（生物医学工程专业论文）脑功能研究数据采集系统的研制与应用.pdf

上海大学硕上学位论文 a b s t r a c t t h ee e g s i g n a lc o n t a i n sal a r g en u m b e ro fp h y s i o l o g i c a la n dp a t h o l o g i c a l i n f o r m a t i o n ；i ti sat y p i c a lb i o s i g n a l t h em a i nw a y t os t u d yb r a i ni st oe x a m i n et h e e e g h o w e v e r , d u et ot h ew e a ks i g n a la n dl i m i t e ds a m p l i n gp o i n t s ，e e gh a st h e h i g ht e m p o r a lr e s o l u t i o na n dl a c ko fs p a t i a lr e s o l u t i o n w i t ht h ec o n t i n u o u s d e v e l o p m e n t o ft h ee l e c t r o n i c si n d u s t r y ，e e gs y s t e ma l s ot o w a r d sm u l t i c h a n n e la n d h i g h - p r e c i s i o nd i r e c t i o n i no r d e rt oa c h i e v em u l t i - c h a n n e le e g a c q u i s i t i o n ，t h es y s t e mu s e st h ed e s i g n o f e a c ha d c p e rc h a n n e l t h r o u g ht h ec h a r a c t e r i s t i c so fe e ga n dn o i s ea n a l y s i s s y s t e mu s e s2 4 - b i tt y p eo f h i g h p r e c i s i o na d cc h i pa d s 12 51 i ne n s u r i n gt h e a c c u r a c yo ft h ep r e m i s e ，r e a s o n a b l eu s eo f t h ea d c c h a r a c t e r i s t i c s ，u s i n gt h e d i f f e r e n t i a la m p l i f i e rc i r c u i th a sae x c e l l e n tp e r f o r m a n c eo fc o m m o nm o d e i n t e r f e r e n c es u p p r e s s i o n t h ea d c sh i g hd y n a m i c r a n g ea l l o w sp o l a r i z a t i o nv o l t a g e i n t e r f e r ew i t hc o m m o ne e gw i t h o u ta n y p r o c e s s i n g ，w i t h o u ta n yc o m p l i c a t e df i l t e r c i r c u i to rm u l t i s t a g ee e g a m p l i f i e ri nh a r d w a r ec i r c u i t ，t h ec i r c u i ts t r u c t u r ei s g r e a t l ys i m p l i f i e d t h i se n s u r e st h es t a b i l i t yo ft h ec i r c u i t ，a n da l s or e d u c e st h e r e s p o n s et i m eo ft h ec i r c u i t f o rt h ec h a r a c t e r i s t i c so fal a r g ea m o u n to fd a t a , t h e s y s t e mc h o s e nt h ea r mm i c r o p r o c e s s o ra sap l a t f o r m ，a n dr a t i o n a lu s et h e c h a r a c t e r i s t i c so ft h es e r i a ld a t ao u t p u tt op a r a l l e lt r a n s m i s