阅读说明：本技术 头戴式设备 (Head-mounted device ) 是由 A·J·科恩 于 2018-05-02 设计创作，主要内容包括：一种用于检测患者的大脑的功能障碍的头戴式设备,包括LED显示器；用于测量电势的至少一个电极；所述设备被配置为能够安装在患者的头部上,从而使得当安装在患者的头部上时,LED显示器被定位于患者的眼睛前方,并且所述至少一个电极被定位于邻近所述患者的枕叶处。(A head-mounted device for detecting dysfunction of a patient's brain, comprising an LED display; at least one electrode for measuring an electrical potential; the device is configured to be mountable on a patient's head such that when mounted on the patient's head, the LED display is positioned in front of the patient's eyes and the at least one electrode is positioned adjacent the patient's occipital lobe.)

头戴式设备

技术领域

本发明涉及一种用于检测大脑的功能障碍的装置和方法，并且更具体而言，涉及用于通过监控大脑对视觉刺激的电响应来检测大脑的功能障碍的装置和方法。

背景技术

轻度创伤性脑损伤(mTBI)和其它的大脑功能障碍可能是身体冲击(尤其是对头部的冲击)的结果。轻度创伤性脑损伤的观察症状包括记忆力减退、缺乏方向性以及延迟大脑处理速度。这些症状通常被认为是脑震荡。

轻度创伤性脑损伤经常发生在高冲击性运动中，例如英式橄榄球、AFL(美国足球联盟)和美式足球，以及其它身体碰撞，例如汽车事故。然而，轻度创伤性脑损伤的诊断方法通常是主观的且通常不可靠。例如，使用MRI(核磁共振成像)扫描或CT扫描很难检测到轻度创伤性脑损伤。

轻度创伤性脑损伤是危险的状况。经受这种状况的患者需要持续很久的恢复期。遭受轻度创伤性脑损伤的个人在从这种状况中完全康复之前，受到进一步冲击是危险的。这在运动情况下尤其危险，在该运动情况下，需要迅速做出运动员是否应当在碰撞后继续参与比赛的决定。需要在有限的时间内对运动员是否遭受轻度创伤性脑损伤进行可靠的评估。

一种广泛用于评估轻度创伤性脑损伤(尤其是在运动中)的测试是运动震荡评估工具(第五版)SCAT5。SCAT5是用于评估运动员是否遭受轻度创伤性脑损伤的标准化评估。SCAT5广泛用于体育运动的所有级别，以检测脑震荡，并得到包括FIFA、世界橄榄球和国际奥委会的若干运动理事机构的认可。SCAT5包括对可能受伤的运动员执行的一系列功能、物理和神经认知测试。SCAT5包括使用若干测试(包括用于评估意识的格拉斯哥昏迷指数(CGS)、用于评估运动员的即时记忆的马多克斯(Maddocks)分数以及进一步用于评估运动员的身体、平衡、协调和认知测试)的评估。

尽管SCAT5得到了广泛认可和实施，但是分析的许多部分都是主观的。因此，不同的医生可以对同一位运动员做出不同的诊断。并且，运动员自己正在学习提供答案，以淡化或夸大其症状。测试的敏感性和特异性的再分化为准确诊断运动员的状况提出了问题。总体而言，使用包括SCAT5的主观测试存在导致轻度创伤性脑损伤的诊断错误和不准确性的可能性。

本发明的实施例通过提供用于评估大脑的功能表现的新装置和技术来解决现有技术的一些问题。

发明内容

在第一方面，本发明提供了一种用于检测患者的大脑的功能障碍的头戴式设备，包括：

LED显示器；

用于测量电势的至少一个电极；

所述设备被配置为能够安装在患者的头部上，使得当安装在患者的头部上时，所述LED显示器被定位于患者的眼睛前方，并且所述至少一个电极被定位于邻近所述患者的枕叶处。

在实施例中，所述LED显示器被配置为显示视觉刺激。

在实施例中，所述视觉刺激是光脉冲。

在实施例中，所述视觉刺激是白光。

在实施例中，所述视觉刺激以5Hz到60Hz之间的频率进行脉冲。

在实施例中，所述视觉刺激以15Hz的频率进行脉冲。

在实施例中，当所述设备安装在患者的头部上时，所述至少一个电极被配置为从所述患者的枕叶检测响应于所述视觉刺激的电信号。

实施例还包括配置为从所述至少一个电极接收电势信号数据的处理器。

实施例还包括被配置为存储预定的电势值的存储器，其中，所述处理器被配置为将所接收的电势信号数据与预定的电势数据进行比较，以检测所述大脑的功能障碍

在实施例中，所述预定的电势值是以下各项中的至少一项：

所述电信号的幅度；

所述电信号的频率；或者

所述电信号的时延。

在实施例中，所述大脑的功能障碍是脑震荡。在另外的实施例中，所述功能障碍是神经系统疾病(急性或慢性)或其它神经系统疾病，例如痴呆或MS。其它的实施例包括无线发射器，所述无线发射器被配置为通过无线电通信网络将所述电势信号数据发送到所述处理器。

另外的实施例包括接收器，所述接收器被配置为接收所述LED显示器的激活信号，所述LED显示器被配置为在接收到激活信号之后显示视觉刺激。

在实施例中，所述接收器是被配置为通过无线通信网络从计算设备接收激活信号的无线电接收器。在实施例中，所述无线通信网络是WiFi、蓝牙或另一个适合的无线通信网络。

在第二方面，本发明提供了一种用于检测患者大脑的功能障碍的方法，包括以下步骤：

向患者提供视觉刺激；

使用多个电极测量所述大脑对所述视觉刺激的电响应；以及

将所述大脑的电响应与预定的电数据进行比较，以检测所述大脑的功能障碍。

在实施例中，所述视觉刺激由LED显示器提供，并且所述大脑的电响应由至少一个电极测量；所述设备被配置为能够安装在患者的头部上，使得当安装在患者的头部上时，所述LED显示器被定位于患者的眼睛前方，并且所述至少一个电极被定位于邻近所述患者的枕叶。

在第三方面，本发明提供了一种用于检测患者的大脑的功能障碍的系统，其包括：

根据权利要求1所述的头戴式设备；以及

接收器，用于从所述至少一个电极接收电势信号数据。

在第四方面，本发明提供了一种用于检测大脑的功能障碍的头戴式设备，其包括用于向患者提供视觉刺激的照明单元，以及用于测量所述患者的大脑对所述视觉刺激的激发性电势的至少一个电极。

在第五方面，本发明提供了一种用于检测大脑的功能障碍的方法，其包括以下步骤：向患者提供视觉刺激，以及测量所述视觉刺激的激发性电势。

本发明的实施例使用脑电图(EEG)。通过在头皮位置记录大脑的电活动，可以客观地分析神经元活动。脑电图测试低风险并且成本相对较低，因此使其成为广泛使用的理想选择。

事件相关电势(ERP)是EEG的一个子集，其评估大脑对刺激的响应，而非检查被动活动。

实施例使用视觉激发性电势(VEP)(一种ERP)，在图案振荡或闪烁视觉刺激之后记录，以评估从角膜到V1视觉皮层的视觉路径的完整性。

实施例将VEP的方差的方差或模型与基线或规范模型进行比较。

本发明的实施例提供了用于挑战大脑的设备，该设备可以可靠地并以可重复的方式检测到诸如在脑震荡(轻度创伤性脑损伤)、痴呆和中风等情况下的细微以及极端减少的精神活动(神经功能)。在实施例中，挑战的方式涉及对大脑的刺激的性质，可靠地呈现刺激的方式以及测量结果的有效性(敏感性和特异性)。

