（信号与信息处理专业论文）听觉脑干诱发电位仪.pdf

中文摘要 中文摘要 摘要：本设计实现高精度，低功耗，小体积脑干诱发电位仪。听觉脑干诱发电位 ( a u d i t o r yb r a i n s t e mr e s p o n s e ，a b r ) 为微伏级人体生理参量，采用t i 公司的 d s pt m s 3 2 0 f 2 8 1 2 ，通过d a 与高精度运算放大器，生成听力级( h l ) 可调整的 掩蔽白噪声与短纯音t b ( t o n eb u r s t ) 进行刺激，同时对诱发脑电进行放大、滤波、 并使用t m s 3 2 0 f 2 8 1 2 的a d 进行信号采集与处理，得到数字化的脑干诱发电信号。 最后利用t m s 3 2 0 f 2 8 1 2 的串行通讯接口连接p c 机，上传数据，再由p c 机实现 便捷的人机交互界面以及图形显示和打印。 关键词：听觉诱发电位a b rd s p 分类号： a b s t r a c t a b s t r a c t a b s t r a c t ：t h i sd e s i g nc a r r i e so u tab r a i n s t e r ne v o k e dr e s p o n s ea p p a r a t u sw i t ht h e h i g ha c c u r a c y t h el o wp o w e rc o n s u m p t i o na n das m a l lv o l u m e a u d i t o r yb r a i n s t e m r e s p o n s e ，a b r ( o rb r a i n s t e ma u d i t o r ye v o k e dp o t e n t i a l s ，b a e p ) i sah u m a nb o d y p h y s i o l o g yp a r a m e t e ra tm i c r o v o l tl e v e l f i r s t ，w eu s et h et m s 3 2 0 f 2 812o ft i c o m p a n y , m a k i n gt h es i g n a lt h r o u g hd at r a n s f o r ma n dh i g ha c c u r a c yo p e r a t i o n a l a m p l i f i e r , a n dp r o d u c et h em a s k i n gw h i t en o i s e s ，a sw e l la st h et o n eb u r s t ( t b ) t ob e t h es t i m u l u s t h e n ，t h ee v o k e de e gw i l lb ea m p l i f i e da n df i l t e r e d a tt h es a m et i m e w e u s et h ea do ft m s 3 2 0 f 2 812t oc o l l e c ta n dp r o c e s st h es i g n a l s ，a n dg e tt h ed i g i t a l b a e p t h i r d ，w eu s et h es e r i a lc o m m u n i c a t i o ni n t e r f a c ei nt m $ 3 2 0 f 2 812t oc o n n e c t p ca n du p l o a dt h ed a t a t h ep cc a nc a r r yo u ts i m p l eh u m a n c o m p u t e ri n t e r a c ti n t e r f a c e ， a u t o m a t e da b rr e c o g n i t i o n ，t h es h o w i n ga n d p r i n t i n go fg r a p h k e y w o r d s ：a u d i t o r yb r a i n s t e mr e s p o n s e a b rd s p c l a s s n o ： 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解北京交通大学有关保留、使用学位论文的规定。特 授权北京交通大学可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检索， 并采用影印、缩印或扫描等复制手段保存、汇编以供查阅和借阅。