脑电同频检测方法、脑电同频刺激方法与装置

摘要

一种脑电同频检测方法、脑电同频刺激方法与装置，脑电同频检测的方法能够根据测得的脑电数据，统计脑波同频系数，及时发现脑波不同频区域。脑电同频刺激方法通过视、听刺激和眼睛运动以及辅助的微电流刺激，达到安全的脑电同频目的，且结合脑电同频检测方法，进行脑定点同频电刺激，高效可靠地诱导脑波同频震荡，诱发正常睡眠。脑电同频刺激装置，能够在脑电信号实时调节下的正常生理刺激和眼睛运动诱导睡眠，具体的是基于视觉刺激引导的眼睛运动(快速跳动、匀速跟踪运动)结合同步同频率的听觉刺激诱导睡眠；对于部分难以被视、听刺激诱导入睡的严重失眠病人，还可配合定点微量电刺激帮助达到全脑慢波震荡，具有快速、安全地诱导睡眠的功能。

说明书

技术领域

本发明涉及脑电同频技术，尤其涉及一种脑电同频检测方法、基于该脑电 同频检测方法的脑电同频刺激方法与装置。

背景技术

近年来，快节奏、高压力、多噪音的城市生活致使越来越多的人难以入眠， 进而成为失眠症病人。2002年美国的一项调查发现成年人失眠症的发病率为 58％。我国近期调查的结果显示成年人失眠症的发病率和美国大致相同。失 眠症严重地折磨患者的身心健康，长期失眠往往伴随其它严重的心理、精神 障碍，影响病人的生活和工作的质量，甚至导致病人以自杀为代价摆脱失眠 的痛苦。

尽管世界多个国家投入大量的人力和物力研究失眠症的病因和治疗方法， 但截止目前仍没有理想的治疗手段。临床医生对失眠症病人的治疗以口服化 学性药物为主。虽然化学性药物有显效快、短期疗效显著等特点，但长期服 用会产生药物依赖和一定的副作用。慢性失眠症的病人不得不终身服药，并 不断加大药物剂量以达到原有的治疗效果。俗话说“是药三分毒”,长期服用 化学药物加重了患者的心理和精神负担。因此，急待开发非药物性治疗的方 法。

连续监测的脑电图显示，和清醒时相比睡眠状态下的脑电波处于全脑同步 慢波震荡中。如何诱发出同步慢波震荡的大脑电波，将是物理治疗失眠症的 一个重要环节。听觉刺激虽然安全，但人类大脑接收听觉刺激的脑区部位较 小，不易把整个大脑的活动同步起来。反之，人类大脑中三分之一的皮层为 视觉皮层，几乎同时可被视觉刺激激活。另外，控制眼睛运动的脑区散布在 大脑额叶和顶叶中的多个部位。利用大脑结构的这些特征性，同步的慢波视 听刺激以及同步同频的眼睛运动可在较短的时间内诱发整个大脑的同频率电 活动，达到催眠大脑的目的。

近年来市场出现了几款用于帮助睡眠的仪器，包括利用听觉、视觉等间接 刺激以及磁场、电流等直接刺激方式，但当前催眠仪器的效果并不理想，尤 其是直接向脑内输入电、磁来达到干预大脑活动的方式，会引起非预期的效 果，严重的可诱发局部和全身癫痫发作，其安全性有待考评。

目前具有代表性的基于脑电检测的睡眠仪器如下：

D1：中国专利ZL 200910312825.6公开的催眠装置及方法；

D2：中国专利ZL 93107366.9公开的快速催眠仪；

D3：中国专利ZL 201120089419.0公开的催眠枕；

其中，D1公开了采取“脑电波感受器”采集睡眠时人脑电波频率的技术， 其技术目的是通过采集的脑电波频率与设定的频率区间对比，判断采集对象 是否已进入睡眠状态，若否，则采用播放音乐，直到进入受体进入睡眠；

D2公开了利用“电极”实时采集人脑电波频率的技术，其技术目的是根据 采集的脑电波频率，向采集对象施加与脑电波同频的“低频电流刺激”，具体 的是“利用电极将信号引出，经衬垫加载患者的相应穴位；治疗时，是利用 所述电极输出的低频电流连续刺激患者的神经系统，控制交感神经的兴奋性， 起到引起慢睡眠初始状态的特征的作用….”。

