（模式识别与智能系统专业论文）基于实时嵌入式系统的脑电信号采集仪器设计.pdf

山东大学硕士学位论文 摘要 近年来，随着电子技术、计算机技术的飞速发展，脑电信号处理的理论基 础已经逐渐成熟起来，脑一机接口( b c i ) 的研究也开始逐渐成为了一个热 点问题。 b c i 是在人脑和计算机或者其他设备之间构建的信息通路，主要应用于医 疗康复或者人类辅助功能领域。在b c i 功能的实现中，脑电信号采集仪器是 一个关键因素，它的精度决定了b c i 的性能。目前国内外有许多厂家生产各 种类型的脑电采集仪器，无论从精度还是抗干扰能力上都具有比较好的表现， 基本满足了医疗康复的研究需求。但是对于实验室研究来说，我们更希望它 具有开放的接口，以便能够实现我们特殊的实验研究需要。 因此，为了满足独立开发的需要，我们设计了一台基于嵌入式系统的脑电 信号采集仪器，该仪器主要完成脑电信号的采集，预处理功能，并将采集到 的数据以u s b 方式上传到p c 机进行下一步的分析处理。在本论文中，主要 介绍了脑电信号采集仪器设备端的软硬件分析设计与实现。 1 ) 文中，首先建立了一个脑电信号源模型，分析了e e g 的记录方法，并 且针对脑电采集提出了几种放大器设计方案，详细讨论了几个关键的性能指 标。另外，考虑到人体生物电信号的微弱性( u v 数量级) ，很容易受到人体本 身噪声以及外界干扰的影响，所以本文在综合前人经验的基础上，提出了一 些抗干扰的措施，并着重分析了右腿驱动屏蔽的抗干扰方法。 2 ) 本系统设计的另一个特点是为诱发脑电信号的提取提供了便利机制。 通过监控外界诱发刺激环境的变化，对其进行标记，从而将其与脑电信号封 装在一起。这样，上位p c 机在读取了数据后能够从一连串的数据中寻找到 被刺激信号描记的脑电信号部分，对其进行叠加平均，提取出有效信息。 3 ) 接下来，在以上理论的指导下，设计出了脑电放大器的硬件，包括主 控制板部分和模拟放大器板部分。介绍了前置放大器电路、二级放大器电路 以及定标信号等功能的实现方法。 4 ) 实时嵌入式操作系统的引入是本仪器软件设计的基础。与以往只是简 单编写裸机处理程序相比，操作系统的引入使得我们对于软件各部分功能的 i 山东大学硕士学位论文 管理更加方便，同时也使程序结构更加清晰、易读。更重要的是可以极其方 便得对其升级和增加其他功能，利于进一步的开发。另外，在操作系统移植 的基础上我们将软件所需要完成的功能划分为信号采集、数据预处理、参数 设置、数据传输等几个部分，实现了模块化管理。 5 ) 考虑到最终进行数据分析的是p c 机，而现在的p c 机基本上都具有 u s b 接口，所以系统通信选择了u s b 方式。设计中，我们按照u s b 协议规 范编写了仪器设备端各个协议层程序，并完成了通信应用软件部分的开发。 我们设计的脑电信号采集仪器很好的完成了我们的设计目标，为以后的实 验室脑电研究项目提供了一个开发平台与研究基础。 关键词：脑一机接口诱发电位嵌入式系统u s b 仪器 i v 山东大学硕士学位论文 a b s t r a c t w i t ht h er a p i dd e v e l o p m e a to fe l e c t r i c f o u n d a t i o no fe e gp r o c e s s i n gh asb e e n i n t e r f a c e ( b c i ) a l s ob e c o m e sah o ti t e m a n d b u i i t c o m p u t e rt e c h n o l o g y a n dt h er e s e a r c h i nr e c e n ty e a r s ，t h e o nb r a i n c o m p n t e r b c lisad i r e c td a t ac o m m a n i c a t i o nc h a l i n e lt h a tt r a n s m i t si n f o r m a t i o nf r o mah n m a n b r a i nt oac o m p u t e ro ro t h e re l e c t r o n i ce q u i p m e a t s ，w h i c hm a i n l yi m p l i c a ti nm e d i c a lc a r e a n do t h e rh u m a nb e h a v i o rass i s t a n t i nt h er e a l i z a t i o no fb c i ，e e ga m p l i f i e rw h o s e p r e c i s i o nd e c i d e st h ep e r f o r m a n c eo fb c ii st h em o s ti m p o r t a n tp a r t n o wt h e r ea r em a n y t y p e so fe e ge q u i p m e n tt h a te x c e l l e n ti nb o t hp r e c