同意学校向国 家有关部门或机构送交论文的复印件和磁盘。 ( 保密的学位论文在解密后适用本授权说明) 学位论文作者签名： 套西跏虢胡 签字日期：枷g 年z 胪日签字日期：加b 留年占月fe l 独创性卢明 独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是本人在导师指导下进行的研究工作和取得的研 究成果，除了文中特别加以标注和致谢之处外，论文中不包含其他人已经发表或 撰写过的研究成果，也不包含为获得北京交通大学或其他教育机构的学位或证书 而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均己在论文中作 了明确的说明并表示了谢意。 学位论文作者签名： 才；雨、签字日期： 如。年月j 日 致谢 本论文的工作是在我的导师胡秉谊教授的悉心指导下完成的，胡秉谊教授 严谨的治学态度和科学的工作方法给了我极大的帮助和影响。在此衷心感谢三年 来胡秉渲老师对我的关心和指导。 胡秉谊教授悉心指导我们完成了实验室的科研工作，在学习上和生活上都给 予了我很大的关心和帮助，在此向胡秉谊老师表示衷心的谢意。 胡秉谊教授对于我的科研工作和论文都提出了许多的宝贵意见，在此表示衷 心的感谢。 在实验室工作及撰写论文期问，实验室同学张如彩，李莹，盛艳，王叔阳， 王晶，尹梓颖，彭大静，周琨的对我论文中的研究工作给予了热情帮助，在此向 他们表达我的感激之情。 另外也感谢我的父母，他们的理解和支持使我能够在学校专心完成我的学业。 序 序 听觉脑干诱发电位( a u d i t o r yb r a i n s t e mr e s p o n s e ，a b r ) 或称脑干听觉诱 发电位( b r a i n s t e ma u d i t o r ye v o k e dp o t e n t i a l s ，b a e p ) 是在给耳一个适当的短 声刺激后，第对脑神经和脑干听觉通路上的生物电活动的远场记录。 听觉诱发电位是一种客观评定听觉功能状况的方法。它在听域测量、听力损 失评定以及听觉通路病变诊断等方面具有重要价值。广义的a e p 包括耳蜗电图、听 觉脑干诱发电位、听觉中潜伏期诱发电位及听觉长潜伏期诱发电位等。听觉脑干 诱发电位( a b r ) 是声刺激所诱发听神经和脑干各级神经核团的电反应。它可反映内 耳机能及脑干各级中枢的活动，且不受测试者主观行为的影响，是一种客观、可 靠的检测方法。 由于诱发脑电的幅值通常很小( 一般为0 5 一l u v ) ，并淹没在幅值比它高的自 发腩电中( 一般脑电的信号的幅值为3 0 l o o u v ) 。因此诱发脑电的采集与显示长 期以来一直为一大难题。国外的厂家诸如丹麦d i a s 、r e s o u n d 、m a d s e n ，美国 n i c o l e t ，英国m e d e l e c 等均从事脑干诱发电位仪研发与销售多年，而国内对 于该方向的研究却基本是空白。 本文在参阅大量文献的基础上，仔细研究并针对当前a b r 的采集，滤波等难 点，设计了基于d s p 的听觉诱发电位仪。针对以往需要额外的声刺激设备的不便， 将声刺激发生装置与诱发脑电的放大，滤波，采集，传输整合在一起。提高了设 备的易用性与便携性。 引言 1 引言 听觉脑干诱发电位( a u d i t o r yb r a i n s t e mr e s p o n s e ，a b r ) 或称脑干听觉诱 发电位( b r a i n s t e ma u d i t o r ye v o k e dp o t e n t i a l s ，b a e p ) 是在给耳一个适当的短 声刺激后，第对脑神经和脑干听觉通路上的生物电活动的远场记录。 听觉诱发电位是一种客观评定听觉功能状况的方法。它在听域测量、听力损 失评定以及听觉通路病变诊断等方面具有重要价值。广义的a e p 包括耳蜗电图、听 觉脑干诱发电位、听觉中潜伏期诱发电位及听觉长潜伏期诱发电位等。听觉脑干 诱发电位( a b r ) 是声刺激所诱发听神经和脑干各级神经核团的电反应。它可反映内 耳机能及脑干各级中枢的活动，且不受测试者主观行为的影响，是一种客观、可 靠的检测方法。 由于诱发脑电的幅值通常很小( 一般为0 5 一l u v ) ，并淹没在幅值比它高的自 发脑电中( 一般脑电的信号的幅值为3 0 一l o o u v ) ，故采用以刺激为起点的平均叠 加处理技术来提取诱发脑电，经过m 次同步叠加后，信噪比提高了m 倍，只要 选取的m 足够大，诱发脑电就可以从其背景自发脑电中提取出来比1 。 1 1 诱发电位的含义 脑电信号可分为两类：自发脑电和诱发脑电。 中枢神经系统的自发电位，如脑电图( e e g ) 反应是大脑皮层在无外界刺激时产 生的电活动。