
[0044] 其中f1,f2,f3,f4分别表示4个刺激频率，t为从1到L的序数；
[0045] 确定最优系数向量WU以及WY，使得相关系数ρ取得最大值，即：
[0046]
[0047] 其中上角标T表示取向量转置的操作，E[·]表示取括号中元素平均值的操作；确定最终的4个关键电极的脑电数据 融合后的脑电数据X＝UTWU。
[0048] 步骤6)所述的被控对象能够执行的动作包括：方向性的被控对象可执行的动作为前、后、左、右、上、下运动，每个方向的运动包含不同等级；操作性的被控对象可执行的动作为抬起、放下、屈伸、旋转、外展内敛；智能家居类的被控对象可执行的动作为
开关、调节对应家电功能的控制。
[0049] 本发明的基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法及其应用，具有如下有益效果：
[0050] (1)能够基于小波多分辨率复杂网络分析理论，找到起关键作用的电极，提高脑电数据的传输、处理效率；
[0051] (2)能够实现多自由度的控制，使得使用者的控制更加精细、多样化；
[0052] (3)采用高频SSVEP，会产生闪烁融合效应使得使用者主观上感觉不到闪烁，但在脑电信号中仍可检测到SSVEP高频响应，大大降低了视觉疲劳。
附图说明
[0053] 图1是本发明基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法的
流程图；
[0054] 图2是本发明基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法的应用的流程图；
[0055] 图3是多目标SSVEP脑电实验刺激界面；
[0056] 图4是10～20国际标准导联电极安放
位置。
具体实施方式
[0057] 下面结合
实施例和附图对本发明的基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法及其应用做出详细说明。
[0058] 如图1所示，本发明的基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法，包括如下步骤：
[0059] 1)对单个被试者的p个电极的脑电信号 分别进行小波多分辨率分解，分解层数为N层，得到一系列不同分辨率下的小波近似系数子带和小波细节系数子带
[0060] 其中，L为每一个电极获取的信号长度，xk,i表示p个电极中第k个电极的脑电信号中的第i个元素； 表示第k个电极的脑电信号第q层分解后得到的小波近似系数子带， 表示第k个电极的脑电信号第q层分解后得到的小波细节系数子带；
[0061] 所述的小波多分辨率分解首先选定小波基函数，包括但不仅限于Haar小波、Daubechies小波、Symlet小波等，然后再根据需求逐层分解，增加分析
精度。第一层分解将原始信号分解为小波近似系数子带和小波细节系数子带，之后的每一层都是对上一层的小波近似系数子带进行分解，分解为新一层的小波近似系数子带和小波细节系数子带。
[0062] 2)对所有系数子带进行特征提取，包括提取小波近似系数子带的6种特征：以及小波细节系数子带的6种特征： 所述的6种特征分
别对应最大值、最小值、平均值、标准偏差、陡度函数值和峭度函数值，由6种特征组成特征向量为：
[0063]
[0064] 其中，
[0065]
[0066] 表示小波近似系数子带 的第l个特征， 表示特征 在所有p个电极中的最小值， 表示特征 在所有p个电极中的最大值， 表示归一化后的特征表示小波细节系数子带 的第l个特征， 表示特征 在所有p个电极中
的最小值， 表示特征 在所有p个电极中的最大值， 表示归一化后的特征
[0067] 其中： ＜·＞表示取平局值的操作，
[0068] 其中： ＜·＞表示取平局值的操作，
[0069]
[0070] 3)对分解后的每一层，分别以每个电极作为网络节点，即网络节点数为p，以所有网络节点和其他所有网络节点之间的连边构成网络，网络中任意两个节点m与n之间的距离为 即
[0071]