i s i o na n da n t i j a m m i n gp e r f o r m a n c e t h e ym e e tt h en e e do fm e d i c a la n dh e a l t h c a r ew e l l b u tf o rt h er e s e a r c ho fl a b o r a t o r yi t i s n o te n o u g h ，w eh o p et h a ti tc o u l dp r o v i d en sap l a t f o r mt h a tw ec a nd e v e l o pu p o n t h u s w ec a nd os o m es p e c i a le x p e r i m e n t sw i t hi t i no r d e rt of u l f i l lo u ro w nr e s e a r c hr e q u i r e m e n t s ，w ed e s i g ne e gs a m p l i n ge q u i p m e n t t h a tb a s e do ne m b e d d e dc o m p u t e rs y s t e m t h ef o n c t i o n so ft h i se q u i p m e n ta r e m a i n l y e e gr e c o r d i n g ，p r e p r o c e s s i n g ，a n dt r a n s l a t i n gt h ed a t at op ci nu s bm o d e i nt h i sp a p e r t h ed es i g na n dr e a l i z a t i o no fh a r d w a r ea n ds o f t w a r eo ft h i se e ge q u i p m e n ta r ep r e s e n t e d 1 ) f i r s t ，i nt h i sa t t i c l e ，w eb u i l da l le e gs o u r c em o d e l ，a n dd i s c u s st h em e t h o do f e e gr e c o r d i n gw ca l s op r e s e n ts o m ed i f f e r e n t w a y s o fd e s i g n i n ga na m p l i f i e r i n a d d i t i o n ，a st h ee e gs i g n a l sa r ev e r yw e a k ，t h e ya r ev e r ye as yt ob ea f f e c t e db yn o i s e s a n dd i s t u r b a n c e s s 0b a s e do nt h er e s e a r c ho fo t h e re x p e r t s ，w eb r i n gf o r w a r dm a n y m e a s u r e so fa n t i j a m m i n g ，e s p e c i a l l yt h er i g h t l e gd r i v em o d e 2 ) o n eo ft h em o s ti m p o r t a n tc h a r a c t e r is t i c so fo u re e ge q u i p m e n ti st h a tw em a k e t h ee y o k e dp o t e n t i a l s ( e p ) e a s i l yt ob er e c o r d e d ，w h e nw ed ot h ee pe x p e r i m e n t t h e e q u i p m e n tm o n i t o r st h ee y o k i n gs i g n a l s ，a n dg r o u p si t w i t he e gd a t as 0t h ep cc o u l d f i n d t h ee e gd a t a st h a tm a r k e db ye v o k i n gs i g n a l s w ec o u l d g e tu s e f u li n f o r m a t i o n t h r o u g ht h ew a yo fa v e r a g i n gf i l t e rt e c h n i c a l i t y 3 ) t h e n ，w ed e s i g nt h eh a r d w a r eo ft h i se q u i p m e n ti n c l u d i n gc o n t r o lb o a r da n d v 山东大学硕士学位论文 a m p l i f i e rb o a r db a s e