这些可检测到的变化可能是急性的，即，在最近的创伤之后，或者是慢性的，表示在传统的成像技术(如CT或MRI)或更先进的功能模式包括fMRI和DTI(扩散张量成像)等上是无法观察到的亚临床损伤。

另外，类似于听力测试，其中检测到各种频率的响应，然后可以对其进行纵向监控，实施例独立地和组合地确定并记录对各种刺激的响应，以确定对于同一个人和人口规模而言这些刺激是否与之前的记录不同。所述设备及其驱动软件的实施例可以适应于该患者的后续测试，以特别地探索差异的那些区域以便于寻找恶化或恢复。

施加的刺激可以具有用于确定和调节在每种情况下均与所期望相同的效果的测试例程。

由于在许多情况下刺激将变得微弱，响应也将变得微弱，因此传感器与大脑的连接性很重要。典型的无源(非供电)EEG电极需要间歇地施加凝胶或盐水溶液。

附图说明

图1示出了安装在患者的头部上的一个实施例的主视图；

图2示出了安装在患者的头部上的一个实施例的后视图；

图3示出了安装在患者的头部上的一个实施例的侧视图；

图4示出了一个实施例的分解视图；

图5示出了一个实施例的后视图；

图6示出了一个实施例的底视图；

图7示出了包括头部件和计算机处理单元的系统；

图8是示出一个实施例中的部件的框图；以及

图9是示出由一个实施例执行的步骤的流程图。

图10是示出对视觉刺激的测量响应的曲线图。

图11是示出对视觉刺激的测量响应的曲线图。

图12是LCD监控器刺激的设置的框图。

图13示出了使用的刺激图像。顶行是闪光刺激；底行是模式刺激。图像之间交替刺激。

图14示出了15Hz频率的时序模式。注意使用“白色”或“黑色”刺激的H和L模式。

图15示出了数据分析的流程图。

图16A示出了视觉刺激的示例。

图16B示出了电极位置。

图17示出了频谱的傅立叶变换。

图18是头戴式设备的第二实施例的立体视图。

图19是第二实施例中的护目镜的分解视图。

图20是第二实施例中的传感器壳体的分解视图。

图21是第二实施例中的传感器板的分解视图。

图22和图23是示出了实施例的操作的流程图。

图24是第三实施例的立体视图。

图25示出了第三实施例的部件。

具体实施方式

示例1

现在参考附图，示出了用于检测患者的大脑的功能障碍的头戴式设备。图1至图3示出了佩戴在患者头部上的设备的实施例。该设备被配置为向患者提供视觉刺激，并使用覆盖患者的枕叶的颅骨附近并位于颅骨表面的多个电极测量视觉响应的激发性电势。枕叶是主要负责视觉处理的大脑的部分。

设备100包括位于患者的眼睛上方的不透明的护目镜1100。护目镜包括在护目镜内部的LED排列，患者的眼睛向该LED排列暴露(如图5所示)。LED被布置为在设备被激活时向患者提供视觉刺激。设备100包括壳体1200，该壳体1200被布置为定位于患者头部的后部。壳体1200包括用于测量由患者的大脑产生的电势的至少一个电极。电极被定位于壳体1200内。该设备被配置为使得壳体1200位于覆盖患者头部的枕叶150区域的颅骨表面。设备100包括头带1300和支撑部分1400，以将设备100保持在患者头部上的位置。

臂1500和1505从头带1300延伸，并且被配置为定位于患者的耳朵后面。每一个臂1500至1505都包括参考电极。在暴露于视觉刺激期间，参考电极被激活以检测患者的参考电势。

在视觉刺激激活期间，电极测量电势。该设备使用测量的电势来检测大脑的功能障碍，这将在下面进行更详细的讨论。

参照图4-6更详细地描述设备100。图4示出了设备100的分解视图。护目镜1100是不透明的并且由聚合物材料构造而成。护目镜1100被附接到鼻架1120，以将护目镜1100定位在患者鼻子上。上梁1130被附接到护目镜1100以将护目镜1100连接到头带1300。

图18-21示出了头戴式设备的另一个实施例。

图18-21的实施例具有与图1-3的设备不同的构造，但是包括等同的部件。护目镜1810(在图19中以分解视图示出)被布置为当设备1800被定位在患者的头部上时被定位为遮住患者的眼睛。传感器壳体1840被定位于患者头部的后部。传感器壳体1840包括EEG传感器1852、1854、1856，其被配置为当该设备安装在患者的头部上时被定位在枕叶上。设备1800通过头带1820、1825保持在患者头部的适当位置。顶部头带1830提供附加的支撑。头带1820、1825、1830包括调节器1822、1824、1834，以分别允许将设备紧密地安装到病人头部。

护目镜单元1810包括不透明的护目镜1812。头带配件1418定位于不透明的护目镜1812内部，并且包括从护目镜延伸的顶部延伸部分1813，为顶部头带1830提供锚定点。参考电极1815定位于部分1813内。参考电极1815提供用于分析患者数据的参考信号。注意，在图18-21的实施例中，参考电极定位于患者的前额周围。这与图1-6的实施例相反，在图1-6的实施例中，参考电极定位于患者的耳朵后面。护目镜1810包括LED源1818以向用户提供视觉刺激。当将设备安装在头部上时，皮肤接口垫片1819被定位成接触患者的面部。

在图20和图21中以分解视图示出了传感器壳体1840。传感器壳体包括安装在传感器板1858上的传感器5218、5418、1856。在图21中以分解视图示出了传感器板1858，其中传感器1852、1854、1856位于传感器板1858内。蓝牙模块和电池也定位于传感器壳体1840内。

头戴式设备的另一个实施例在图24和图25中示出。这些图仅示出了设备的后部，而没有任何护目镜或视觉刺激屏幕。

在图24和图25的实施例中，三个EEG传感器2410、2412、2414安装在传感器板2460上。两个参考传感器2420、2422位于EEG传感器上方的传感器板2460上。传感器板包含在传感器壳体2400内。

传感器壳体被配置为定位在患者头部的后部处的患者头部上，以便当将设备正确地定位在患者头部上时，EEG传感器位于枕叶上方。

设备具有臂2450、2455，以将设备支撑在患者的头部上。这些臂可以被连接到护目镜。

LED布置

LED 1110的布置位于护目镜1100的内部。在图5的示例中，LED 1100以矩形配置位于护目镜1100的每一侧上。该布置包括四行水平穿过护目镜1100的内表面的电极，以及在护目镜的面部内垂直向下延伸的三行电极。电极以在行和列之间具有相等间隔的均匀配置进行布置。电极对称地位于鼻架的两侧，并在患者的每只眼睛的前方提供对称的布置。在图5的示例中，LED 1110发射白光。

LED 1110由位于壳体1200内的电池供电。电能经由位于头带1300、上梁1130以及护目镜1110内的电导体提供给LED 1110。

壳体1200还包括LED驱动器。LED驱动器控制电极布置1110内的每一个电极的激活。LED驱动器独立地控制每一个LED。因此，可以创建包括LED的同时照明、LED的顺序照明和LED的选择性激活的不同的照明顺序。LED驱动器能够编程来实现多个不同的LED照明顺序。闪烁频率或闪烁频率的变化由LED驱动器控制。