[0072] 其中 表示节点m的特征向量 和节点n的特征向量 之间的二范数距离，计算网络中所有节点的特征向量之间的二范数距离，得到一个p×p的距离矩阵定义阈值rc＝mean(r)+stdev(r)*0.15，其中mean(r)表示距离矩阵r中元素的平均值，stdev(r)表示距离矩阵r中元素的标准偏差，按照以下准则计算网络的加权邻接矩阵
[0073]
[0074] 当 时，节点m和节点n之间存在连边，且节点m和节点n的连边权重反之则没有连边，上角标q表示分解的N层中的第q层，共得到N个节点数目为p的网络；
[0075] 4)N个节点数目为p的网络构成小波多分辨率复杂网络；
[0076] 5)对每一层网络的加权邻接矩阵 计算网络指标，包括节点强度网络指标、节点介数中心性网络指标、以及节点聚集系数网络指标，分别确定每一种网络指标中最大的四个值所对应的网络节点，并作为预关键节点；
[0077] 节点m的强度Zm＝∑kamk，表示连接节点m的所有的连边权重之和；
[0078] 节点m的节点介数中心性CB(m)：
[0079]
[0080] 其中σsv(m)表示经过节点m的从节点s到节点v的最短路径条数，σsv表示从节点s到节点v的最短路径条数；
[0081] 节点m的聚集系数C(m)：
[0082]
[0083] 6)统计所有N个网络依据三种网络指标确定的所有预关键节点，确定所有预关键节点中出现频率最高的4个节点，作为关键节点，4个关键节点所对应的电极为关键电极，所述关键电极与被试者对应，具有个体特异性。
[0084] 本发明的基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法的应用，如图2所示，包括以下步骤：
[0085] 1)获取基于高频相位延迟的SSVEP脑电信号；包括：
[0086] (1)设定基于高频相位延迟的SSVEP脑电实验刺激界面，包含α行β列共g个刺激图片，同一行中，β个刺激图片初始相位相同但刺激频率不同，同一列中，α个刺激图片闪烁频率相同但初始相位不同；
[0087] 图3给出一个4行4列的刺激界面具体实例：使用频率-相位编码方法构建了一个16目标识别系统，目标由4个频率(
频率范围为37～40Hz，频率间隔为1Hz)和4个相位(0、0.5π、π和1.5π)来进行编码；系统界面的主体部分是一个4×4的方框阵列，共16种刺激图片；每个方框大小为140×140
像素，任意两个相邻方框间的间距为50像素；视觉刺激呈现在LCD显示器上，该显示器刷新频率为120Hz。
[0088] (2)通过脑电信号采集设备分别获取8个以上被试者中每一个被试者经g个刺激图片诱发的g种SSVEP脑电信号。
[0089] 其中，获取SSVEP脑电信号时的采样率为1000Hz，带通滤波为1～100Hz，并进行在线50Hz陷波，每一种SSVEP脑电信号中记录有M个电极的脑电数据，M大于等于10，各电极的脑电数据长度相同，参考电极为A2，接地电极为GND，电极分布如图4所示，符合10～20国际标准导联，实验中保持电极阻抗在5k欧姆以下。
[0090] 结合图3给出一个具体实例：针对单个被试者，一次完整的实验包含6个子实验，每个子实验中被试者需要依次注视16张刺激图片，即先依次从左向右注视第一行的刺激图片，然后再注视下一行，直到所有16个图片都被注视一遍完成一组子实验，被试者每次只注视一个刺激图片，称为目标图片；其中，被试者注视单一刺激图片持续时间为5s，然后间隔5s，依次循环，一组子实验持续160s。为了减缓被试者的视觉疲劳，两个子实验间隔5min，给被试者充足的休息时间。此外，被试者被要求在刺激闪烁时尽量避免眨眼以减少眼电对EEG脑电信号的干扰；在实验过程中，为了便于被试者找到目标图片的位置，目标图片的下方会出现一个红色的小三角。
[0091] 2)对每一种SSVEP脑电信号，应用基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法，确定4个关键电极；对每一个被试者的所有g种SSVEP脑电信号，确定4g个关键电极，统计4g个关键电极中出现频率最高的4个关键电极，作为与被试者对应的最终的4个关键电极；