s i o n ，a n du s et h eu s b t r a n s f e rm o d eo fc o m m u n i c a t i o n ，e f f e c t i v e l yr e d u c i n gt h et r a n s m i s s i o np r e s s u r e p a p e rd e s c r i b e di nd e t a i lt h ef e a s i b i l i t yo fd e s i g n ，f o rad e t a i l e dc r i t i c a la n a l y s i s o ft h ec i r c u i ta sw e l la sm e t h o d s ，i n c l u d i n gt h ep r e a m p l i f i e rc i r c u i t ，a dc o n v e r t e r c i r c u i t ，i m p e d a n c ed e t e c t i o nc i r c u i t ，s y s t e mc o n t r o lc i r c u i t i nt h ep a r to fs o f t w a r e ， i n t r o d u c e st h es y s t e mp r o g r a m m i n go f a r me n v i r o n m e n t ，a sw e l la ss y s t e mc o n t r o l t r a n s m i s s i o nc o d e ，a n du s bf i r m w a r ep r o g r a m m i n g t h i sm u l t i - c h a n n e le e g a c q u i s i t i o ns y s t e mo fs i m p l es t r u c t u r e ，g o o ds t a b i l i t y , i sh i g h l ys c a l a b l e ；p r o v i d ea g o o de x p e r i m e n t a lp l a t f o r mf o rf u r t h e rd a t aa n a l y s i s v i 上海大学硕j ：学位论文 k e y w o r d s ：e e g ；m u l t i - - c h a n n e l ；a r m ；h i g h - p r e c i s i o n ； e m b e d d e ds y s t e m ； v 1 1 原创性声明 本人声明：所呈交的论文是本人在导师指导下进行的研究工作。 除了文中特别加以标注和致谢的地方外，论文中不包含其他人已发 表或撰写过的研究成果。参与同一工作的其他同志对本研究所做的 任何贡献均已在论文中作了明确的说明并表示了谢意。 本论文使用授权说明 本人完全了解上海大学有关保留、使用学位论文的规定，即： 学校有权保留论文及送交论文复印件，允许论文被查阅和借阅；学 校可以公布论文的全部或部分内容。 ( 保密的论文在解密后应遵守此规定) i i 上海大学硕f ：学位论文 1 1 引言 第一章绪论弟一早珀了匕 自从1 8 7 5 年c a t o n 发现了脑电波并开始对其研究，到如今，脑电信号已不 仅仅只有临床医学应用，而是扩展到临床医学，生理学，心理学等各个领域 1 ， 成为当今世界一个十分热门的课题。而电子技术和计算机技术的发展使脑电图 的记录方式也已经从纸张记录转变到数字存储。随着研究的深入，脑电图空间 分辨率低的问题越来越突出。对此，国外已经率先开始采用高密度甚至超高密 度导联的脑电采集系统替代传统1 0 - 2 0 导联脑电采集系统以求得到更加清晰的 脑电图，并将其推向市场。 脑电图的特点是时间分辨率很高，很容易做到毫秒级；其突出的缺点是空 间分辨率低，造成这种现象的原因有两个，一是由于采样点过少，目前所有的 脑电信号采集系统基本上用的都是标准1 0 - 2 0 导联系统，其有效采样点只有1 6 个，相对于头皮面积来说远远不够；二是由于颅骨的强低通作用使得头皮电位 变得模糊 2 。 。由于脑电信号自身的特点，单纯依靠降低系统噪声提高信噪比的 手段效果十分有限，最行之有效的方法就是增加采样点也就是导联的数目。根 据推算，颅骨等效低通滤波器的点扩散函数约为直径2 5 c m 的圆斑。因此，当 电极数目增加到1 2 8 一- - 2 5 6 个时，电极间距离约为2 2 5 ，一- - 1 9 5 c m ，已经接近或超 过空间频率的n y q u i s t 要求。但由于脑电信号十分微弱，使得采集脑电图变得 十分困难；特别是当导联数的大大增加时，又对采集系统本身提出了更高的要 求，因此有必要对传统系统设计进行改进以满足要求。 1 2 脑电的基本知识 1 2 1 脑电的产生机理 人脑是一个十分复杂的系统，关于脑波形成的原理有较多研究，但目前仍 未完全阐明，人们比较普遍的认为脑波是由大脑皮质锥体细胞顶树突的突触后 上海大学硕十学位论文 电位总合形成。