do nt h et h e o r y sm e n t i o n e da b o v e t h ep r e a m p l i f i e r ，m a i n a m p l i f i e r a n dt h ec a l i b r a t i o nc i r c u i ta r ed e s c r i b e di nd e t a i li nt h i sp a p e r 4 、r e a l t i m ee m b e d d e do p e r a t i n gs y s t e mi si m p o r t e di n t ot h i ss y s t e m c o m p a r e dw i t h o t h e r sw i t h o u to p e r a t i n gs y s t e m ，w ec o u l dm a n a g eo u rp r o g r a m sm u c hm o r ee a s i l y t h e s t r u c t u r eo fo u rs o f t w a r ei sc l e a rt or e a d t h em o r ea d v a n t a g e o u sp r o g r e s si st h a tw e c o u l du p g r a d et h i ss o f t w a r ea n de v e na d ds o m ef u n c t i o n st ot h i ss y s t e mc o n v e n i e n t l y a s w e l la st h et r a n s p l a n t a t i o no fo p e r a t i n gs y s t e m w ep a r t i t i o nt h ef u n c t i o n so fo u r e q u i p m e n t i n t o s i g n a ls a m p l i n g ，d a t ap r e p r o c e s s i n g ，p a r a m e t e rs e t t i n g a n dd a t a t r a n s l a t i n g t h u s ，t h es o f t w a r ei nt h i ss y s t e mi so r g a n i z e di nm o d u l a r i z a t i o nm o d e 5 ) c o n s i d e r i n gt h a tt h e d a t af i n a l l ya n a l y z e di s n o ti ne e ge q u i p m e n tb u tp c ，a n d n e a r l ye a c hp ch a su s bi n t e r f a c e ，w ec h o o s eu s ba so n rd a t ac o m m u n i c a t i n gw a y i nt h i s d e s i g n 。w ec o m p i l e dc o m m u n i c a t i o np r o g r a ma st h eu s bp r o t o c o ls p e c i f i c a t i o nd e s c r i b e d a n db a s e do nt h eu s bp r o t o c 0 1 w ec o m p l e t et h ec o m m u n i c a t i o np a r to ft h i ss o f t w a r e t h ee e ge q u i p m e n td e v e l o p e db yu sc o m p l e t et h ep u r p o s ew e l l i tp r o v i d e sa p l a t f o r mf o rs u b s e q u e n tr e s e a r c h k e y w o r d s ：b r a i nc o m p u t e ri n t e r f a c e ( b c i ) ；e v o k e dp o t e n t i a l s ；e m b b e d e dc o m p u t e r s y s t e m ；u n i v e r s a ls e r i a lb u s ( u s b ) ；e q u i p m e n t 原创性声明 本人郑重声明：所呈交的学位论文，是本人在导师的指导下，独立进 行研究所取得的成果。除文中已经注明引用的内容外，本论文不包含任何 其他个人或集体已经发表或撰写过的科研成果。对本文的研究作出重要贡 献的个人和集体，均已在文中以明确方式标明。本声明的法律责任由本人 承担。 论文作者签名：圣鍪缝 日期：! ：兰：! ： 关于学位论文使用授权的声明 本人完全了解山东大学有关保留、使用学位论文的规定，同意学校保 留或向国家有关部门或机构送交论文的复印件和电子版，允许论文被查阅 和借阅；本人授权山东大学可以将本学位论文的全部或部分内容编入有关 数据库进行检索，可以采用影印、缩印或其他复制手段保存论文和汇编本 学位论文。 ( 保密论文在解密后应遵守此规定) 论文作者签名：塑虹翩签名：逾蟛日期：一旦笸：盟! 山东大学硕士学位论文 第一章绪论 1 1 脑一机接口研究的意义 直以来，我们希望能够直接用大脑信号与外界进行信息沟通，实现与外 界的交互。自从1 9 2 9 年h a n sb e r g e r 第一次记录了脑电图( e e g ) 以来，人 们一直推测它或许可以用于通信和控制，使大脑不需要通常媒介( 外周神经 和肢体) 的帮助而直接对外界作用。然而，由于受当时整体科学水平的限制， 加上对大脑思维机制了解甚少，这方面的研究进展一直很迟缓。 上个世纪6 0 年代以来，科学家对认知心理学和神经科学进行了大量的电 生理研究，特别对人脑在各种状态下所产生的特定e e g 信号进行了系统的研 究得出了很多很有意义的结果。在上个世纪7 0 年代，美国j a c q u e sv i d a l 博 士等人开发了一个由头部记录到的电活动驱动的简单通信系统，实现了人脑 直接控制计算机光标作二维运动，这项研究把基于肌电( e m g ) 的研究和基 于脑电( e e g ) 的研究区别了开来，成为现代脑一机接口的雏形【1 】。 在当代社会中，由于各种原因导致的肢体损伤、脑部受损而致残的人群相 当庞大，这些人由于缺乏生活自理能力因而需要社会的帮助。对这些伤残患 者来说，让他们具备一定的生活自理能力，减轻家庭和社会的负担是他们最 大的愿望。在提高自理能力方面，最基本的是能够实现与外界简单的信息交 流和控制能力【”。 对于某些肢体神经受损的患者来说，不可能直接用大脑来控制外界设备以 及与外界进行信息交流。随着脑科学、计算机科学、信号处理技术的飞速发 展以及残疾患者的需求意识的不断提高，“脑一机接口( b c i ) ”技术逐步成 熟起来，使得人类利用脑电信号同计算机或其他装置进行通讯成为可能【3 1 。 “脑一机接口”是指一种不依赖于脑的正常输出通路( 即外周神经和肌肉) 的脑一机( 计算机或其他装置) 通讯和控制的系统【2 】。脑一机接口与普通的人 机接口既有相同之处又有较大的区别。相同点是两者都是人与外界装置问的 通讯，不同点是前者使用的控制信号来源于脑，而后者的输入信号则可以是 肌电信号或眼电信号”】。脑一机接口技术是一种全新的通讯和控制方法技术， 山东大学硕士学位论文 他广泛的应用于康复医疗领域，其最主要的目的在于设计出基于脑电信号的 控制装置以帮助严重的残疾患者( 例如肌萎缩性侧索硬化脑干或脊髓损伤) 以 及严重的交流障碍患者恢复控制和交流功能。脑一机接口还被广泛的应用到 军事和娱乐领域，影响着人们生活的方方面面。 1 2 脑一机接口研究的现状 目前b c i 系统按照神经接口方式有两大基本类型，侵入式和非侵入式【2 】。 侵入式b c i 是一种有损伤的技术，又称为植入式b c i ，采用直接神经接入技 术，通过手术将电极阵列直接植入颅内，记录和刺激大脑神经元，以实现与 外界的交流。这些植入神经中枢的电极，可以更加精确得监测大脑的活动， 治疗脑部疾病，研究大脑智能及控制机械装置等。非侵入式b c i 是一种无损 伤的技术，它采用头皮电极记录大脑活动产生的e e g 信号，以实现与外界的 交流。发展非侵入式b c i 系统的指导思想是：无损简单的实现脑机交互。这 两者的优缺点很明显：前者有损伤，但是精确；后者无损伤，但是信号模糊， 信息量少h 】。然而，开发形式多样、高速、可靠、简单、易为用户所接受的 脑机接口系统，将成为该领域今后重要的发展趋势。 这里，我们主要介绍非侵入式b c i 的进展情况。对于非侵入式b c i 来说， 按照应用又可以分为神经修补系统、信息交流系统和环境控制系统【5 】。所采 用的信息载体有事件相关电位p 3 0 0 、稳态视觉诱发电位( s s v e p ) 、事件相关 同步或去同步( e r s p e r d ) 、皮层慢电位( s c p ) 、自发e e g 信号以及频域的 a 、b 、p 、6 、e 节律等。此类e e g 的纪录一股多采用a g a g c l 电极， 用电极帽进行固定，摆放的位置采用1 0 - 2 0 电极安放标准【6 7 】，电极的数量依 照所采用的信号种类及信号处理方法而差异较大，电极数越多，对信号的描 述越精确，但基于实用的目的，一般希望在能提取有效信号的前提下，电极 数越少越好。 目前，传统意义上的脑电图机大多体积庞大，如图1 1 所示，不方便携带 运输，大大限制了脑电图机的使用，也无法做到长时间监测，不利于病情的 诊断。随着社会老龄化人口的增加和现代人对自我健康的重视，对即时、快 速、便携式的健康医疗监护系统提出了需求。 山东大学硕士学位论文 现代电子技术、微电子技术，特别是嵌入式系统的发展，使脑电图机进一 步小型化、便携化、网络化、无线化成为了可能，为远程医疗的实现奠定了 基础，具备智能监护功能的真正便携式监护仪器是以后发展的方向。比较典 型的是2 0 0 3 年世界上最大的健康监护设备生产商v i a s y sh e a l t h c a r ei n c 开 发出了基于p d a 的便携式手持e e g 监护仪“s n a p ”。