[0092] 3)提取最终的4个关键电极的脑电数据 其中L为每一个电极获取的脑电数据长度，uh,i表示第h个最终的关键电极的脑电数据中的第i个元素，通过典型相关分析方法将最终的4个关键电极的脑电数据融合为一个脑电数据X；所述的融合包括：
[0093] 创建模板信号Y：
[0094]
[0095] 其中f1,f2,f3,f4分别表示4个刺激频率，t为从1到L的序数；
[0096] 确定最优系数向量WU以及WY，使得相关系数ρ取得最大值，即：
[0097]
[0098] 其中上角标T表示取向量转置的操作，E[·]表示取括号中元素平均值的操作；确定最终的4个关键电极的脑电数据 融合后的脑电数据X＝UTWU。
[0099] 4)通过快速傅里叶变换将融合后的脑电数据X转换为频域下的能量序列F：
[0100] F＝ABS(FFT(X))，
[0101] 其中ABS(·)为取绝对值的操作，FFT(·)为对括号中信号进行快速傅里叶变换；
[0102] 5)确定能量序列F中最大值所对应的频率，与获取SSVEP脑电信号时的β个刺激频率进行比较，选定最靠近β个刺激频率中的一个刺激频率作为与能量序列F对应的频率，这个频率也是能量序列F对应的4个电极的脑电数据所对应的频率，依据4个电极的脑电数据的相位延迟信息确定相位信息，结合与能量序列F对应的频率和相位信息反推被试者正在观察的刺激图片；
[0103] 其中，相位延迟信息可由脑电数据分析得来，相同频率、不同相位的刺激图面引发的SSVEP脑电信号会出现对应相位的延迟，由此可得到相位延迟信息。
[0104] 6)建立脑机接口，将刺激图片与被控对象能够执行的动作建立关联，产生控制指令控制被控对象运动；
[0105] 所述的被控对象能够执行的动作包括：方向性的被控对象可执行的动作为前、后、左、右、上、下运动，每个方向的运动包含不同等级；操作性的被控对象可执行的动作为抬起、放下、屈伸、旋转、外展内敛；智能家居类的被控对象可执行的动作为开、关、调节、对应家电功能的控制。
[0106] 例如，当被控对象为
轮椅，所述的轮椅能够执行的动作包含以下16自由度：
[0107] 1)前进：根据移动距离分级，分1、2、5、10m四个级别；
[0108] 2)后退、左移、右移：移动距离0.5m；
[0109] 3)左转、右转：根据旋转角度分级，分5、10、30、90°四个级别；
[0110] 4)急停：通过频繁眨眼实现。
[0111] 当被试者想要控制轮椅向前运动5m时，注视刺激界面中与执行向前运动5m这个动作相关联的刺激图片，获取SSVEP脑电信号并进行分析，依据基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法的应用所述方法，反推被试者是正在观察的刺激图片，产生控制指令控制轮椅向前运动5m。基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法设计的智能轮椅，旨在方便老年人的日常生活，帮助不能通过传统接口(如轮椅的控制杆)控制电动轮椅的老人通过
生物电信号安全、便捷的完成轮椅的运动控制任务。采用本发明的基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法设计的智能轮椅克服了准确率低、自由度少、个体差异大等传统脑机控制设备的不足，并通过复杂网络分析大幅度提高了轮椅运动的反应速度，以提高老年人的
生活质量，使人们享受科技为生活带来的便利。
[0112] 本发明的基于小波多分辨率复杂网络的脑电极优化方法的应用，针对某一特定脑电实验范式，包括但不仅限于SSVEP、P300或者运动想象，应用小波多分辨率复杂网络探寻被试者在该脑电实验范式下的关键电极；对被试者的历史应用数据进行统计，构建针对被试者本人的脑电
数据库，采用
大数据分析更新、优化关键电极确定，减少关键电极选取受包括但不仅限于环境、个人情绪等不确定因素的影响。
[0113] 以上对本发明和实施例的描述，并不局限于此，实施例中的描述仅是本发明的实施方式之一，在不脱离本发明创造宗旨的情况下，任何不经创造性的设计出与该技术方案类似的结构或实施例，均属本发明的保护范围。