神经元与神经元之间的接触部分称为突触，通过它使得神经冲 动作为一种信息定向的传导【4 1 【5 1 。 脑电是电极记录到( e e g ) 头皮表面的电位变化，是由脑波经过由大脑皮 层、颅骨、脑膜及头皮构成电场容积导体后在头皮上形成电位分布；把电极放 在颅内皮层表面，记录到的就是皮层电图( e c o g ) ；通过埋在皮层下或是大脑 深处结构的电极记录到的脑电波称为深部脑电图。 1 2 2 脑电的分类 脑电根据其产生机理可以分为自发脑电和诱发脑电两大类。在没有特定的 外加刺激下脑神经白发的产生的电位变化就是自发脑电；因为人为的对感觉器 官刺激而引起的脑电位变化就是诱发脑电。 从频率上看，脑电属于低频信号，其频带范围一般在1 0 0 h z 以内，国际上 对其有和田丰治和w a l t e r 两种分类，表1 1 列出了两种分类方法。 和田丰治分类w a l t e r 分类 6 波 o 5 3h z6 波o 5 3 5h z 0 波 4 7h z0 波4 7h z q 波 8 1 3h za 波8 1 3h z b 波 1 3 3 0h zb 波1 4 2 5h z y 波 3 1h zy 波 2 6h z 表1 1 脑电的分类方法 ( 1 ) 6 波 出现在熟睡、婴儿及严重器质性脑病患者中，成人在清醒状态下没有6 波， 幅度大小2 0 1 0 0 i lv 。 ( 2 ) 0 波 成人中只有少量o 波，一般在闲倦时可见。从d , j l n 成人，0 波数量逐渐 减少，频率逐渐增加振幅逐渐降低，幅度大小1 0 4 0pv 。 2 海大学硕十学位论文 ( 3 ) a 波 健康成人脑电波的主要成分，清醒安静闭目状态下出现数量最多且振幅最 大，幅度大小3 0 5 0uv 。 ( 4 ) 1 3 波 b 波遍及整个大脑，它的出现一般代表大脑皮层兴奋。幅度大小5 3 0 uv 。 ( 5 ) y 波 y 波频率相对较高，一般在大脑皮层高度兴奋时出现。 1 2 3 脑电的导联 脑电图是要记录头皮上两电极间的电位差波形，因此每个采集位置必须有 两个电极，分别连接放大器的两个输入端。如果人体上有零电位点，那么两个 电极的电位差就是其中一个电极处电位变化的绝对值。我们把放在零点电位电 极称为参考电极或是无关电极；非零点的电极称为活动电极。根据选取得参考 电极的不同将导联分为三种：单极导联，双极导联和平均导联。 单极导联：选取耳垂作为零点，将作用电极置于头皮上，参考电极置于耳 垂，其连接形式又可以分为三种 e 。 1 一侧作用电极与同侧参考电极相连接，如图1 2 - a ； 2 两侧的参考电极连在一起再与一个作用电极相连接，如图1 - 2 - b ； 3 左侧的参考电极与右侧作用电极连接，右侧参考电极与左侧作用电极相 连接，如图1 2 - c ： a b c 图1 2 脑电的导联法 3 j ：海大学硕i ：学位论文 平均导联：平均导联实际上属于单极导联的一种，由于单极导联的参考电 极很难保持零电位，以混进其他生物电干扰。为了克服这个缺点，将头皮上多 个作用电极各通过一个1 5 mq 的电阻后连接在一起作为参考电极，称之为平均 参考电极。 双极导联：此方法只使用头皮上的两个作用电极，不使用参考电极，记录 波形是两个电极部位脑电变化的电位差值。它可以大大减小干扰，但是波幅较 小，也不够稳定，两个电极也不宜太近，以免互相抵消电位差值，一般要求距 离3 - - 6 c m ，因此不适合用于导联数较多的情况。 从导联数看，大多数的脑电系统都采用的是标准的1 0 2 0 导联系统，其有 效采样点只有1 6 个，为了能够得到高质量的脑电图，现在越来越多的脑电采集 系统开始使用高密度导联 ， 图1 1 所示的为3 2 导联至2 5 6 导联法的采样点位 置。 ：o 一：、 e 二 f 。：c? 1 t ：。 0 7 h ，曼曼。81 曼，一 ：、毒 ： “ 二 ： 乏：乏 ! ： ，。：、 ，一 。 脚 f 毫：三： ： ： 一 一 ：“三：”二：，：i ：二二：2 ：i ： + ： = 帅学 唯 钠“= ： ：_ _ f ：! ”：“：飞= 三 ：。 ： 二 ： ：! 、一二上：一一羔 。，了嚣j 一了、 夕签豢絷气 ：幢爱囊誊嚣抄 ：! | “i 。己己之：；j ；，：? ”f ：一巴： 誉誉型誉影e 、 ”；三：! i ! ：三0 一， 一 _ ，。三一 “一 7 图1 1 高密度导联法 4 上海大学硕上学位论文 1 3 论文的安排与内容 本论文主要分为三部分，第一部爿 文的意义，多通 道脑电采集系统产生的背景以及脑电仨二部分为正文， 第二章介绍了脑电信号采集的特点，分1 ：lj ，阿钒月到吧不朱尔饥结构的不足，论 证了脑电采集系统的系统方案，第三章介绍了系统的硬件电路，第四章介绍了 a r m 系统的编程环境、系统控制代码以及脑电采集流程，第三部分为第五章论 文总结和展望。 5 上海大学硕一i ：学位论文 第二章系统设计方案 2 1 系统的性能要求 2 1 1 脑电采集的特点 脑电信号频率较低，因此对采样频率要求不是很高，一般都比较容易满足； 但由于其信号强度十分微弱，一般只有5bv 1 0 0bv ，因此对采集系统精度及 灵敏度要求较高。 