LED驱动器可以在特定频率下提供对电极的激活和关闭。LED 1110的典型照明频率在5Hz至60Hz之间。优选实施例以15Hz的工作频率照亮LED1110。

该频率范围是理想的，因为来自大脑的最强视觉响应位于10-15Hz，而对于较高的频率响应则为40-60Hz。

在一些实施例中，使用间歇照明序列，包括照明的周期性突发(刺激时段)和中断。刺激周期可以是规律的或不规律的。刺激周期之间的典型间隔可能是0.1秒到100秒。例如，可以在第一个30秒刺激突发(burst)之后是10秒中断，之后是另外的30秒刺激周期，然后是另外10秒中断，之后是另外的刺激周期。取决于系统的操作参数，可以改变刺激周期和中断的持续时间，并且可以改变光序列。可以以可能产生更明显结果的间隔来最佳地设置刺激时段和中断的持续时间。

刺激可以包括针对视野施加的刺激的扇形可变性，例如可以隔离不同的眼睛。这可能包括左/右交替、变化以及具有隔离每一只眼睛和每一个视野的能力定序。

刺激的时间周期模式可以以逐渐延长的顺序变化或随机变化的时间序列来提供独特的相应电势信号，以区分时延并避免由于调节而产生的潜在假象。

在一些实施例中，LED驱动器自动扫过刺激或非刺激周期中的一系列频率和变化。

在一些实施例中，LED被同时驱动以产生视觉刺激。也可以使用替代的闪烁排列，其中以交替的闪烁顺序或从左到右(或从右到左，从上到下，从下到上)的闪烁模式来激活LED。在另外的实施例中使用附加的照明序列。

其它的实施例包括LED快门系统，该LED快门系统通过控制头部套件(headset)透镜中的“不透明度(从无透射率到接近完全透射率)”而不是产生其自身的光来将环境光发射或阻挡到受控频率。通常，快门被定位于眼镜或护目镜中。快门系统可以具有由处理器控制的单独的驱动器，也可以由LED驱动器控制。

一些实施例使用超出5-60Hz范围的附加操作频率。

优选的实施例包括白色LED。白色LED可以由一系列三个较小的红色LED、绿色LED和蓝色LED构成，这些LED被组合起来时可以显示白色。替代地，蓝色LED与黄色磷光体组合也可以用于产生白色LED。可以使用不同的波长或波长的变化。

除了白色LED之外，可寻址LED还可以用于改变颜色输出，以获得可能不同的结果。

实施例可以利用从近红外到蓝光范围的优选安全可见光频率的任何范围。

作为初始设置的一部分，可以通过软件手动调整LED的亮度和强度。还用于使用硬件控件来控制LED的亮度和颜色输出。

在其它实施例中，包括了LED的替代光源。其它实施例包括LED与替代光源的组合。

本发明的其它实施例包括光源的不同布置。

在护目镜的其它示例中，可以针对视觉诱发刺激来对屏幕进行物理图案化，例如形成波纹状。护目镜的一些实施例包括屏幕上的EMG，以检测对光序列的物理响应，包括眨眼响应和厌恶。

其它实施例包括偏振光元件。

在测试序列期间可以同时应用不同的光图案。EEG响应的测量允许检测对所施加的刺激中的一种或多种的抑制。

电极

壳体1200包括三个有源电极1210。电极被配置为测量直至100μV的电势。

系统中可以采用各种电极。图4的示例包括有源电极，该有源电极包含距离电极很短距离的电路。由前置放大器组成的该电路允许电极具有很高的输入阻抗，并且允许与干燥皮肤一起使用。

电极1210连接到位于壳体1200内的处理器。处理器控制电极1210的激活和去激活。

在另外的实施例中可以改变电极的数量和电极的特定位置。

头带配置

头带1300被配置为将壳体1200连接到护目镜1110。在图3-6的实施例中，头带1300被构造成在设备的任一侧上的两个部分1300a和1300b。头带由聚合物材料制成，并且足够地柔韧以允许设备舒适准确地定位在患者的头上。头带还可以包括长度调节器，以促进设备在具有不同头围的头上的精确定位。头带1300包括电线，以将电输入信号从壳体1200传送到护目镜1110。

头带1300包括用于连接到上梁1130的插头1310a、1310b。插头1310a、1310b提供壳体1200与护目镜1100之间的电连接。插头1310a、1310b还提供到上梁1130的物理连接。

在设备的后部，头带1300连接到壳体1200。头带1300的每一侧都包括到壳体1200的两个连接点1320a、1320b。连接点提供头带1300与壳体1200之间的电连接和物理连接。

支撑件1400被定位于设备的后部。支撑件1400由聚合物制成并且被配置为将设备保持在患者头部上的适当位置。特别地，支撑部分1400的形状是圆形的，以将壳体1200保持在头部后部的枕叶附近。

设备100包括从头带1300延伸的两个臂1600a、1600b。当臂1600a、1600b被正确佩戴时，臂1600a、1600b被定位于患者的耳朵后方。臂1600a、1600b从头带1300延伸。参考电极1700a、1700b被定位于每一个臂的远端。参考电极1700a、1700b是有源电极。臂1600a、1600b包括电线，以将激活信号传送到参考电极1700a、1700b，并将记录的信号从电极传送到壳体1200。臂1600a、1600b中的每一个都包括被配置为提供到头带1300的电连接和物理连接的连接器1610a、1610b。

在其它实施例中，参考电极可以位于患者周围的其它位置，例如在壳体1200中。

当头部套件被定位在患者的头部上时，在图1-3中示出了头部套件在患者上的定位，护目镜1100被布置为将LED直接定位在患者的眼睛前面。护目镜被布置为提供完整的视觉覆盖范围，以防止在LED阵列外部的可视性。支撑部分1400是圆形的，以接合患者头部的后部，并保持壳体1200的位置非常靠近患者大脑的枕叶。手臂1500被定位于患者的耳朵后方，参考电极被定位于患者的耳垂区域。本发明的实施例有助于调节头带的尺寸，以便该设备可以被具有不同头围的个人佩戴。

可以通过检测电极阻抗的电路来控制电极在头部上的定位，以检测与头部的接触的位置和是否充分。接触检测器检测与患者头部的接触以及电极在患者头部的位置。对于每一个患者，接触存储器被创建，该接触存储器可以是与患者记录一起存储的、用于记录电极的位置的数据文件。这允许复制电极放置，并允许将设备快速且准确地定位在患者的头部上。

头部套件的操作和控制

头部套件和控制设备的操作部件如图7和图8所示。如先前所讨论的，头部套件800包括由位于壳体1200中的LED驱动器8020激活的LED 8010。LED 8010经由一系列运行通过在壳体1200与护目镜1100之间的头戴的电连接来连接到LED驱动器。如上面所讨论的，电极8030位于壳体1200中，并配置为在将设备安装到患者的头部1200上时位于患者的大脑枕叶附近。参考电极也位于头部套件上，根据头部套件的配置，该参考电极可以位于头部周围的各种位置，例如，在患者耳朵后面(例如，图1至3)、在传感器电极上方(参见例如图24至26)或朝向头部的前部(参见例如图18和19)。其它实施例可以包括参考电极的位置的组合。