如图1 2 所示： 图1 1非便携式脑电图机图i 2 手持式s n a p 脑电图监护仪 虽然s n a p 功能比较强大，很方便大家的使用，但是因为设备本身的因素， 没有提供二次开发接口，不利于实验室脑电信号的进一步研究。而我们希望 能够拥有一台从硬件到软件完全自主研发的脑电信号采集仪器。 我们设计脑电信号采集仪器主要应用于实验室研究，侧重于信息的提取与 交互。该仪器在移植了一个实时嵌入式操作系统u c o s i i 的基础上，增加了 诱发脑电位刺激信号的产生与同步功能，这样便于描记事件信号开始的标志 信息，易于后期对信号进行叠加平均，从而使得对诱发脑电位的研究更加方 便，拥有了进行相关实验的设备基础。 实时采集脑电并用于实际还面临很多挑战，主要可归纳为以下4 类n 引： l 信息传输率【8 】：即使是有经验的测试者操作最快的b c i 系统，目前的 最大传输率也才2 5b r a i n ，相当于每分钟3 个字符，这相对于正常的对话与交 流来说仍然太慢。 2 高误差率：这是影响信息传输率的重要因素。 3 自动化程度：对于运动功能严重失常的病人，b c i 系统应该由他完全控 制。然而事实上现有的b c i 系统都需要照顾者的参与，如系统的安装、启动、 初始化、关闭等，即使可以由病人自己关闭，但重新启动存在困难。 4 环境适应性：目前大多数b c i 系统还只是在实验室环境中进行测试， 实际应用可能面临更复杂的环境，包括患者本身的认识程度、情绪反应、注 山东大学硕士学位论文 意力、安全因素等。 限于目前应用的微处理器的计算能力，脑一机接口只能完成简单的数据分 析处理，对于相对比较复杂的的数据处理还不能在线完成，必须依赖于通用 计算机进行离线分析。在众多的脑电仪器设计中，大多只是通过在系统中简 单的植入用户程序来完成数据的采集、预处理和传输。很明显，由于用户程 序本身的局限性，不可能对脑电采集过程中的不同功能实现最优的安排，因 此不容易实现实时采集。另外，由于从实验室外界引入的脑电信号采集仪器 大多不具有公开的开发接口，不方便我们的进一步研究与开发。 本课题的研究目的就是建立一个开放且独立的脑一机接口硬件平台，可以 按照自己的要求采集数据，并且对数据进行预处理，为以后的实时脑电信号 在线处理提供一个基础。在这个平台中，我们引入了实时嵌入式操作系统 uc o s i i ，来协助我们更好的实现仪器的功能。 1 3 本文的主要工作 本课题认真研究了脑电信号的特点，分析了脑电采集过程中遇到的问题并 提供了一些解决的方法。在参考了大量的脑电图机资料的基础上，设计出了 自己的脑电采集仪器。所做的主要工作是： 1 ) 对脑电信号原理及特征进行分析，从而为后面的仪器设计奠定了理论 基础； 2 ) 着重设计了前置放大器，并提出了相应的屏蔽和抗干扰措施： 3 ) 设计出了基于a r m 嵌入式系统的脑电信号采集仪器硬件板卡； 4 ) 引进了实时嵌入式操作系统uc o s i i ，该措施优化了系统软件结构， 提高了仪器的性能，同时也使得系统对于软件的管理和升级更加方便； 5 ) 实现了u s b 通信功能，使得p c 和仪器能够互连并交换数据。 6 ) 提供了上位机开发所需要的接口，设计了人机交互界面，并通过诱发 脑电信号采集试验证明了仪器的有效性。 4 山东大学硕士学位论文 第二章脑电信号采集原理与分析 2 1 脑电信号生理基础 现代科学技术的发展使得我们对于脑电信号的产生有了越来越清晰的认 识。一般认为，在大脑细胞膜两侧的液体环境中存在大量的离子( k 。、n a + 、 a 1 ”) ，但是它们的浓度是不均匀的，因而在膜的两侧存在很高的浓度梯度差， 在此浓度梯度差的作用下，离子将会由高浓度向低浓度方向扩散，从而形成 一定的电位差f 9 】。 当人处于安静状态时，细胞膜内外的电位差基本上是稳定的，都是外面的 电位高于里面的电位；而当大脑细胞受到较强烈的刺激时，细胞膜内外的电 位差将会产生一次短暂的变化，并且沿着细胞膜向周围扩散，使整个细胞都 经历一次同样的电位变化。人体中的神经元电位的变化也是和上述一致的， 既有细胞膜内外本身固有的电位差及其波动，又有因为神经传导的动作电位 及突触传递过程中产生的兴奋性或者抑制性突触后电位。对于脑电波产生的 原理目前较为公认的论点是突触后电位学说，即认为脑电波是皮层内神经细 胞群同步活动时突触后电位的总和引。人类或脊椎动物在安静情况下，即使 没有任何特定刺激，在大脑皮层上也能记录到持续节律性的电位变化，这种 电位变化称为脑电的自发脑电位，被描述下来即称自发脑电图。 相对自发脑电位而言，还有一种诱发脑电位，诱发电位( e v o k e dp o t e n t i a l e p ) 是中枢神经系统在感受外在或内在刺激的过程中产生的生物电活动【i 。 外界环境发生的事件，会以多利，方式刺激人体并产生神经冲动，这些神经冲 动信号沿着神经链路由中枢进入大脑皮层，大脑皮层细胞细胞膜内外的电位 差将会发生变化，若在头皮棚关部位安放电极，则可以记录下来这种变化活 动，这种电位活动被统称为诱发脑电位。 但是，诱发脑电位的信号一般比较弱，很容易被淹没在自发脑电位信号中。 