由于脑电信号的十分微弱，周围环境的5 0 h z 工频干扰对脑电信号的采集产 生很大的干扰，另外极化电压的存在，使得脑电信号在采集过程中存在漂移。 前者丰要以共模形式出现，幅度可以高达数伏特；后者则是由于电极与人体接 触时由导电膏、汗液或组织液等极化形成，其幅度最高可达3 0 0 m v 。可见，相 对于干扰信号的强度，脑电信号强度很小，甚至是淹没在其中，如何去除这些 干扰，是脑电信号提取时面临的丰要闲难。 另一方面，由于头皮和颅骨的阻抗一般较高 8 。 ，可到几十kq ，容易引起 信号衰减失真。因此脑电采集系统都要求有较高的输入阻抗( 至少要大于1 0 0m q ) ，才能有效检测信号。 2 1 2 系统性厶匕b t ：化r 日标 本系统作为一个实验平台，主要的技术指标如下： 1 ) 信号种类：脑电，心电，眼电； 2 ) 脑电通道数：单片电路3 2 导联( 要求可扩展) ； 3 ) 采样频率：1 0 k h z 以内可调； 4 ) 分辨率：1uv ； 5 ) 耐极化电压：3 0 0 m y 6 ) 噪声电平：2 5 l av p p 6 上海大学硕：l 学位论文 7 ) 共模抑制比： ，9 8 d b ； 8 ) 导联切换：单极、平均导联； 9 ) 输入阻抗：1 0 0 m q ； 1 0 ) 通信方式：u s b 传输； 2 2 整体方案的选择 2 2 1 数字脑电采集系统 一般的脑电系统以模拟电路为主，电路结构都十分复杂，图2 1 显示了其 主要的系统结构【1 0 1 。 。 图2 1 模拟式脑电系统结构 这种复杂的电路结构实现起来比较困难，成本较高，体积较大，电路稳定 性较差；记录方式上多为纸张记录，不利于存储与后期分析处理，随着计算机 技术的发展，使用p c 作为存储和显示的无纸式脑电系统已经越来越多的替代原 来的模拟脑电系统 1 2 j 。 。 无纸式脑电采集系统将模拟信号转变成数字信号，利用计算机进行存储和 显示打印，这使得其数据量可以不受限制，同时也方便后期的分析处理】，系 统的结构示意图如图2 2 所示。 上海大学硕l ：学位论文 图2 2 无纸式脑电系统结构 这种脑电系统虽然相对于模拟式脑电系统已经有了很大的改进，但除了a d 采样之外，其前端电路在结构上相对于模拟式的脑电系统基本没有改变，仍然 十分复杂，电路性能仍然不高。 造成这种情况的原因- 丰要是受a d c 的限制。早期a d c 的动态范围有限，采 样分辨率低，要想获得比较理想的分辨率，脑电信号必须经过数万倍甚至数十 万倍的放大，达到与a d c 相匹配的电压幅度；但是脑电信号的噪声幅度却比脑 电信号本身大出很多的数量级，如果与脑电信号一起放大势必会引起放大器的 饱和，因此在脑电信号放大之前，必须将其滤除，这就无可避免的需要使用模 拟滤波电路。 a d c 的动态范围一般用d b 表示，或者用有效位数表示，每一位对应6 d b 的 动态范围，图2 3 显示了人体主要生理信号所需要的动态范围和采样频率。 i ：海大学硕上学位论文 动 态 范 围 d b 采样频率h z 图2 3 人体各个生理参数所需动态范围及采样频率 从图中可以清楚的看到，脑电信号本身所需要的动态范围并不大，一般只 需要6 0 d b ，即l o b i t 采样位数。 以脑电信号最高i 0 0uv 计算，当a d c 拥有1 0 位采样位数，系统拥有1 0 2 4 个采样梯度，若其输入为0 5 v ，则需要将脑电信号放大2 5 0 0 0 倍方能达到a d c 的满量程范围，此时a d c 可以获得0 2uv b i t 的分辨率，这对于脑电信号而言 已经足够了。 虽然1 0 位a d c 的已经能够满足脑电信号的量化要求，但是系统过高的放大 倍数使得其输入范围十分有限。使用动态范围更高的a d c ，则系统可以在降低 整个电路放大倍数的情况下拥有同样的分辨率，此时系统的信号输入范围就可 以大大增加。当a d c 的动态范围达到1 l o d b ( 1 9 b i t ) 时，系统已经能够使极化 电压顺利通过，此时系统分辨率也已经达到1uv b i t 。当a d c 的采样位数达到 2 2 位时，理论上系统仅需要拥有1 0 倍左右的电压增益，就可以获得0 1uv b i t 级的分辨率。 这样就可以将a d c 的位置前移直接靠近输入端，尽可能早地将采集到的模 拟信号转化为数字信号，大大减少放大器的级数，在最大程度上利用计算机的 数字信号处理能力来实现原来模拟系统的功能。当前的p c 机已经具有强大的计 9 一i ：海大学硕- 学位论文 算和处理能力，完全有能力实现各种生物医学信号的处理工作。 现代数字滤波技术已经相当成熟，相对于模拟滤波电路，数字滤波有无可 比拟的优势：首先其不受限制，用户可以随意提取所需的频段或是除去某些频 率信号，不会造成任何信号失真；其次，模拟滤波电路受到硬件条件的限制， 很难保证所有通道的频率响应完全一致，而数字滤波则不存在这样的问题，大 大简化硬件电路。 