D3公开了利用“脑电波测试仪”采集脑电波的技术，其技术目的是“通过 脑电波测试仪将信号传送给音乐播放器，来选择适合的睡眠音乐”。

然后，根据统计，由于个体的差异，每个个体睡眠的脑电同步慢波频率均 不相同，大致符合区间为7HZ-15HZ内的正态分布，其中1OHZ最高；根据 检测，入睡过程中人脑慢波频段随着时间变化而变化的，且不同脑区对应的 慢波频段不同，D1-D3均只是采用简单的刺激，均未记载视觉刺激以及眼球 运动刺激等方式；由于听觉神经脑区刺激覆盖面少，无法引起全脑慢波同步， 且简单的音乐没有节律性，不能根据脑波的变化进行及时调整，效果非常不 理想。

无论是D1-D3，还是现有技术，均没有记载脑波同频检测的方法，这就无 法识别脑部各个区域的频率相关程度，也无法及时发现导致脑波难以同频的 关键区域，也就无法实现针对性的刺激，更无法实现脑波同频刺激。

发明内容

本发明的目的是提供一种脑电同频检测方法、基于该脑电同频检测方法的 脑电同频刺激方法与装置，它具有及时发现脑部不同频区域，实现定点刺激， 且刺激方式安全可靠，能同时激活多个脑区，达到大脑慢波同步的目的。

本发明是这样来实现的，一种脑电同频检测方法，其特征在于，它包括如 下步骤：

(1)采集脑电信号并预处理：通过脑电采集单元实时采集在时域上的脑电 数据，并对采集到的脑电信号分段做局部实时处理，对每段数据做加窗函数 处理；

(2)计算脑电同步性：利用同频分析模块处理(1)中得到的数据，具体 如下：

对(1)中得到的每个窗函数内的数据做离散傅里叶变换，X_iⁿ(k)和X_jⁿ(k)分 别代表第n时间段内i电极和j电极采集的脑电数据的DFT值；i和j信号的 各自功率谱和互功率谱为：

$G_{\mathrm{ii}}\left(k\right)=\frac{1}{N}\underset{n=1}{\overset{N}{\Sigma }}{\left|{X_i}^n\left(k\right)\right|}^2$

$G_{\mathrm{jj}}\left(k\right)=\frac{1}{N}\underset{n=1}{\overset{N}{\Sigma }}{\left|{X_j}^n\left(k\right)\right|}^2$

$G_{\mathrm{ij}}\left(k\right)=\frac{1}{N}\underset{n=1}{\overset{N}{\Sigma }}{X_i}^n\left(k\right){X_j}^{n*}\left(k\right)---\left(1\right)$

其中第k个值于频率分量f_k的关系为：

$f_k=\frac{{\mathrm{kf}}_s}{M}---\left(2\right)$

M为每个时间段内采样点数，f_s为采样率；

定义相干系数为：

${C_{\mathrm{ij}}}^2\left(k\right)=\frac{{\left|G_{\mathrm{ij}}\left(k\right)\right|}^2}{G_{\mathrm{ii}}\left(k\right)G_{\mathrm{jj}}\left(k\right)}---\left(3\right)$

C_ij²(k)取值为[0,1]，定义多个电极采集到的脑电信号的总体相关性系数:

$\rho \left(k\right)=\left[\underset{i=1}{\overset{K}{\Sigma }}\underset{j=1}{\overset{K}{\Sigma }}{C_{\mathrm{ij}}}^2\left(k\right)\right]/K^2---\left(4\right)$

ρ(k)的取值为[0,1]，表示在不同频段各个脑区总体的相关程度，取值越大 表示导电信号在该频率值上的同步性越好；

(3)输出检测的同频数值，将(2)中得到的ρ(k)的数值转换为电信号， 并输出为视频显示或语音。

一种脑电同频刺激方法，其特征在于，它包括如下步骤：

(1)采集人体睡眠时的脑电信号，并根据上述的脑电同频检测方法得到此 时脑电信号的总体相关系数ρ(k)，以此时检测的ρ(k)作为同步程度的阈值； 每个人的阈值不同，当其处于睡眠状态时，脑电达到的同步程度也不同，因 此这里需要采集人体睡眠时的脑电信号，进而计算此时的总体相关系数 ρ(k)；基于睡眠时脑电同频度最大原理，此时的ρ(k)代表相关程度是最大数 值，可作为该个体睡眠时的同步程度的阈值。