所以，在对诱发脑电位进行处理时，一般采用叠加技术和平均技术1 0 】，通 过很多次实验刺激，采集成百上千次的数据，将它们叠加，使得与刺激有关 的电位活动得以加强，而与刺激无关的电位则在多次平均中得以削弱，从而 山东大学硕士学位论文 把e p 信号从背景信号中提取出来。 诱发脑电信号与自发脑电信号相比，有如下几个特点1 0 ，1 1 t 1 2 ，1 3 1 ： 1 ) 具有一定的潜伏期，即刺激信号与脑电信号之间存在特定的时间关系； 2 ) 外界刺激引起的脑电位变化在同样条件下可以重现，具有可重复性； 3 ) 刺激特定的感觉系统，会在对应的大脑皮层区域产生电位变化。 因此对于诱发脑电信号的采集来说，一般是在给被检测个体一特定的刺激 同时；同步启动计算机进行信号的采集和叠加，使刺激信号与诱发脑电记录 点之间遵守严格的时间关系。在后面的仪器设计中将会考虑到对于诱发信号 问题的解决。 2 2 脑电信号的性质与分类 由于仪器本身不可能绝对完善并且人体生物电信号容易受到外界影响而 不稳定，脑电信号的幅值是经常变化的，目前来说研究的意义不大。我们主 要关心的是它的频率特征，包括振幅、相位、频率等等。 脑电信号是一种连续变换的非周期性信号，按照频率段的不同通常可以分 成如下几个波段 1 , 1 2 1 ： 6 波：频率o 8 - 3 8 h z ，振幅约2 0 2 0 0uv 。在清醒状态下一般没有6 波， 它只在睡眠时出现，但在深度麻醉、缺氧或大脑有器质性病变时也可出现。 o 波：频率4 0 7 8 h z ，振幅约1 0 0 一1 5 0uv 。一般在人比较困倦时可以看 到。它的出现是中枢神经系统抑制状态的表现。 a 波：包括ql ( 8 0 - 9 8 h z ) 和o2 ( 9 8 - 1 2 8 h z ) 两个频段，振幅约2 0 1 0 0u v 。在枕叶及顶叶后部记录到的n 波最为显著。a 波在清醒安静闭目时出现， 波幅是由小变大又由大变小的梭状模式。睁眼、思考问题时或接受其他刺激 时，a 波消失，而出现其他快波。这一现象称为n 波的阻断。当受试者重新 安静闭目时，o 波会重新出现。 b 波：包括b1 ( 13 0 2 0 h z ) ，b2 ( 2 0 3 0 h z ) 两个频段，振幅为5 2 0u v 。安静闭目时，主要在额叶出现。如果被测者睁眼视物或听到突然的音响 或进行思考时，皮层的其他部位也出现1 3 波。所以b 波的出现一般代表大脑 皮层兴奋。 山东大学硕士学位论文 另外，异常脑电信号有棘波( 16 5 0 h z ) 、锐波( 5 12 h z ) 、棘慢波综合 ( 2 - 6 h z ) 、阵发性节律波( 3 - 3 0 h z ) 等，频率一般不超过5 0 h z 。 之所以按照频率来分，是因为脑电波的频率特性比幅度特性具有更重要的 意义，正常人处于宁静、清醒、休息状态时，都可以看到a 波，人处于特殊 紧张状态下时，所测得1 3 波可升到5 0 h z ；某些成年人在处于情绪不好的状 态时，特别是失望、压抑、痛苦或者遇到挫折时，会出现6 波。由上述可以 看出脑电信号有两个特点，一是频率主要集中在低频段1 0 0 h z 范围内，二是 信号幅度范围较弱，一般在5 0 l a v 或更小。 2 3 脑电信号特点及采集要求 脑电信号作为一种特殊的人体生理信号，其采集面临着许多特殊问题与困 难【“】，具体表现在： 1 ) 信号比较微弱，只有u v 数量级，所以要求测量仪器具有很高的灵敏 度，而灵敏度同样对于干扰信号敏感，从而极易将外界干扰信号引入系统中； 2 ) 干扰及噪声较强，人体本身是一个复杂的系统，身体其他部位的生理 变化引起的电位噪声会叠加到脑电信号中，从而对脑电信号的提取极为不利； 3 ) 在信号取样频率的要求上，根据香农定理：若模拟信号x ( t ) 为有限带 宽信号，其最高频率为，只有当取样频率，s 大于或者等于两倍的，时，对 j ( r ) 进行等间隔采样，得到离散时间采样信号j ( n ) = x ( n t ，) ，其中t ，= l f , 为 采样间隔，这样读取的信号才可以保持原信号x ( t ) 的全部信息。根据上一小 节捉到的数据，人体脑电信号的有效频率集中在o 3 0 h z ，所以，在仪器设 计中，只要采样频率在6 0 h z 以上即可以令信号不失真。 4 ) 安全性方面，考虑到电极置于人体脑部，容易受到电极的威胁，所以 在设计脑电信号放大器时必须考虑到采用隔离屏蔽的方式予以保证。 2 4e e g 记录方法1 3 t 1 4 脑电信号要由电极来提取，电极是安置在头皮上用于检测脑电位变化的传 感器。电极的放置通常采用国际1 0 2 0 导联系统标准，如图2 1 所示： 山东大学硕士学位论文 图2 1脑电极安放位置示意图 不同的部位有不同的命名规则，例如，命名中的数字部分，奇数表示电极 位子大脑左半球，偶数则表示位于右半球；a 代表耳部，c 代表中央皮层等 等，具体请参考相关资料【6 】。 另外，还有导联方式的问题，目前主要有使用无关电极作参考的单极导联 法( m o n o p o l er e c o r d i n g ) 和不使用无关电极而只使用活动电极的双极导联法 ( b i p o l a rr e c o r d i n g ) 。