随着电子工业的发展，高精度的a d c 已经十分普遍，而软件滤波的方式可 以使硬件电路结构大大简化，因此，本系统采用2 4 位高精度a d c 作为核心器件， 完全软件滤波的方式，让脑电系统做到真正数字式。其系统结构如图2 4 所示。 图2 4 数字式脑电系统结构 2 2 2 a c 耦合与d c 耦合 脑电采集系统的耦合方式也分为了a c 耦合和d c 耦合两种。 1 a c 耦合 电路在前置放大之前消除了直流信号，这使电路可以拥有比较高的放大倍 数，对a d c 分辨率的要求较低，因此可以采用采样位数比较低的a d c 。其结构 如图2 5 所示。 脑电八隔直 入 前置 入 a d c 信号 。电路 放大 。 图2 5a c 耦合方法 随着脑电研究的不断深入，一些脑电信号的慢变化研究要求系统提供直流 信号，以便在后期处理时可以根据研究得不同通过数字滤波技术提取不同频率 的低频信号，这就需要系统使用d c 耦合方式。 1 0 l j 海大学硕，l ：学位论文 2 d c 耦合 d c 耦合没有任何形式的高通滤波，系统对直流信号完全响应，可以记录到 脑电信号任何缓慢的变化。但是d c 耦合也必然使极化电压通过，因此电路不可 能拥有很高的放大倍数，必须采用动态范围较大的高精度a d c 进行a d 采样才能 有比较理想的分辨率，其结构如图2 6 所示。 脑电 入 前置 入 高精度 信号放大a d c 图2 6d c 耦合方法 对比这两种方式，a c 耦合虽然对a d c 要求较低，但频率响应固定，d c 耦合 的比较灵活，用户可以利用数字滤波技术得到任何一个慢变化的脑电信号，虽 然分辨率不如a c 耦合电路，但不必理会系统的电压漂移等现象，无需进行电平 校对。另外，a c 耦合电路的系统响应时间较长，如遇到信号的跳变时需要较长 时间才能达到稳定，也不利于采样电路与阻抗检测电路进行实时的切换，因此 本设计使用d c 耦合电路进行系统设计。 2 2 3 通讯方式 由于脑电信号的数据量比较庞大，以3 2 导联计算，在其最高的i o k h z 采 样频率下，2 4 位采样数据的数据流量达到7 3 m b p s ，经过数据打包后将变得更 加庞大。如果导联数再增加，分辨率再提高的话，数据量将变得更大。单纯的 计算机串口通信无法满足需求，而u s b 接口的方便和快速传输使得脑电数据能 够及时传送进p c 机进行存储。u s b 主要具有的优点在于： 一使用方便：设备可以自动识别及安装驱动，支持动态接入和动态配置。 应用范围广泛：速率几十k b p s 至几十m b p s ，支持同步和异步传输方式。 一具有同步带宽：保证带宽，传输失真小。 - 稳定灵活：协议中包含错误检测，支持热插拔。 - 易于连接：即插即用。 j ：海大学硕一 ：学位论文 - 成本低廉 本设计采用性价比很高的p d i u s b d l 2 型u s b 芯片，该芯片全面支持u s b i 1 协议，是u s b i 1 协议设备端使用最多的芯片之一，片内集成的u s b 接口器件， s i e ，f i f o 存储器，收发器以及电压调整器等，可与任何外部为控制器实现高 速并行接口( 2 m b s ) 。 2 3 系统设计 2 3 1 系统整体构架 系统整体上分为两个部分，前面一部分为采集电路，具有3 2 导联的脑电信 号采集通道，一个眼电信号采集通道，一个心电信号采集通道；后一部分是控 制电路，主要进行a d 数据的存储、传输、及与p c 的通讯。 为了保证测量对人体的安全性，前一部分使用浮地电源，后一部分使用正 常电源系统，两部分之间实行光电隔离，电路上没有直接物理接触 ( 1 s 】。其整 体结构如图2 7 所示。 2 3 2 采样方式 图2 7 系统整体结构图 对于脑电信号的a d 采样，大多数的采集系统都使用的逐次采样方式 1 6 1 ， ， 1 2 ：海大学硕r ：学位论文 如图2 8 所示。 匿固一匝一 匿圆一醒一 网 图2 8 单a d c 信号采集方法 这种采样方式首先对a d c 的速度要求较高，如本系统设计的是多通道的脑 电采集系统，采集通道达到了3 2 导联，如果每导联1 k h z 的采样频率，那么a d c 的采样速度至少达到3 2 k h z ；另一方面，为了保证采样点的严格一致，在模拟 开关切换电路前必须使用采样保持电路，而采样保持电路本身的动态范围一般 只有8 0 d b ( 1 4 b i t ) ，这会使得a d c 的高精度变得没有意义。 另外，采样电路中不可避免存在的漏电现象容易使得信号产牛失真，因此， 对于模拟开关的切换时间以及a d c 的转换时间有很大的限制，通道数较多时， 每一个通道的等待时间大为延长，失真也将变得更加严重。 为了解决这个矛盾，本设计放弃所有的采样保持电路以及模拟开关等电路， 采用每个导联单独a d c 的方式进行采样，使用统一的系统时钟信号( c l k ) 使其 同步工作，既保证了采样点的严格一致又如图2 9 所示。 图2 9 每通道独立a d c 采集方法 这种采样方式比较容易控制，其每个导联的脑电采集电路也相对比较独立， 上海大学硕，l = 学位论文 对导联数的扩展也比较有利，无需改动采集电路就可以方便的对导联数进行扩 展。