头部套件的电控制由处理器8040提供。在本发明的优选实施例中，处理器8040位于壳体1200中。然而，很明显，处理器8040可以被定位于头部套件单元内的任何位置。处理器8040向LED驱动器8020提供激活信息，该LED驱动器8020随后控制LED 8010的激活。处理器8040还控制电极8030的激活和去激活。电极8030连接到存储器8050。存储器8050从每一个电极接收测量的电势，存储并传送分析的值。

优选地，在测试期间，存储器8050存储与电极的激活顺序有关的所有信息。存储器8050还响应于激活序列存储来自每一个电极的测量的电势值。与测试有关的其它信息，例如关于测试的位置、测试的持续时间以及测试的日期和时间的信息也可以记录在存储器8050中。存储器8050的目的在于存储与测试相关联的数据。本发明的优选实施例包括头部套件100内的存储器模块，但是其它实施例可以包括连接的头部套件的远程定位的存储器。该连接可以经由有线连接或经由无线连接。头部套件800还包括用于向设备的电子部件提供电力的电源8070。

本发明的优选实施例提供了通过无线通信网络从计算设备对头部套件的无线控制。适合的无线通信网络包括WIFI、蓝牙、移动通信网络或其它适合的无线通信网络。在这样的实施例中，无线模块8060被结合到头部套件800中。无线模块8060包括用于接收头部套件800的控制信息的无线电接收机；以及用于将性能数据从头部套件800传送到控制计算机设备的无线发射器。

图7示出了控制设备850和头部套件800之间的连接。控制设备850包括无线模块8120，无线模块8120包括用于从头部套件800接收性能数据的无线电接收机和用于向头部套件800传送控制信号的无线发射器。控制设备850包括用户输入设备8110。用户输入设备被配置为接收用户输入以控制计算设备，从而控制头部套件8110。用户输入设备可以是用于接收用户指令的键盘、触摸屏、麦克风或其它适合的设备。计算设备850包括存储器8130。存储器8130包括头部套件的标准操作参数，并且还存储头部套件800的性能结果。存储器8130可以包括与患者的不同测试相关联的头部套件800的不同操作序列。本发明的其它实施例将比较结果存储在计算设备8150的存储器内。这可以在同一存储器8130内或在单独的存储器单元内。存储比较结果，以便头部套件可以将电极的测量电势与预定义结果进行比较，以诊断患者的状况。使用处理器8140来控制计算设备。

如上所述，跨无线通信网络提供计算设备850与头部套件800之间的交互。在另外的实施例中，可以使用有线连接(例如USB或能够在设备之间能够交换数据的其它电或光连接器)提供头部套件800与计算设备850之间的通信。

在本发明的实施例中，计算设备850是移动电话。可以将应用加载到计算设备上以实现与头部套件800的交互。替换地，可以将指定的计算设备与头部套件800配对。具有适合的连接性部件和控制部件的任何计算设备都可以用于控制头部套件并与该头部套件交互。

本发明的实施例可以连接到互联网(“基于云的存储系统”和“基于云的处理系统”)。这样的系统包括头部套件和/或计算设备中的通信模块，以通过互联网或其它数据网络传送和接收数据。可以通过这些网络传送和接收患者数据和测试数据，以实现对患者数据的远程存储和分析。还可以检索数据以进行本地分析。在示例中，使用软件和仪表板界面共享来自单个和多个系统的处理器和诊断数据的能力可以促进脑震荡专家、团队教练或安全员的审查和分析。仪表板可以为单个用户、组和人群提供实时数据以及历史总结。

操作程序

图9是示出在头部套件的实施例的操作期间采取的步骤的流程图。

在900处，计算设备850接收用户输入。计算设备850被配置为接收请求头部套件经历测试例程的用户输入。在优选的实施例中，计算设备包括至少一个预配置的例程，该例程包括用于测试的特定参数。参数可以包括测试的持续时间、LED操作的顺序，例如LED被激活的频率、待被激活的LED的数量、LED的颜色、LED的亮度或其它操作参数。其它参数可以包括活跃和不活跃照明活动的时间段的组合。在一些实施例中，用户可以手动覆盖预配置的参数，或者可以为用户定义的测试过程设置参数。在905处确认用户选择的参数和操作模式。在910处，操作启动信号被传送到头部套件800。如上面所讨论的，计算设备850与头部套件800之间的通信可以通过无线通信网、有线网络或任何其它适合的通信路径实现。

本发明的实施例包括用于确保设备被正确配置和定位以接收干净的EEG数据的例程。这涉及使受试者睁开眼睛最多30秒钟，然后闭眼睛最多30秒钟，同时初始记录验证正在接收到的EEG阿尔法节律。一旦其余测试序列被确定，将由手机上的软件启动。如果未接收到EEG阿尔法节律，则建议采取措施改善电极接触，重新放置头部套件等或检查设备是否正常工作。

在915处，在头部套件处从通信设备接收操作启动信号。处理器启动在920处激活头部套件上的电极。用户可以选择激活头部套件内的特定电极以进行特定测试。例如，特定数量或特定组的电极。

在实施例中，可以激活电极的特定子集以用于特定测试。在本发明的其它实施例中，执行电极启动序列以确认激活的电极的操作。

在电极激活之后，处理器8040启动LED驱动器8020。如上面所讨论的，LED驱动器8020控制LED 8010的操作。LED驱动器8020根据用户输入需求来启动激活LED。如上面所讨论的，LED驱动器根据测试需求控制LED的激活，该测试需求包括特定LED的激活、刺激周期的长度、LED的亮度、LED的颜色、LED的激活频率，闪烁频率、强度、波长的变化，波长变化、LED激活的次序以及激活顺序。舒缓部件或顺序可以启动预测试。

在930处，电极在测试期间测量电势。每一个电极测量的电势存储在935处。

测量的电势值可以本地存储在存储器8050中，或者可以传送回计算机设备以存储在存储器8130中。在一些实施例中，测量值被本地和远程存储。在一些实施例中，结果被传送到基于云的存储设备和/或处理器。

测试完成后，将去激活LED和电极。

结果分析

在测试完成后，将分析来自电极的电势测量值。本发明的优选实施例比较由电极测量的电势幅度的输出。优选地，使用诊断算法来检测与轻度创伤性脑损伤相关联的症状。比较的参数包括时间延迟、幅度、与测量的电势相关联的频率以及与电势波形相关联的其它参数。系统检测在刺激周期长度到检测到的周期长度或休息周期的延迟或差异。

在本发明的优选实施例中，从枕叶中的电极所测量的电势减去参考电极测量的电势，以去除任何背景信号。当与先前的基准线或规范数据库相比时，系统寻找视觉激发性电势波形幅度或时延的替换。

在本发明的优选实施例中，将测量结果与预定结果进行比较，例如基准线或规范模型。这些预定义的结果可能先前已经获得过，例如，对于运动队来说，结果可能已经在赛季前获得，以为运动员建立基准线读数。在本发明的其它实施例中，在预定义结果之外设置预定义范围，超过该范围则诊断出大脑的功能障碍。

在一些实施例中，使用存储器8050和处理器8040根据个人设置完全在头部套件随行(on-board)执行结果处理。其它实施例使用应用于患者结果、患者人数或患者类别的随行和互联网(基于云)分析的组合来执行分析。