身体上相对零电位的点叫做无关电极( i n d i f f e r e n t e l e c t r o d e ) 或参考电极( r e f e r e n c ee l e c t r o d e ) ，安置在头皮上的电极叫做活动电 极( a c t i v ee l e c t r o d e ) j 。 单极导联是把头皮上的一个头皮电极作为检测电极，把同侧的耳垂、鼻、 下巴等作为参考电极，测出它们的电位差就是脑电波形图。单极导联大致可 以记录到探测电极下脑电位变化的绝对值，即把耳垂的参考电极电位看作相 对零电位。但头皮电极距离皮层表面还相当远，探测电极记录到的是电极下 直径3 - 4 c m 范围内脑组织电活动的总和。 双极导联记录的是两个头皮电极之间的电位差，即其每个导联都连接两个 不同的电极，这个导联记录的就是这两个电极检出的电位差。其优点是可以 去掉强烈的肌电干扰，得到比较清晰的波形。 2 5 脑电信号源等效电路分析 脑电信号是由人体脑干细胞活动产生的微弱电生理信号，经脑组织传导至 头皮表面，再由安放在头皮上的金属电极采集而得。因此，从整体上看，人 山东大学硕士学位论文 体脑细胞群就是脑电信号源。由引导电极和脑电信号源组成的等效电路如图 2 2 所示1 ”： 脑组织：头皮：电极：引线 图2 2 脑电信号源模型 表2 1 脑f 乜信号源模型的参数说明 符号 说明 v d 脑电信号差动电位 v b l 、vb 2电极极化电位 r b i 、rb 2肌体电阻 rs t 、r s 2 皮肤电阻 r f l 、r f 2 皮肤分泌液电阻 cs l 、c 1 2 皮肤分泌液和皮肤角质层下组织间存在的电容 r l l 、r l 2 引线电阻 c l l 、cl 2引线对地电容 我们实验室中使用的电极是经过镀银处理过的金属氯化银电极。电极在脑 电信号测量过程中的作用相当于人体和测量系统间的“传感器”。在人体内， 电流通过电解质传播，属于离予导电；而在测量系统内则是电子导电。通过 引导电极，把离子流变为电子流。引导电极作为放大器输入回路的一部分， 他的特性将影响放大器的噪声、共模抑制比、频率失真等。 电极使用前必须在氯化钠溶液中浸泡，这样，电极可以直接接触氯化钠溶 液，然后再接触副头皮，因而形成了金属电解质溶液界面。由于在电极和皮 肤分泌液问存在复杂的离子交换过程，所以在电极和皮肤的接触界面上会产 生电极极化电位，各个电极的极化电位既不稳定又大小不一，其差值( v b l n 2 ) 将与脑电信号v o 一起输入到脑电信号放大器而得到放大，会引起测 9 山东大学硕士学位论文 得的脑电波信号基线不稳，严重时极化电位差( n j v 6 2 ) 可达5 0 m y ，远远 大于平均5 0uv 的脑电信号，因而形成了直流干扰。如果电极在皮肤表面移 动，电极的极化电压会变化，就会形成移动伪差。 另外，从图2 2 中可以看出，肌体电阻、皮肤电阻和皮肤分泌液电阻一起 构成了脑电信号源阻抗zj 、z 2 ： z l 砜塌+ 巧 ( 2 1 ) z z2 足一：+ r 1 2 + 币瓦1 1 1 2 万2 2 ) 因肌体电阻也卜r ，2 数值比较小，所以信号源阻抗主要取决于皮肤与电极 接触界面上的分泌液电阻及皮肤阻抗，也就是取决于皮肤接触阻抗，接触阻 抗的大小取决于皮肤汗腺分泌情况及皮肤清洁程度。皮肤接触阻抗不仅因人 而异，而且即使在同一人体的同一部位也可能因时刻不同而有很大的变动， 变动范围可达2 - 15 0 k o ，此外，各电极处的皮肤接触阻抗往往也是不平衡的。 由上述分析可知：人体是一个高内阻信号源，内阻既易于变化，又可能两 路不平衡，电极极化电位差和脑电信号一样输入差动电势，如不加以滤除， 会引起脑电放大器输出基线不稳，严重时会引起放大器饱和，这些给放大器 的设计带来了一定的困难。 2 6 放大器的设计分析 如前文所述，脑电信号采集仪器一般具有多导，但是各导联放大器的组成 结构基本一致，所以在这里只取出其中一个通道做为研究分析的对象m 1 1 】。 图2 3单通道放大器等效电路 山东大学硕士学位论文 图2 3 中，y 。是由导线及人体引入的共模干扰信号，n 是从两个引导电 极引导出来需要放大的e e g 信号，z i 是前置放大器的共模输入阻抗，z l 、 z z 是脑电信号源阻抗，包括头皮脑组织电阻，皮肤接触电阻等，n 是从前置 放大器输出的信号。 首先我们假设前置脑电放大器的增益a d ，共模抑制比为c m r r ，那么当 z i z i 、z 2 时，输出电压可以近似的由公式2 3 来决定： 卟九寿州志“k 孕 s ， 从公式2 3 可以看出，影响脑电信号前置放大器数据的因素主要有：脑电 信号源阻抗，脑电信号源阻抗的对称性，以及脑电放大器的共模抑制比。所 以，为使输出电压尽量不失真，可以通过提高放大器输入阻抗的方法来减小 有用信号的衰减。 上面公式中的a d 是理想情况下的放大器差模增益，是指在没有受到信号 源内阻抗影响时得出的结果。但是实际上由于脑电信号源内阻较大，不能忽 略，所以实际上放大器差模增益的计算公式为： 铲屯毫 令z l = z 2 = z 。，则上式可以简化为： 如咆焘 。5 ) 由式2 5 可知，提高放大器的输入阻抗，可以减小放大器差模增益误差， 所以，应该尽量提高放大器的输入阻抗值，以确保增益的稳定性。 