但是每个导联独立a d c 的方式增加了设计成本，同时，高精度的a d c 大多 为串行数据输出，使整个系统的数据输出方式变成了多路的串行数据输出，增 加数据传输的网难度，这在导联较多时尤为明显。 2 3 3 前置电路设计 由于采集电路使用的是浮地电源，因此工频干扰严重，工频干扰会随着电 极与脑电信号一起进入后级电路 1 8 。虽然a d c 的动态范围已经足够让极化电压 等直流信号通过，但是工频信号幅度太大，如不加以抑制会使后级的a d c 饱和， 因此抑制工频干扰是前置电路的丰要目的之一。 工频干扰属于共模信号，其幅度一般都要高达数伏特，脑电信号属于差分 信号，幅度只有uv 级，两者幅度相差9 0 d b 至l o o d b ，即当前置电路的共模抑 制比达到9 0 d b 以上时，其工频信号的输出幅度和脑电信号的输出幅度就基本达 到了同一个数量级水平，即达到了a d c 可承受的范围以内，不会使a d c 饱和。 因此系统没有必要再使用传统的双t 陷波电路之类的硬件滤波完全消除工频干 扰，可以在采样后使用软件进行彻底的滤波。 使用性能较高的差动放大器使系统共模抑制比达到9 0 d b 以上并不网难，另 外，系统需要有很高的输入阻抗以防止信号衰减，在差分电路前使用运算放大 器构成一级简单的电压跟随电路就可以保证系统拥有高输入阻抗。 2 3 4 阻抗检测方法 在脑电信号的采集过程中，需要检测电极电阻，通常使用的测量阻抗的方 法如图2 1 0 所示。r e l 、r e 2 为两个电极的电阻，当l o h z 左右的微弱的正弦电 流( i ) 流过所测电极时，r e l 、r e 2 i o m q ，i = l o o m v l o m q ，放大器输入e = r e l i ，因而可以求得r e l 。从而判断r e l 的电极是否脱落 1 9 2 0 。 1 4 f ：海大学硕一f ：学位论文 图2 1 0 阻抗检测原理 这种检测方法在测量时需要导联进行两两组合，实现时切换复杂，大量开 关元器件的使用使得整个电路体积大大增加。脑电采集系统在通常使用耳垂作 为参考电位，耳垂地接触普遍比较良好，不容易造成脱落现象，因此本设计在 测量阻抗时将耳垂接地，使用激励一电极一头皮一耳垂( 地) 的回路进行测量，通 过选择电极可以轮换对电极阻抗进行测量。其结构如图2 1 1 所示。 2 4 小结 图2 11 系统阻抗检测回路 本设计采用d c 耦合电路，高精度a d c 的使用使得a d c 的位置大为靠近输入 端，这使得电路上没有硬件滤波等电路。每通道独立a d c 的设计思想使电路结 海大学硕十学位论文 构十分紧凑，稳定性大大增加，也容易实现，同时使得系统导联拥有较好的扩 展性。由于放弃了采样保持即模拟复用开关等电路，采样频率上不受制约，拥 有很大的灵活性，理论上，系统采样频率在a d c 最高采样频率内的“可变”。 1 6 ：海大学硕上学位论文 第三章系统的硬件实现 3 1 主要器件选择 3 1 1 处理器的选择 脑电采集系统可选用的处理器有很多，常见的如单片机系列，a r m 系列， 以及d s p 系列等。 脑电采集系统对处理器的运算能力要求并不高，因此一般不用d s p 处理器； 本设计主要针对高密度导联，数据量庞大，对系统传输压力较大，各种控制电 路需要处理器提供很多的控制信号，使用单片机往往需要增加很多的外设，局 限性比较明显；而a r m 系列的处理器由于其高性能、低功耗、灵活性强，特别 是集成度高等特点，成为现在嵌入式系统最流行使用的处理器。本设计选用的 是$ 3 c 4 5 1 0 b 型a r m 处理器，内部有一个由a r m 公司设计的1 6 3 2 位的低功耗高 性能的a r m v t d m ir i s c 处理器核，丰要外设包括： _ 2 个带缓冲描述符( b u f f e rd e s c r i p t o r ) d l c 通道 - 2 个u a r t 通道 - 2 个g d m a 通道 - 2 个3 2 位定时器 1 8 个可编成的i o 口 片内的逻辑控制电路包括： - 中断控制器 - d r a m s d r a m 控制器 _ r o m s r a m 和f l a s h 控制器 一系统管理器 - 一个内部3 2 位系统总线仲裁器 - 一个外部存储器控制器 1 7 上海大学硕1 ：学位论文 3 1 2a d o 的选择 随着电子工业的发展，低成本、高性能的高精度a d c 已经不难找至i j 2 1 2 2 ， 本设计使用的是t i 公司的a d s l 2 5 1 型a d c ，它是t i 出品的高精度低成本a d c ， 2 4 位分辨率，使用过采样技术，其内部具有4 阶的一调制，最高数据输出 频率达到了2 0 k h z ，外部单5 v 供电，差分输入，串行数据输出，其主要性能指 标如下： - 2 4 位无错码 1 9 位有效分辨率( 2 0 k h z 采样频率时) _ 低噪声：1 5 p p m 一低线性失真：最大1 5 p p m 一外接参考电压：0 5 5 v 一 - 允许同步模式 低功耗 8 脚封装 图3 1a d s l 2 5 1 内部结构 图3 1 显示了a d s l 2 5 1 的内部结构，该型a d c 的性能优异，2 0 k h z 的采样 频率对脑电信号而言绰绰有余，其外部引脚结构简单，对简化电路设计十分有 利。 