在优选实施例中，诊断算法考虑个人的历史测量值以进行检测，以便将患者大脑的当前性能与其先前或正常性能进行比较。一些诊断算法考虑了用户群和人群的历史测量值。在头部套件上、计算设备上或云中本地执行的分析和诊断算法可以用于预测或推断疲劳、一天中的时间、锻炼方式、疾病、药物、脑震荡史、创伤或其它神经系统疾病的历史的影响。

本发明的实施例比较结果，并且如果由电极测量的电势的波形在预定范围之外，则触发警报。该警报可以是来自计算机设备的音频警报或来自计算机设备的视觉警报。本发明的其它实施例包括替代警报机制，例如振动器设备、或联网消息系统，例如电子邮件。

在一些实施例中，为了更好地量化SSVEP响应的强度，使用了一种利用频率响应的平均幅度、标准偏差和峰值幅度的算法。通过考虑标准偏差，可以在对响应进行评级时解决频率响应中的较大不一致问题。该评级是无单位的。

该算法的步骤如下：

步骤1：对(多个)数据流应用转折频率为5-35Hz的三阶巴特沃兹带通滤波器。这通常是来自电极位置O1、O2和Oz的数据。

步骤2：使用汉宁窗口对步骤1中的数据执行快速傅立叶变换(FFT)。

步骤3：将步骤2中的数据合并到一个数据集中。

步骤4：根据步骤3中的数据计算以下内容：

(a)5Hz到35Hz之间的平均幅度(μ)。换句话说，将5Hz到35Hz之间的相应FFT区段中的所有值相加，然后除以区段的数量。

(b)5Hz到35Hz之间的标准偏差(σ)。

(c)14.5Hz至15.5Hz之间的峰值幅度(v)。换句话说，在14.5Hz和15.5Hz之间记录的最高振幅。

步骤5：评级表示为：评级＝(v-μ)/σ

图10和图11示出了由电极1210测量的信号的傅立叶变换的示例性图形表示。曲线图示出了电极的频率响应。通常，在健康个体中，将观察到高且明显的基本频率，其中，该频率与视觉刺激的频率相匹配。图10示出了健康个体中电极测量的响应。在约15Hz处测量到高且明显的响应。图11示出了在患有脑功能障碍的个体中通过电极测量的响应。图11的曲线图示出了较低的响应，该响应不太明显。

受伤运动员的频率响应通常会产生不确定的基本频率，或者在更严重的情况下甚至缺少基本频率。

现在参考图22和图23描述设置和使用过程的进一步详细描述。图22的过程是关于代表患者、具有许多执行测试的患者的临床医生而描述的。在图22的示例中，头部套件经由运行在通过通信网络连接到头部套件的计算机或智能电话上的应用进行控制。

在计算机与头部套件之间建立有效的通信信号并激活计算机上必要的软件时，临床医生在2202处打开登录页面。如果临床医生尚未注册，他可以在此阶段进行注册。在2210处呈现临床医生的患者列表。在2212处尚未在临床医生下注册患者的情况下，在2214处将患者信息包括到系统中。在该阶段可能遇到任何其它身份验证请求，例如照片ID或其它身份验证请求。患者列表2210、2220可以存储在本地，并且还可以与云存储数据库同步。可以在2216处执行进一步的识别检查。

为了准备系统和要测试的患者，患者必须在2224处坐下。如果将头部套件***充电模块，则必须在2226上将其移除。可以准备好头部套件以用于清洁并且对该电极使用盐水溶液，以确保在2228处使电极手感湿润。这降低EEG信号的阻抗。在2230处，头部套件被定位在患者的头部上。头部套件可能取决于该头部套件的特定配置而被定位在不同位置，但是，通常，头带被定位于耳朵上方并被调整以贴合患者。头部套件对称地定位在头部上。

可以在2232处运行测试程序，包括阻抗检查，可以对电池检查进行测试以获取所需的功率输出，并且还可以检查设备的温度以确保其符合必要的温度限制和通过蓝牙或其它无线通信网络的连接测试。如果不符合，则可以显示错误消息。

在2234处，基于阿尔法波执行初步EEG测试。如上所述，这涉及使患者睁开眼睛长达30秒钟，并且不提供光刺激。在2236处，在没有光刺激的情况下，利用闭眼长达30秒运行初步EEG测试。初始记录验证EEG阿尔法节律是否被接收到。如果在2240未检测到EEG信号，则在2238处再次运行初步EEG测试，直到在2236处检测到EEG信号。在2240处成功测试之后，患者进入第一测试。指导患者在整个测试过程中保持眼睛睁开。该测试在2350处运行(图23)。如果在2252检测到误差，则可以重新运行测试。在该阶段可能需要进一步测试以验证结果。如果不需要进一步测试，则临床医生可以在2358执行首次评估，并且在成功测试之后，结果将被保存并返回到患者资料2362或对其它患者进行进一步测试。

本发明的实施例提供了一种用于通过从视觉响应中测量激发性电势来检测大脑功能障碍的系统和方法。本发明的实施例提供了可以快速、一致且以非主观的方式评估大脑内神经的性能的优点。这在需要快速做出诊断的运动环境中尤其重要。设备的电子特性还能够在测试时存储和比较预定义的结果和先前运动员的结果，以便帮助进行诊断。

如上所述，该系统的实施例连接到通信网络以实现对结果的本地或远程分析和诊断。可以通过车载、电话或算法(包括机器学习方法)的在线系统(或者这些的任意组合)将所有结果(包括现有的标准观测值和测试结果)进行合并，以用于通过互联网(“云”)分析和检测当前未建立的紧急关系的脑震荡诊断或长期脑震荡研究。

本发明的实施例移除了对主观评估的需要。取而代之的是，这些测试执行科学的测量，以评估大脑内的神经的表现。

在上述实施例中，头部套件被示出为单个单元。在本发明的其它实施例中，提供视觉刺激的护目镜可以在与电极阵列分开的单元中提供。在另外的实施例中，壳体不需要包括设备的所有电气部件，但是LED驱动器、存储器、处理器、无线模块和电源可以被定位在该系统的其它部件内。

在以上参考附图描述的实施例中，护目镜是一副运动眼镜的形状。其它实施例包括替代形状的护目镜。实施例中包括适于向用户的眼睛呈现视觉刺激的其它头饰(headwear)，例如，头盔或屏幕。其它实施例包括各种头部套件、防护眼镜和虚拟现实护目镜。

在本发明的另一个实施例中，该系统可以经由智能手机(例如在智能手机上的应用的控制下)来实现和控制。可以通过提供视觉刺激和位于视觉皮层上方的电极的智能手机替代该头部套件，该电极通过有线连接直接***电话中(甚至通过端口的麦克风/线路)或通过无线或蓝牙耦合部件与该智能手机通信。智能手机可以在虚拟现实类型保持器中使用。在这样的实施例中，应用控制视觉输出，并接收和分析从枕骨传感器接收到的电势。

智能手机可以将指引和指令传达给患者和测试信息，并生成视觉刺激模式。

在本发明的另一个实施例中，测试例程还可以通过利用例如智能手机罗盘、加速度计和陀螺仪传感器的车载测试来审核用户的前庭感觉和灵敏度。屏幕利用增强的或虚拟现实条件来调用前庭测试的挑战和控件。