(2)采集人体清醒时的脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法得到此时 脑电信号的总体相关系数ρ(k)，选取ρ(k)最大区间对应的频段A，频段A代 表大脑的大部分区域的活动频段；

(3)体外对人体施加声音刺激和/或视觉刺激，设置声音刺激和/或视觉刺 激的频率，使大脑对应区域产生与频段A相同频段的脑电波，设定施加刺激 的持续时间为T；

(4)在T时间内，持续采集脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计 算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，根据ρ(k)调节声音刺激和/或视 觉刺激的频段，此时声音刺激和/或视觉刺激频段的调节使得此时的总体相关 系数ρ(k)更接近于同步程度的阈值；

(5)T时间后，采集此时的脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计算 此时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，对比此时总体相关系数ρ(k)与步 骤(1)中同步程度的阈值，若总体相关系数ρ(k)小于同步程度的阈值，则 进行步骤(6)，否则结束同频刺激步骤；

(6)根据总体相关系数ρ(k)，查找到影响总体相关系数ρ(k)的脑电信号 所对应的电极位置，在此位置对应的脑区施加电流刺激，和/或体外对人体施 加声音刺激和/或视觉刺激；且持续采集脑电信号，利用上述的脑电同频检测 方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，根据ρ(k)调节电流刺激 和/或声音刺激和/或视觉刺激的频段，此时电流刺激和/或声音刺激和/或视觉 刺激的调节使得此时的总体相关系数ρ(k)最接近于同步程度的阈值；

(7)重复步骤(6)，直到总体相关系数ρ(k)大于或等于同步程度的阈值， 实现脑电同频。

一种基于同频检测的同频刺激装置，其特征在于，它包括

脑电采集单元，利用位于脑部的电极实时采集脑电信号；

同频分析模块，接收脑电采集单元采集的脑电信号数据，并基于上述的脑 电同频检测方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)；

设置模块，连接于同频分析模块，用于设置同步程度的阈值；

刺激控制单元,分别连接于同频分析模块、视觉刺激产生单元、听觉刺激 产生单元和电刺激产生单元，刺激控制单元接收来自同频分析模块的电信号， 根据上述的脑电同频刺激方法控制视觉刺激产生单元、听觉刺激产生单元和 电刺激产生单元；

显示模块和语音模块，均连接于同频分析模块，用于提示与显示脑波同 步信息。

所述基于同频检测的同频刺激装置还包括电源模块和开关模块，其中开关 模块连接于电源模块和同频分析模块之间。

优选的是：所述视觉刺激产生单元为3D激光投影装置或全息投影装置， 其产生作用于视觉神经，并可被人眼追踪的节律性影像。

优选的是：所述听觉刺激产生单元为双耳扬声器，且能产生节律性音频。

优选的是：所述电刺激产生单元为内置有定位电极的帽子，所述定位电极 紧贴人体头部，用于收集脑电信号以及在刺激控制单元的控制下向电极所在 位置施加电刺激。

优选的是：所述帽子还集成有所述听觉刺激产生单元和视觉刺激产生单元。

本发明的有益效果为：

1、本发明公开了一种脑电同频检测的方法，它能够根据测得的脑电数据， 统计脑波同频系数，及时发现脑波不同频区域。

2、本发明还公开了一种脑电同频刺激方法，通过视、听刺激和眼睛运动以 及辅助的微电流刺激，达到安全的脑电同频目的，且结合脑电同频检测方法， 实现定向同频刺激，高效可靠地诱导脑波同频震荡，诱发正常睡眠。

3、本发明还公开了一种脑电同频刺激装置，能够在脑电信号(EEG)实时 调节下的正常生理刺激和眼睛运动诱导睡眠，具体的是基于视觉刺激引导的 眼睛运动(快速跳动、匀速跟踪运动)结合同步同频率的听觉刺激诱导睡眠。 同时，记录EEG信号的电极还可用来向脑内直接输入微量电流(和视、听刺 激同步同频)以帮助视、听刺激达到全脑慢波震荡(深度睡眠脑电波)。对于 部分难以被视、听刺激诱导入睡的严重失眠病人，还可配合微量电刺激帮助 达到全脑慢波震荡。