i ：海大学硕k 学位论文 3 2 主要硬件电路的实现 3 2 1 缓冲电路 缓冲电路由电压跟随电路构成，目的是增加输入系统阻抗，前面5 k 电阻以 及两个二极管作为保护电路，并在引线与屏蔽层之间增加一个电容防止射频t 扰 2 3 ，如图3 2 所示。 接阻抗检测信号接平均电极 - l 接电极二l 。3 w 。 1 5 a ，i 。 - 一1，、r 下 o u ! 厶 锤o o 么么 卜 接引线屏蔽层 n 3 2 2 前置放大电路 图3 2 缓冲电路图 前置放大电路是整个电路共模抑制比的关键，是系统抑制工频干扰的唯一 手段，因此格外重要。设计使用的是t i 出品i n a l 2 8 型运放。 i n a l 2 8 属于精密仪表运放，性能优良，其内部是经典的3 运放结构，如图 3 3 所示。 1 9 上海大学硕： ：学位论文 v 图3 3i n a l 2 8 内部结构图 v o 其主要性能指标如下： j i 低失调电压：最大5 0uv - 低温漂：最大0 5uv 低输入偏置电流：最大5 n a - 高共模抑制比：最小1 2 0 d b 一输入过电压保护：4 0 v - 宽电源供电：2 2 5 v 1 8 v 低静态电流：最大7 0 0 1 ta 放大器增益计算公式是g = i + 5 0 r g ，前面提到了前级放大倍数不能过高， 考虑到a d c 是单5 v 供电，因此系统取r g 大小为7 2 kq ，电压增益为8 ，保证 信号不超过a d c 的输入范围。脑电信号经过跟随电路后由放大器反向输入端进 入，正向输入端连接平均导联的公共电极。 考虑到引线与屏蔽层之间存在感应电容会使电路的共模抑制比下降 2 4 ，因 此系统将r g 的中间电平引出作为反馈的共模电压驱动前端引线的屏蔽层，以减 少对系统共模抑制比的影响 2 5 e 2 6 。另外，后接的a d s l 2 5 1 的输入端输入范围为 一0 3 5 v ，过大的负电压无法通过，因此将r e f 端接2 5 v 浮地电源，使得电路 2 0 t - 海大学硕一i j 学位论文 整体电平抬高，以达到a d s l 2 5 1 正常的输入水平，如图3 4 所示。 + s 3 2 3a d 采样电路 图3 4 前置放大电路图 a d s l 2 5 1 需要工作在同步模式下，其串行输出的移位信号必须由控制器统 一提供，考虑到前置放大电路中已经将信号的电压抬高了2 5 v ，利用a d c 的差 分输入特点，将前置放大电路的2 5 v 参考电压同时接到其负输入端，使得差分 输入后电压重新回到原来的水平，对信号本身没有影响，如图3 5 所示。 + 5 v 0 j 一 图3 5 采样电路图 a d s l 2 5 1 的标准参考电压是4 0 9 6 v ，参考电压的稳定对a d 采样至关重要， 2 1 ：海大学硕1 ：学位论文 系统使用t i 提供的与a d s l 2 5 1 配套使用的r e f 3 0 4 0 器件产生此电压，并后接一 级电压跟随以求输出稳定。 3 2 4 阻抗检测电路 阻抗检测电路需要1 0 h z 左右的信号激励，频率较低，使用信号发生器过于 麻烦，因此设计中此激励信号由处理器控制的i o 口给出。但由于i o 只能产 生方波，因此后接了低通滤波电路，使其输出信号接近于正弦信号。另外通过 两片并联的1 6 选一的模拟开关m a x 3 0 6 进行切换选通，如图3 6 所示。 0 1 u f h a 51 8 a l1 7 a 21 6 a 31 5 a 41 4 1 3 主2 一3 l1 2 0 1 u fi c 0 2 4 5 v 2 8 v d d e n a 0 a l h 2 a 3 n c n c n c g n d v e e n 0 1 n 0 2 n 0 3 n 0 4 n 0 5 n 0 6 n 0 7 n 0 8 n 0 9 n o l 0 n o l l n o l 2 n o l 3 n 0 1 4 n 0 1 5 n o l 6 m a x 3 0 6 c w i 0 1 7 0 1 8 0 1 9 0 2 0 0 2 l 0 2 2 0 2 3 0 8 0 9 0 1 0 o l l 0 1 2 0 1 3 0 1 4 0 1 5 0 1 6 + y g a 61 8 l1 7 a 21 6 a 31 5 a 41 4 1 3 2 三3 t ) 耋 2 7 5 v 勰 v d d e n 0 a 1 a 2 a 3 n c n c n c g n d v e e n 0 1 n 0 2 n 0 3 n 0 4 n 0 5 n 0 6 n 0 7 n 0 8 n 0 9 n o l 0 n o l l n 0 1 2 n 0 1 3 n 0 1 4 n o l 5 n 0 1 6 m a x 3 0 6 c w i 1 0 m 挖制嚣产生的万坡 3 2 5 光电隔离 4 3 k 0 二2 n f 1 0 _ 9 寸 5 y 寸 | 。