本发明的实施例可以用于“描述(profile)”潜在患者，例如在对可能遭受轻度脑外伤的体育运动员的季前测试中，以便确定那些患者在测试中最敏感的形态。这将为该个人创建“指纹”或“护照”，从而允许在受伤后和康复期间进行最精细和最敏感的测试。

还可以与规范数据和响应进行比较，以阐明在遭受创伤或“脑震荡阈值”后变化的个人敏感性。

在发生碰撞或其它可能导致头部受伤的事件后，对个人运行EEG测试。碰撞后运行与轮廓测试相同的测试，并对结果进行比较，以评估个人是否患有大脑疾病。

示例2

本项研究的目标是评估便携式电生理平台从健康个体中记录可测量的SSVEP的实用性。

参与者

筛选所有参与者的癫痫、惊厥、现有或先前的脑损伤和状况。任何阳性结果都将参与者排除在研究之外。

装备

鉴别了系统的两个主要部件：视觉刺激生成部件和EEG记录器。使用计算机捕获来自EEG记录器的数据，并对数据进行信号分析。视觉刺激以两种单独的设置进行传递：便携式智能手机设置，以及另一种使用传统的LCD计算机监控器。针对便携式设置，使用了容纳在Google Cardboard(美国加利福尼亚州山景城的Google公司)中的Sony Xperia Z1Compact智能手机(日本东京都港区的Sony公司)。戴尔U2415液晶显示器(美国德克萨斯州朗德罗克One Dell Way，戴尔科技)被用作传统的液晶监控器。

EEG记录器是Emotiv EPOC+14-channel便携式无线头部套件(美国加利福尼亚州旧金山的Emotiv公司)。该头部套件具有14个用盐水润湿的电极，还有2个用于共模感应/右腿驱动反馈系统。仅O1和O2电极以及接地电极用于记录来自枕叶区、与视觉信号有关的输出。Emotiv头部套件包括在Windows操作系统下运行的软件，该软件从头部套件中捕获数据并将其记录为欧洲数据格式(EDF)标准文件格式。头部套件采样率被设置为128Hz。使用信号处理工具箱在MATLAB(美国马萨诸塞州纳蒂克MathWorks公司)上执行数据处理。

刺激是在MATLAB上以MP4电影序列文件的形式生成的。创建了两个刺激集合：一个包含简单的闪烁刺激，另一个具有棋盘图案刺激。两种刺激都以集中放置的数字的形式包含了注视目标。由于视频压缩可能引入压缩伪影，因此在Adobe Premiere CC中针对任何伪影(即黑框变成灰色)逐帧检查了电影文件。发现没有这种压缩伪像。

环境

实验在安静的房间里进行。在使用LCD显示器时，响应质量受环境光的影响很大，因此在测试期间所有进入房间的光都被关闭。在所有测试中，与外部噪声以及环境光源的强度和方向性相关的环境条件保持一致。

实验设置

实验分为两个独立的阶段。第一阶段评估与SSVEP相关联的每一个参数，并确定最佳参数。第二阶段验证了较大的人群的最佳参数。EPOC+头部套件经由蓝牙与计算机配对，并适合每一个参与者。适当的阻抗已经通过包括的软件进行了验证。在每次测试之间，存在一分钟的休息。所有测试都重复一次。

对于需要便携式SSVEP的测试，智能手机已打开电源并显示了刺激信息。然后，将智能手机容纳在Google Cardboard中并提供给用户。参与者将系统保持在手中，然后将该单元放到其脸部以观察测试开始时的刺激。在整个测试中，参与者都坐着。

对于需要LCD计算机监控器的测试，在监控器上显示刺激。如图12所示，用户需要坐在距离监控器30厘米处。

实验I

实验I的目标是评估便携式SSVEP系统的最佳参数，并将便携式系统(智能手机/卡板(cardboard)组合)与常规用于SSVEP应用的LCD监控器进行比较。评价了4个参数：传递平台、刺激图像的类型、刺激频率和历时(epoch)长度。

传递平台

4位受试者对每一个平台执行两次30秒的刺激观察。使用具有注视目标的15Hz闪光刺激。

首先在距离每一个参与者30cm的计算机LCD显示器位置评估参与者。一旦刺激开始，所有参与者被指示专注于注视目标。在经由蓝牙连接到EPOC+的计算机上远程开始记录。

接下来利用便携式系统对参与者进行评估。在确认他们可以看到刺激后，从连接的计算机远程开始记录。

刺激图像

在LCD监控器上用对图案反转和闪光图案阀两者的30秒15Hz视觉刺激评估4位受试者。每一个刺激图像都被评估两次(图13)。刺激图像的顺序对所有参与者都是随机的。所有参与者被指示专注于注视，然后开始远程记录。

刺激频率

带有注视目标的两种模式都分别以12、15、20和30Hz的频率显示30秒。使用了便携式刺激平台，并对所有4位参与者在每一个频率进行两次评估。频率及其相关联的帧输出如表3和图14所示。

表3：60Hz的频率和渲染模式表3：60Hz显示的频率和渲染模式

历时长度

为了一次评估所有历时长度，使用便携式刺激平台对所有4位参与者进行了45秒的评估，并且观察了闪光-反转模式的15Hz刺激以及注视目标。这些历时被裁剪成5、10、15和30秒的片段进行分析。

实验II

在评估实验I的结果之后，可以确定便携式刺激平台执行类似于LCD监控器，并且具有注视点和30秒长度的15Hz闪光刺激是最佳的。使用这些参数对所有受试者进行两次评估。流程图如图15所示。

数据分析

使用Emotiv Xavier Testbench软件将来自Emotiv EPOC+的所有数据捕获到欧洲数据格式(EDF)文件中。

每一个EDF文件都被导入到MATLAB中进行准备和分析。选择O1和O2通道进行分析。无需对信号进行下采样，因为EPOC+头部套件已经将数据从2048Hz下采样到128Hz。

信号过滤

O1和O2通道均使用具有5-40Hz窗口的三阶Butterworth带通滤波器进行滤波。选择了无限-脉冲响应-类型(IIR)滤波器，因为它具有较小的延迟和效率。在为IIR滤波器选择系数时，使用MATLAB Signal Processing Toolbox(特别是isstable函数)执行了不稳定性测试，以防止发生不受控制的滤波器输出。对于滤波器设计，选择了Butterworth IIR滤波器，由于它在通带中缺乏纹波。

选择较低的截止频率，由于由皮肤阻抗引起的较低频率中存在高噪声水平。选择较高的截止频率以消除电源噪声(发生在50Hz)并防止混叠。奈奎斯特(Nyquist)频率是64Hz(采样率是128Hz)，导致超过64Hz的所有频率都被混叠。另外，由于存在周围的电器引起50Hz的干扰。40Hz的截止频率过滤混叠，而无需使用陡峭且不稳定的滤波器。

最初的5秒钟被裁剪，因为用户测试发现在测试开始时习惯于刺激的同时出现了明显的眨眼，然后停止了。

信号转换

在经过滤波的O1和O2通道上执行了快速傅立叶变换(FFT)。仅画出0-40Hz之间的频率，因为超出范围的频率被滤除。O1和O2通道被组合在一起成为一个输出。

响应的量化

提出了一种简单的算法来量化频率响应。获取0-40Hz的平均背景频谱活动(或噪声)，然后记录峰值15Hz幅度与背景噪声之间的比率。

该方程可表示为：

比率_响应＝(振幅_15Hz)/(振幅_平均)。

统计分析

所有统计分析均在GraphPad Prism 7.02(美国加利福利亚92121，圣地亚哥5755Oberlin Drive，#110Graph Pad Software公司)上执行。对数据执行D'Agostino&Pearson正态性测试，以确定分布模式。