附图说明

图1为本发明同频刺激装置的结构拓扑图。

图2为本发明同频刺激装置结构原理方框图。

图3为本发明同频刺激装置一个具体实施例中工作原理方框图。

图4为脑电同频刺激方法的简易流程图。

图5为脑电同频刺激方法具体实施例的仿真图。

图6为图5所示具体实施例计算结果仿真图。

具体实施方式

下面结合附图对本发明的具体实施方式作进一步说明。

本发明关键是提供一种能够及时发现脑波不同频区域的检测方法，具体如 下包括如下步骤：

(1)采集脑电信号并预处理：通过脑电采集单元实时采集在时域上的脑电 数据，并对采集到的脑电信号分段做局部实时处理，对每段数据做加窗函数 处理；

(2)计算脑电同步性：利用同频分析模块处理(1)中得到的数据，具体 如下：

对(1)中得到的每个窗函数内的数据做离散傅里叶变换，X_iⁿ(k)和X_jⁿ(k)分 别代表第n时间段内i电极和j电极采集的脑电数据的DFT值；i和j信号的 各自功率谱和互功率谱为：

$G_{\mathrm{ii}}\left(k\right)=\frac{1}{N}\underset{n=1}{\overset{N}{\Sigma }}{\left|{X_i}^n\left(k\right)\right|}^2$

$G_{\mathrm{jj}}\left(k\right)=\frac{1}{N}\underset{n=1}{\overset{N}{\Sigma }}{\left|{X_j}^n\left(k\right)\right|}^2$

$G_{\mathrm{ij}}\left(k\right)=\frac{1}{N}\underset{n=1}{\overset{N}{\Sigma }}{X_i}^n\left(k\right){X_j}^{n*}\left(k\right)---\left(1\right)$

其中第k个值于频率分量f_k的关系为：

$f_k=\frac{{\mathrm{kf}}_s}{M}---\left(2\right)$

M为每个时间段内采样点数，f_s为采样率；

定义相干系数为：

${C_{\mathrm{ij}}}^2\left(k\right)=\frac{{\left|G_{\mathrm{ij}}\left(k\right)\right|}^2}{G_{\mathrm{ii}}\left(k\right)G_{\mathrm{jj}}\left(k\right)}---\left(3\right)$

C_ij²(k)取值为[0,1]，定义多个电极采集到的脑电信号的总体相关性系数:

$\rho \left(k\right)=\left[\underset{i=1}{\overset{K}{\Sigma }}\underset{j=1}{\overset{K}{\Sigma }}{C_{\mathrm{ij}}}^2\left(k\right)\right]/K^2---\left(4\right)$

ρ(k)的取值为[0,1]，表示在不同频段各个脑区总体的相关程度，取值越大 表示导电信号在该频率值上的同步性越好；

(3)输出检测的同频数值，将(2)中得到的ρ(k)的数值转换为电信号， 并输出为视频显示或语音。

将脑电采集单元采集到的脑电信号送入电脑做计算，根据公式(1)得出每路 信号的功率谱和互功率谱，然后根据公式(3)进行同步分析。根据公式(4)算出 的总体相关系数观察各路脑电信号的总体相关程度，相关程度比较高的频段 代表大脑的大部分区域的活动频段。

如图4所示，本发明另一关键是提供一种能够诱发脑波同频震荡的脑电同 频刺激方法，它包括可调频率的视觉刺激下进行同步的眼睛运动，并结合同 频率的听觉刺激，辅以必要的电刺激，以达到诱发大脑的同频率电活动的目 的，从而诱导出现全脑同步慢波(WBSSL)，可显著提高诱导睡眠的质量和 效率。

它包括如下步骤：

(1)采集人体睡眠时的脑电信号，并根据上述的脑电同频检测方法得到此 时脑电信号的总体相关系数ρ(k)，以此时检测的ρ(k)作为同步程度的阈值；

(2)采集人体清醒时的脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法得到此时 脑电信号的总体相关系数ρ(k)，选取ρ(k)最大区间对应的频段A，频段A代 表大脑的大部分区域的活动频段；

(3)体外对人体施加声音刺激和/或视觉刺激，设置声音刺激和/或视觉刺 激的频率，使大脑对应区域产生与频段A相同频段的脑电波，设定施加刺激 的持续时间为T；

(4)在T时间内，持续采集脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计 算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，根据ρ(k)调节声音刺激和/或视 觉刺激的频段，此时声音刺激和/或视觉刺激频段的调节使得此时的总体相关 系数ρ(k)更接近于同步程度的阈值；