放大器的实际共模抑制能力与放大器前边电极系统有关。通过电极提取生 物电位时，等效源阻抗z - 和z z 一般是不相等的，其数值大小与人体汗腺分 泌情况、皮肤清洁程度有关，因而各个电极的皮肤接触阻抗是不平衡的，而 且因人而异，再加上两个电极本身的物理状态不可能完全对称，使得差动运 算放大器的两个输入源信号阻抗变得十分复杂，这种不平衡的结果就是导致 共模干扰向差模干扰转化，从而造成共模干扰输出，其输出电压n 为： 训孚 ( 2 6 ) 1 1 山东大学硕士学位论文 这种不对称的干扰，是放大器本身的共模抑制能力所无法避免的。为减小 这种干扰，我们可以采取如下措施：一是选择合适的差动运算放大器来提高 放大器的输入阻抗z ，；二是保持引出电极与头皮的良好接触，以此来减小z 2 一z l 的数值。为了实现高输入阻抗，一般在人体和脑电前置放大器间设置缓 冲放大器，输入阻抗愈高愈能抑制共模干扰。 在对脑电信号实现正常放大的基础上，我们重点要考虑的是它的频率响应 问题。神经生理学研究表明：只有o 5 3 0 h z 的脑电信号才有实用意义，所以 在本系统放大器的通频带设定为o 5 3 0 h z ，通过滤波器滤除无关的频带信 号，以提高信噪比【1 4 。 2 7 放大电路几种设计方案 1采用场效应管来提高输入阻抗1 1 5 场效应管由于其本身的结构特点，栅极g 与源极s 和漏极d 之间的电阻 可以很高，因而其输入电阻很大，可以达到几十兆欧姆。利用场效应管作为 脑电前置放大器的输入部分，可以提高输入级的输入阻抗。 图2 4 场效应管典型放大电路 图2 4 中，两个场效应管和一个低噪声的三级管共同组成了一个高输入阻 抗的放大电路来实现脑电信号的放大。 2 利用放大器的射极跟随特性来提高输入阻抗1 6 】 对于一个放大器来说，当对其采用射极跟随的连接方案时，它的输入阻抗 可以很高。我们就利用它的这个特性把它作为前置放大器的输入部分，以此 来提高脑电放大器整体的输入阻抗。另外，针对射极跟随特性的一种改进方 山东大学硕士学位论文 案是采用负反馈差动的方式，此种方式较为常用，它的连接示意图如图2 5 图25负反馈差动放大电路 图中r 3 和r 5 、r 6 和r 7 、r 8 和r 9 分别是对称相等的。在采用此种方式的 运算放大电路时，一定要保证两个输入级放大器的特性是相同的，否则，将 会使得放大电路的两个输入端不平衡。而不平衡的结果就是损害其共模抑制 比，使共模信号向差模信号转换，所以一定要严格挑选前端放大器。 3 采用高性能差动运算放大器 由于以上两种方案实施起来对于元件的挑选极为严格，并且电气特性较为 不稳定，容易受温度的影响。在实际的脑电放大器电路设计中，一般采用高 性能的仪表用差动集成运算放大器。该类放大器将三个放大器集成到一个芯 片里面，可以做到很高的对称度，如图2 6 所示： 图2 6 差动运算放大器内部结构图 使用该类集成放大器时，其增益很容易控制，只需要调节增益电阻r o 的 值即可。在本脑电信号采集仪器中采用的就是差动运算放大器b b i n a l 2 l u ， 该芯片的噪声极低，在增益为6 0 d b 时，只有儿个n v ，非常适合于测量人体 的生理信号。其他参数请查阅相关资料1 7 1 1 3 山东大学硕士学位论文 2 8 干扰、噪声的产生与抑制措施 上面讨论的信号源模型是在理想的环境下建立的，从理论上讲，无论生物 电信号多么微小，总可以用足够大增益的放大器把它采集下来。然而在一般 的生活环境中，强大的干扰以电磁波的形式存在，充满我们周围的空问，不 可避免的要引入干扰和噪声，而干扰和噪声都是无用信号，因此，对于采集 脑电这样的微小信号，我们需要设计一个强抗干扰并且低噪声的放大器。 实际采集脑电信号时，主要有无线的射频干扰、工频馈电线的5 0 h z 干扰、 人体肌电干扰等等。射频干扰频率远高于脑电，因而可以用低通滤波器的方 式方便滤除，但是5 0 h z 工频干扰频率接近有用信号，干扰强度也大，是脑 电信号采集的主要干扰源。 2 8 15 0 h z 工频干扰 5 0 h z 工频干扰一直是困扰脑电信号采集仪器设计的一个难题，因为对放 大器而言工频的磁场感应会在放大器输入端产生一个差动电位，这个差动电 位混叠在微弱的脑电信号中，由放大器以同样的倍率放大。对于这种干扰来 说，一般通过两种方式来消弱它的影响，一种是对电极引线进行有效的屏蔽， 并让其绞合走线，以尽量减小闭合环路面积，从而减小共模干扰的影响，另 一种就是采用右腿驱动电路来减弱人体感应的5 0 h z 电压信号。 在我们的周围使用的各种仪器设备以及供电线路大多使用的是5 0 h z 工频 交流电，它们在工作过程中都会着产生5 0 h z 的电磁场。在这个环境中，人 体相当于一个大电容，5 0 h z 供电线对人体及大地都存在着分布电容，从而在 人体上感应出位移电流，如果用手指接触示波器输入端，在屏幕上可以观察 到5 0 h z 电压波形，这就是由5 0 h z 位移电流流入人体所引起的m ”】。 为了定量分析5 0 h z 位移电流测量的影响，我们假设测量时人体不接地， 人体和馈电线问的分布电容以c d 表示，与地面间存在的电容以c d 2 表示， 因为大地宽广且接近人体，c d 2 c d j ，c d 和c