结果

实验I

4名健康成年人(3名男性、1名女性，平均年龄＝21.5，年龄方差＝1.708)参加了实验I。所有4位受试者的视力均为20/20，并成功完成了实验I的所有部分。

传递平台

LCD监控器的平均比率响应是6.415±0.627。便携式平台的使用产生了与LCD监控器类似的响应比率，其中，平均比率响应是6.199±0.501。

表4：不同传递平台的响应

受试者	传统LCD	便携式
			1	7.327	6.912
2	5.911	5.752
			3	6.274	5.995
4	6.147	6.138
			平均值	6.415	6.199
方差	0.6265	0.5012

刺激图像

图案反转和闪光反转图像都具有相似的响应，其中，平均比率响应分别是6.142±0.353和6.199±0.443。

表5：不同刺激图像的响应比率

受试者	闪光反转	图案反转
			1	6.721	6.634
2	5.625	5.807
			3	6.015	6.120
4	5.865	6.006
			平均值	6.057	6.142
方差	0.4712	0.3527

刺激频率

表6总结了不同刺激频率的结果。15Hz的刺激频率产生最强的响应(平均值＝6.319±0.416)，而12Hz的刺激频率稍差，同时仍然产生响应(平均12Hz＝4.754±0.4342)。20Hz和30Hz频率不产生可见响应。注意到在12Hz和15Hz刺激频率下分别以24Hz和30Hz可见峰的形式存在谐波频率。

表6：不同频率的响应比率

受试者	12Hz	15Hz	20Hz	30Hz
					1	5.167	5.912	3.742	2.768
2	4.657	6.015	2.953	2.635
					3	4.977	6.841	3.164	2.597
4	4.216	6.506	2.817	3.016
					平均值	4.754	6.319	3.169	2.754
方差	0.416	0.4342	0.4078	0.1894

历时长度

表7总结了关于历时长度的结果。45秒钟历时具有7.144±0.513的平均比率响应，而5秒钟历时具有2.793±0.597的平均比率响应，证明了历时对响应的影响。

表7：不同历时长度的响应比率

受试者	5s	10s	15s	30s	45s
						1	3.125	4.263	4.621	7.285	7.617
2	2.838	3.136	3.941	7.332	7.519
						3	1.939	3.467	4.804	6.373	6.537
4	3.269	2.941	5.546	6.476	6.903
						平均值	2.793	3.452	4.728	6.865	7.144
方差	0.5967	0.5828	0.6597	0.5137	0.5134

实验II

实验II评估了20名健康成人(13名男性、7名女性，Mage(平均年龄)＝36.47，SDage(年龄方差)＝18.54)。所有20位参与者的视力均为20/20，并成功完成了实验II。

根据实验I确定用于实验II的SSVEP参数。使用便携式激励系统，使用记录了30秒的15Hz闪烁的闪烁反转图像。使用这些参数，平均比率响应是5.551±1.164。

执行了D’Agostino&Pearson正态性测试，并且P值是0.9019，这意味着数据与高斯分布一致。

讨论

在该项研究中，我们已经示出，EEG可以从便携式智能手机系统上产生的刺激可靠地检测到正常受试者中的15Hz SSVEP，其中，可靠性与标准LCD监控器相同。

所提出的系统用作专用便携式诊断系统的概念的证明。结果表明，可以预期健康人群的响应可靠且一致。这可以在与运动有关的脑震荡中使用，其中，异常响应可能表明存在脑震荡。

目前，利用有助于症状清单、神经认知和平衡测试的临床诊断来诊断脑震荡。这种方法是主观的，容易引起观察者的偏见。常规的成像方式，诸如计算机断层扫描(CT)和磁共振成像(MRI)，仅能够用于排除严重的脑损伤，但不能检测到脑震荡。

结论

我们已经表明可以使用便携式平台可靠地检测健康控件中的稳定状态视觉激发性电势响应。我们发现，以中心注视目标和30秒的测试时间进行的15Hz刺激具有最鲁棒、最可靠和可重复的结果。利用智能手机、卡板头部套件和当前可用的无线EEG记录头部套件来实现该测试设置。

示例3

在进一步的研究中，目的在于评估便携式SSVEP平台在识别橄榄球联盟运动员中的脑震荡中的作用，并识别他们何时康复。在橄榄球联盟训练和比赛活动的季节中进行了一项前瞻性队列观察研究。共有65名(年龄20.9±2.3)的运动员登记了这项研究。进行了运动员筛查以识别参与研究的任何禁忌症和脑震荡史。在橄榄球俱乐部训练期间，每周执行一次测试。

用于本项研究的视觉刺激(参见图16A)以MP4视频文件显示在Sony Xperia Z1Compact智能手机上。智能手机被放置在Google Cardboard头部套件中，参与者将其保持在头部并遮住双眼。MP4视频包含一系列以15Hz交替的黑白屏幕。在屏幕中间放置一个数字(占屏幕的2％以内，视角为1.5°)，以允许参与者能够集中注意力以使参与者的注意力和刺激所覆盖的视野最大化。该数字每隔5秒更改一次，以提高用户注意力。

使用无线的14-通道EEG头部套件(Emotiv EPOC+；加利福尼亚州旧金山市EmotivSystems公司，http：//www.emotiv.com)进行EEG记录。电极根据国际10-20系统进行布置(参见图16B)。O1和O2电极用作主记录电极，并且P3和P4电极分别用作参考点(P3)和反馈消除(P4)。数据以128Hz采样，并经由Emotiv Xavier TestBench v3.1.21软件作为欧洲数据格式(EDF)文件无线传输到便携式计算机(Sony Vaio Pro 11便携式计算机(日本东京Minato，索尼公司)。

图16示出了A：用作刺激的视觉刺激的示例。刺激以每秒15次的速度在上图与下图之间交替变化。中间存在用于将屏幕与Google Cardboard头部套件对齐的基准线。该数字每隔5秒更改一次，并指示参与者将注意力持续30秒集中在数字上。NB：阴影在实际刺激中并不存在，但在此处用于使视觉刺激更清晰以便观察。(B)：Emotiv EPOC+电极位置。仅使用电极P3、P4、O1和O2：将P3和P4用作共模减法/驱动右腿参考和接地，而O1和O2是被分析的电极。

在赛季之前，所有注册的运动员都经过了筛选评估。一旦注册，所有参与者都要进行两次EEG测试(出于测试-再测试的可靠性目的)。在整个赛季中，通常在比赛结束后两天的培训课程中，参与者佩戴EPOC+头部套件和所获得的他们的SSVEP。为了确保头部套件与参与者的头部之间足够的连接，在进行测试之前，检查Emotiv TestBench软件的接触质量指示器。如果质量指示器指示连接不良，则移除头部套件，并用盐水溶液重新润滑电极板。为受试者提供容纳智能手机的头部套件；他们被指示举高到他们的眼睛处，凝视屏幕中央的数字，以在尽量不眨眼的情况下使眼球运动最小化30秒。然后重复总共进行了2次连续记录的测试。头部损伤或医学诊断为脑震荡后，重复测试两次以评估SSVEP中的任何变化。在该季节期间还周期性地重复测试，以评估测试-再测试的可靠性。为了解决潜在的偏差，测试的管理员直到处理数据之后才知道运动员的状况。