p a 4 7 0 4 l = l 一5 v 8 1 2 图3 6 阻抗检测电路图 o l 0 2 0 3 0 4 0 5 0 6 0 7 0 2 4 0 2 5 0 2 6 0 2 7 0 2 8 0 2 9 0 3 0 0 3 1 0 3 2 + 5 v p a 4 7 0 4 5 7 人体生物电测量时，要顾及到人体的安全性，要求前级电路与后级电路之 间隔离。系统将检测部分的模拟电路作为前级电路，a d 采样后的控制传输电路 垤一一孔一兹一一孔一箱一拍一nm一987654 垤一加一饥一弛一竹一孔一一笳一nm一，一0一，一。一；一 j ：海大学硕十学位论文 作为后级电路，前级电路全部采用5 v 的浮地电源，后级电路为了跟a r m 系统 电平匹配采用3 3 v 电源与实地，两级电路之间没有电路上的直接接触，采样后 的数字信号传输使用t l p 6 2 1 ：4 型光电耦合器件进行。为了保证信号对光电耦合 器件中发光二极管的驱动能力，使用7 4 h c 5 4 0 作为缓冲驱动器件，如图3 7 所 示。 a d 势橱l 2 a d 毅掘23 a d 势搪34 a d 箍镥45 6 7 8 9 1 0 l o ev c c la 0o e 2 la 1 b 0 la 2 b 1 la 3 b 2 ia 4b 3 | a 5b 4 la 6b 5 ia 7 b 6 g n db 7 i一7 4 h c 5 4 0 图3 7 光电耦合电路 3 3 心电及眼电采集电路 播 雾 1 5 瞎 o a t l o a t 2 o a t 3 o u t 4 考虑到脑电采集过程中有可能混进眼电信号以及心电信号，因此系统中加 入了眼电信号和心电信号的采集通道。眼电的采集方式基本上是与脑电相同， 其电路结构如图3 8 所示。， 寸 图3 8 眼电检测电路 ：海大学硕i ：学位论文 心电采集通道的电路结构如图3 9 所示 z ，】。 3 。4 系统控制 3 4 1 数据传输方式 图3 9 心电检测电路 脑电信号数据量大，同时，由于采用了各个导联使用独立a d 转换的方式， 使得数据格式变得十分尴尬，整体上脑电信号呈“多路串行数据”的形式，按 照常规，需要处理器提供相应数量的串行口或者i o 口 z 8 z 。 。 虽然现在的处理器性能强大，集成度相当可观，但也很难提供如此众多的 串行口或i o 口。即便是处理器能够提供，这种传输方式也显得过于资源浪费， 脑电信号对处理器的运算速度本身要求并不高，太高性能的处理器成木过高， 效费比也显得太低。 从a d c 的工作方式看，虽然各个导联是相对独立的，但是为了保证采样时 间点的完全一致，所有a d c 是在同步模式下工作的，即采用同一个工作频率， 同一个采样频率。这样在所有a d c 的串行输出中，使用单一的移位时钟信号 ( s c l k ) ，可以做到所有输出口在同一时间以相同的速度更新，如此使得所有的 串行数据在移位输出时和并行数据特性一致。利用这个特点，本设计在脑电数 2 4 ：海大学硕一l ：学位论文 据传输时将所有的数据看成是一份一份的并行数据，以3 2 路数据为一个基本单 元，利用处理器的3 2 位数据口进行读取。每一个a d c 的串行输出口对应a r m 的 一根数据线，由处理器的i o 口提供统一的a d c 移位输出时钟信号s c l k 进行读 取，其结构如图3 1 0 所示。 j 统一的s c l ki 1 _ j 图3 1 0 数据输出的连接方法 对于单个数据来说其本身是没有意义的，因此读取时必须每2 4 个数据( a d c 一个采样值数据长度) 作为整体的一组一起读取并存储。为了防止数据混乱， 可以采用对存储器进行分组的方式。其数据的存储结构图如图3 1 1 所示。 i 存储器空间l 一 图3 1 1 数据的存储形式 次 性 读 入 的 2 4 个 数 据 卜海大学硕 ：学位论文 系统的数据一共有3 4 路，除了3 2 路脑电数据之外，还有1 路眼电数据和 1 路心电数据。对于这两路数据，系统采用另外的个单独的i o 口进行传输。 这种传输方式有效的降低了对处理器资源的占用率，同时大大简化了电路， 控制传输代码也相对简单，易于实现；令一方面，对于一组数据，其第一个数 据即a d c 的最高位，最后一个数据是最低位，通过控制组的长度，可以方便的 改变精度要求。例如a d s l 2 5 1 的有效分辨率为1 9 位，即第2 0 位开始的后5 位 数据可以作为噪声直接丢弃。另外，由于a d s l 2 5 1 的采样频率是由其工作频率 唯一确定的，即当工作频率固定时其内部采样频率也固定，利用这种传输模式， 通过间隔的保存数据组，可以达到“改变”采样频率，降低数据量的目的。 3 4 2 控制电路 系统的控制电路主要由处理器，存储系统，及u s b 传输系统构成。系统的 存储系统分为两部分，一部分为f l a s h 存储系统；另一部分是s