(5)T时间后，采集此时的脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法计算 此时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，对比此时总体相关系数ρ(k)与步 骤(1)中同步程度的阈值，若总体相关系数ρ(k)小于同步程度的阈值，则 进行步骤(6)，否则结束同频刺激步骤；

(6)根据总体相关系数ρ(k)，查找到影响总体相关系数ρ(k)的脑电信号 所对应的电极位置，在此位置对应的脑区施加电流刺激，和/或体外对人体施 加声音刺激和/或视觉刺激；且持续采集脑电信号，利用上述的脑电同频检测 方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，根据ρ(k)调节电流刺激 和/或声音刺激和/或视觉刺激的频段，此时电流刺激和/或声音刺激和/或视觉 刺激的调节使得此时的总体相关系数ρ(k)最接近于同步程度的阈值；其中， 根据总体相关系数ρ(k)，查找到影响总体相关系数ρ(k)的脑电信号所对应的 电极位置是非常关键的技术，它是通过观察每个电极采集信号的功率谱和步 骤(3)所述同步频段A是否匹配来寻找没有达到同步的电极位置。(7)重复步 骤(6)，直到总体相关系数ρ(k)大于或等于同步程度的阈值，实现脑电同频。 医护人员预设同步程度的阈值，根据具体情况的需要将声音刺激和视觉刺 激调整到该频率上,使全脑的慢波震荡渐渐达到同步。还需实时通过脑电同频 检测方法跟踪脑电同频程度，在整个刺激过程中，均需观察各路信号的频率 和全脑总体同步震荡频率。如果经过长时间的声音刺激和视觉刺激后发现某 个脑区的震荡频率无法和全脑震荡频率达到同步，可以适当给予微弱电流刺 激。同时，直到公式(4)计算出的总体相关系数大于或等于阈值。

下面通过具体数据实施例与仿真模拟对上述方法做进一步说明：

对于脑电同频刺激方法，以一个具体实施对象为例；

(1)采集实施对象睡眠时的脑电信号，共30个channel，并根据上述的脑 电同频检测方法得到此时脑电信号的总体相关系数ρ(k)为0.9，以此时检测 的ρ(k)作为同步程度的阈值；根据实际情况，对ρ(k)设定区间，当ρ(k)＜0.8 时，脑部视觉、听觉、以及运动神经处于显著不同频状态，应当施加声音刺 激和/或视觉刺激，而当0.9＞ρ(k)≥0.8时，则脑部视觉、听觉、以及运动神 经脑波处于同频状态；

(2)采集实施对象清醒时的脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法得到 此时脑电信号的总体相关系数ρ(k)为0.6，选取ρ(k)最大区间对应的频段A 为9.5-10.5Hz，频段A代表大脑的大部分区域的活动频段；

(3)体外对人体施加声音刺激和/或视觉刺激，设置声音刺激和/或视觉刺 激的频率，使大脑对应区域产生与频段A相同频段的脑电波，设定施加刺激 的持续时间为5min；

(4)在5min时间内，持续采集脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法 计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，根据ρ(k)调节声音刺激和/ 或视觉刺激的频段，此时声音刺激和/或视觉刺激频段的调节使得此时的总体 相关系数ρ(k)更接近于同步程度的阈值，此时系数ρ(k)趋于0.8；根据实际， 可首选视觉刺激，因为视觉皮层占据约1/3面积大脑皮层，可产生最佳的效 果。

(5)5min时间后，采集此时的脑电信号，利用上述的脑电同频检测方法 计算此时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)为0.8，小于同步程度的阈值 0.9，则进行步骤(6)；

(6)根据总体相关系数ρ(k)，查找到影响总体相关系数ρ(k)为0.8时脑电 信号所对应的电极位置，在此位置对应的脑区施加电流刺激，和/或体外对人 体施加声音刺激和/或视觉刺激；且持续采集脑电信号，利用上述的脑电同频 检测方法计算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)，根据ρ(k)调节电流 刺激和/或声音刺激和/或视觉刺激的频段，此时电流刺激和/或声音刺激和/或 视觉刺激的调节使得此时的总体相关系数ρ(k)最接近于同步程度的阈值；

(7)重复步骤(6)，在步骤(6)施加定位电刺激后，总体相关系数ρ(k) 总已趋于0.9，再施加5min的视觉刺激，即总体相关系数ρ(k)已等于同步程 度的阈值0.9，实现了脑电同频；