捕获的EDF文件数据被导入到MATLAB 2015b(马萨诸塞州内蒂克MathWorks公司；http：//www.mathworks.com)中。应用了转折频率为5Hz到40Hz的带通Butterworth滤波器，以使低频噪声、DC电压偏移和电源噪声最小化。然后应用快速傅立叶变换(FFT)生成组合的O1和O2通道的频率幅值图。计算5-40Hz和15Hz(Mag15)之间的平均幅度(MagAvg)，以建立Mag15与MagAvg之间的幅度比(MagRatio)。MagRatio用于不同组之间的比较。由于每一个参与者都具有2个测试结果，因此使用了更高的MagRatio结果。

使用IBM SPSS软件(美国纽约国际商业机器公司)执行统计分析，并在GraphPadPrism 7(美国加利福尼亚州GraphPad软件公司)中绘制曲线图。Shapiro-Wilk正态性测试确定数据为正态分布(对照W＝0.97；p＝0.2902，脑震荡W＝0.96；p＝0.4154，恢复W＝0.90；p＝0.5987)。在3组(对照-脑震荡、对照-恢复、以及脑震荡-恢复)之间执行配对和未配对的单侧t-测试，并使用Bonferroni校正进行所有事后分析。利用具有95％置信区间(CI)的分类内相关系数(ICC)来评估测试-再测试的可靠性，以检查整个赛季的基线与重复测试之间的一致性。利用科恩的效应大小(d)来计算对照、脑震荡以及恢复之间的实际有意义偏差。<0.19、0.20-0.60、0.61-1.20和>1.20的效应大小分别被认为是微小、小、中、大[25]。所有汇总数据均表示为平均值(具有95％的CI95％)和中位数(第25至第75四分间距)。统计显著性水平设定为α＝0.05。

结果

在与对照组相比时，观察到已识别的脑震荡参与者的刺激反应强度(MagRatio)的显著变化(2.00[95％CI：1.83至2.16]vs.5.01[4.78至5.24]；p<0.0001)(参见表1)。与脑震荡的SSVEP相比，康复后重新评估的8名参与者具有增加的MagRatio(见表2)。

表8：所有参与者和记录脑震荡的参与者的VEP MagRatio值的平均值为95％的置信区间，中位数是四分[第25至第75]间距，以及对照、脑震荡和康复参与者之间的偏差。匹配的参与者仅包括该赛季所有3个研究组中的参与者。

CI:置信区间；IQR＝四分[25^th to 75^th]间距；diff＝Mag_Ratio之间的偏差；d＝科恩的d效应大小

表9：在脑震荡后，立即在对照(基线)记录对视觉刺激的脑震荡响应(MagRatio)的运动员，并且不同评估结果之间存在差异的情况下，后续根据实际结果进行恢复。

在脑震荡之前获得控制比率；在脑震荡之后长达72小时的脑震荡比率；在临床上宣布恢复比赛后的恢复比率；

表10：在整个赛季中经过多次测试的运动员的SSVEP和EEG结果的测试-再测试的可靠性。

在整个赛季中周期性地对未记录脑震荡的运动员执行对照测试-再测试。脑震荡后3-7天后执行了脑震荡测试-再测试，但尚未在临床上宣布恢复比赛。周期性地对受到正式脑震荡但自医学上宣布康复的运动员执行恢复的测试-再测试。中间时间：测试之间的中间时间。平均时间：测试之间的平均时间。

还观察到脑震荡参与者的α节律的降低和θ节律的增加(8-12Hz)。恢复后，α和θ节律恢复到基线状况(见图17)。

图17示出了与运动员JJ2的频谱(SSVEP)比较的傅立叶变换(在医学诊断为脑震荡者(左)和在医疗清除可重返比赛时(右))。注意，在左图上的α节律的降低和θ节律的增加。还要注意的是，右图在15Hz处存在一个大峰值，表明对15Hz视觉刺激的响应。

一些对照参与者还表明除其15Hz基本频率以外的更小的30Hz谐波频率(参见图17右)。仅在16名对照参与者中观察到了此现象，但在脑震荡参与者中的任一人都未观察到此现象。

该研究表明，经过医学评估的脑震荡诊断和临床恢复后，脑震荡前SSVEP参数恢复正常。

对照组和康复组的高的测试-再测试可靠性突出了测量的一致性，即使在重复测验相隔数周时也是如此。

与传统的VEP相比，使用SSVEP存在若干优点，例如：(1)EEG记录器与视觉刺激之间缺乏同步性(简化了装备要求)；(2)对噪声伪像的相对抵抗性；(3)对可变接触阻抗的改善的弹性。这些优点使SSVEP成为在非临床环境(诸如运动场的边线上)和全科医生手术中使用的更好的系统。

诸如磁共振成像(MRI)和计算机断层扫描(CT)之类的成像模态的使用主要用于解剖学成像，并且因此提供了关于结构问题的信息。由于脑震荡不是肉眼可见的结构性损伤，因此这些成像模态无助于诊断，但可以用来排除任何结构性损伤。然而，VEP测试评估的是功能而不是结构的完整性，并反映了大脑的生理状况。因此，本项研究中发现的对15Hz刺激的响应缺乏可能代表了脑震荡的客观评估标准。诸如在这项研究中使用的SEPEP之类的VEP的使用，具有成为对脑震荡的临床诊断中医疗专业人员进行评估和识别的辅助手段。

即使在他们第一次测试后立即再次对同样的个人进行测试之间，背景噪声也是可变的。可能的原因可能是由于：(1)差的阻抗控制(因为系统未反馈实际阻抗值)；(2)由于疲劳或分心而导致在测试期间的变化视觉焦点。与其它EEG装备一起进行测试可以更深入地了解这些差异是自然发生的还是当前装备的缺点。对刺激施加屈光模糊(refractiveblur)还可以识别瞳孔、会聚或适应性变化是否影响所识别的响应。

先前已经报道了α节律的降低和θ节律的增加，并且这种现象可能不仅仅归因于与运动有关的脑震荡。先前降低的α节律与倦睡和嗜睡过程(特别是压力)相关联；增加的θ节律与认知和情绪过程(特别是压力)相关联。还观察到某些参与者以30Hz的次级响应形式存在谐波频率。先前的非临床研究已经识别了该谐波频率，并利用它来提高脑-机接口解决方案的分类精度。然而，其诊断用途，特别是在脑震荡损伤中的用途尚待确定。可能的解决方案是进一步对研究小组进行分层，以识别谐波频率的存在是否是随机效应，或者在某些条件下是否特定的。

在大多数参与者中，第二项测试的响应强于第一项。其假设由于对该过程的熟悉度以及减少的眨眼。

脑电图和SSVEP通过非侵入性地并且客观地测量脑功能为脑震荡评估提供了新的可能性。这项研究旨在识别经由便携式设备使用SSVEP的脑震荡参与者是否存在差异。该研究还评估了脑震荡损伤后同一个人先前(基线)响应的恢复情况。

应当理解的是，如果在本文中引用了任何现有技术出版物，则该引用并不意味着承认在澳大利亚或任何其它国家该出版物构成了本领域公知常识的一部分。

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