下面结合脑电同频检测方法，详细阐述上述同频刺激步骤中的步骤(5)、 (6)， 根据脑电采集单元采样的30个channel信号，经检测，其中有28路信号 达到同步，频率随机分布在10±0.2Hz范围内，另外两路分别设为15Hz和 20Hz，不失一般性，将这两路设为15和16。每个Channel的信噪比为1dB， 用矩阵X表示某段时间内采到的30个Channel的数据，利用一下公式计算 这个时间段内信号的相关性矩阵如下：

R＝corrcoef(X)

R为一个30×30的矩阵，每个元素表示相互两路信号的相关性，

然后将矩阵R的每一列求和得到一个1×30的向量，表示每路信号和其他 信号的总体相关程度。可以用来寻找是哪些路信号没有达到同步，这就对应 找到了脑电采集单元所对应的电极。然后利用公式(4)来计算总体相关程度。 用MATLAB仿真以上步骤，结果如图5所示，通过图5发现：发现第15路 和16路两个channel的信号和其他路信号相关程度较低。图6是根据公式(4) 计算的结果，可以看出整个脑区的信号在10Hz附近同步程度最高，和仿真 的设定吻合，总体相关系数ρ(k)为0.8，这是因为有两路信号没有同步以及 噪声的影响；由于第15路和16路两个channel未同频，则对这两个电极给 予少许微电流刺激，则总体相关系数ρ(k)已显著趋于0.9。

如图1、图2和图3所示，一种基于同频检测的同频刺激装置，它包括

脑电采集单元，利用位于脑部的电极实时采集脑电信号；同频分析模块， 接收脑电采集单元采集的脑电信号数据，并基于上述的脑电同频检测方法计 算实时采集的脑电信号的总体相关系数ρ(k)；设置模块，连接于同频分析模 块，用于设置同步程度的阈值；刺激控制单元,分别连接于同频分析模块、视 觉刺激产生单元、听觉刺激产生单元和电刺激产生单元，刺激控制单元接收 来自同频分析模块的电信号，根据上述的脑电同频刺激方法控制视觉刺激产 生单元、听觉刺激产生单元和电刺激产生单元；显示模块和语音模块，均连 接于同频分析模块，用于提示与显示脑波同步信息。

所述基于同频检测的同频刺激装置还包括电源模块和开关模块，其中开关 模块连接于电源模块和同频分析模块之间。

所述视觉刺激产生单元为3D激光投影装置或全息投影装置，其产生作用 于视觉神经，并可被人眼追踪的节律性影像。视觉刺激产生单元将产生类似 睡眠状态的alpha频率(～10赫兹)的视觉刺激，例如，匀速来回移动的光 点。患者的眼睛可跟踪此视觉刺激。激光投影的移动并不限于水平方向。患 者还可以选择多种形式的、易于诱导失眠的视觉刺激。

所述听觉刺激产生单元为双耳扬声器，且能产生节律性音频。音频刺激也 有几种选择。实际优选是一个高音和低音符之间振荡频率。也可以选择安静 的音乐(如冥想音乐)或催眠的声音代替。另外，还用于根据全脑EEG同步 震荡的程度估算诱导失眠的程度并以语音的形式实时反馈给病人。此种方式 可利用EEG信号作为实时反馈来训练病人主动进入睡眠。

所述电刺激产生单元为内置有定位电极的帽子，所述定位电极紧贴人体头 部，用于收集脑电信号以及在刺激控制单元的控制下向电极所在位置施加电 刺激。该帽子不仅作为大脑电活动的记录装置，也将根据该患者的脑电有选 择地发送微电流，直接刺激大脑。听觉刺激产生单元和视觉刺激产生单元均 集成到所述帽子中。

具体实施中，该同频刺激装置可如图1和图3所示，将相关计算功能模块， 如同频分析模块、设置模块、刺激控制单元和显示模块、语音模块均集成到 一台计算机中，这样一台计算机可完成功率谱计算、同步分析，刺激控制以 及对比显示等功能，按照上述同频刺激方法，即可完成脑电慢波诱导的操作。

本发明不使用任何化学物质或药物，所以相对安全。它使用的主要刺激为 正常生理刺激，安全无害；且结合同频同步的视、听刺激和眼睛运动，同时 激活多个脑区，达到大脑活动同步化的目的。电刺激为备选方式：不仅将EEG 电极用作记录脑电活动的装置，而且也可以有选择地发送微电流直接刺激不 同的大脑区域。