这种电活动具有连续性和节律性。人对外界环境的作用和影响是靠 人从外部世界接受刺激，并对其进行分析、比较和判断，然后作出适当反应。外 界发生的事件，皆以不同形式刺激人体的感觉器官并产生神经冲动，这些神经冲 动沿特定的通路向中枢神经传递，直至大脑皮层。神经冲动在其通路的不同节段 上，经过不同级别的组合、分析和反映，最后在大脑皮层对这些神经冲动传递的 信息进行复杂的综合处理并作出判断，从而产生适当反应。在神经传导的不同节 段上，有关的神经元结构都会产生自身的电位活动。若在头皮或身体的相应部位 安放电极，上述生物电活动就可以被记录下来。该类电位活动统称诱发电位( e p 一 一e v o k e dp o t e n t i a l s ) ，“诱发一词是相对“自发 而言。 人类同常活动中接受的外界刺激是复杂的，其性质、数量、强度、以及涉及 的时间和空间极不恒定。人们很难对这种自然刺激诱发电位变化进行定量分析和 研究。可行的方法是使用诸如短声、闪光和脉冲电流等人为的感觉刺激诱发c n s 产生e p ，这样人们就可以对刺激的性质、数量、强度、频率和持续时间等参量进 北京交通人学硕士论文 行严格控制。进而有可能对记录的结果作定性和定量的分析；也有可能使记录方法 和分析方法标准化，以期达到临床实用的目的。因此存在有三种不同的诱发脑电： 听觉诱发脑电( a e p a u d i t o 眄e v o k e dp o t e n t i a l s ) ；视觉诱发电位( v e p v i s u a le v o k e dp o t e n t i a l s ) 和体感诱发电位( s e p 一一s o m a t os e n s o r ye v o k e d p o t e n t i a l s ) 。在记录e p 时，需要在相当的时间内重复给予几百乃至几千次的刺激， 这显然不是自然刺激具有的特性，纵然如此，还是可以把人为刺激看作是自然刺 激的分解成分，前者诱发的电位活动能够反映c n s 生物电活动的一个侧面。 理论上，任何刺激只要能直接或间接造成周围感觉神经或混合神经的去极化， 就能从相应的神经结构中诱发出电位变化。但实际上，只有视觉系统、听觉系统 和躯体感觉系统的诱发电位在科研和临床应用中最为广泛。其他感觉系统的诱发 电位尚存在许多理论上和技术上的问题有待解决。目前只有模式翻转视觉诱发电 位、脑干听觉诱发电位和短潜伏期体诱发电位发展较快，在理论上和技术上取得 较丰硕的成果。 诱发电位在神经系统异常的诊断，人体听觉和视觉功能的评价，神经系统手 术过程中的监护已经其他的一些领域中有广泛的应用。 诱发电位是继脑电图和肌电图之后临床神经电生理的第三大进展。临床上， 在病史和病灶不能确定诊断的情况下，能检测出感觉系统的功能异常。诱发电位、 脑电图和肌电图三者在临床上合并使用将会提供从周围感受器到整个神经系统功 能状态的信息。这不仅有助于对疾病的诊断，也有助于对正常神经生理功能的了 解【l 】【2 】。 1 2 听觉诱发电位的神经生物学基础 1 9 2 4 年，b e r g e r 发现声刺激后脑电波被抑制；1 9 2 7 年，f o r b e r 用短声刺激诱 发出听神经冲动反应；1 9 3 2 年，d a v i s 记录电极植入脑后，通过耳机可监听到不清 楚语词；1 9 3 7 1 9 3 9 年，d a v i s 发现k 复合波为给声和撤声反应并以此来综合。 r i c h a r dc a t o n ( 18 7 5 ) 首次从兔脑表面直接记录到e p 。但因其波幅小( o 1 1 0 u v ) ，并 埋藏在自发e e g 活动当中故无法进行细致和广泛的研究。d a w s o n ( 1 4 4 7 ) 首先利用 照相叠加技术记录e p ，并首次从人体记录到e p ，也首次利用e p 对病人进行研究。 四年后d a w s o n 又首次利用平均技术采用机械模拟计算机从背景脑电活动中提取 出e p 信号。二十世纪血十年代早期，就开始应用e p 对神经系统疾病患者进行研 究，但直到本世纪七十年代早期，它在临床上的应用价值才被确定下来，其中b e a p 和s l s e p 等短潜伏期的e p 有波形稳定、可重复性高、不易受麻醉、药物及生理 变化影响等优点。但它们的波幅低，记录技术困难，直到七十年代初期，随着记 2 引言 录水平的提高，才丌始应用于临床实践。 随着半导体技术和计算机技术的发展，使先前难于记录甚至不能记录的波形 能够快速而且可靠的记录下来，其记录波幅可以小至十分之几p v ，推动了低波幅、 短潜伏期e p 的临床应用。 听觉诱发电位虽然是一种客观反应，但在判断阈值时，仍有主观因素和经验 积累的问题，所以在整个运作过程中，应注意每个环节使诱发电位波形分化清 晰。 要使波形分化得好，其关键在于神经冲动必须很好地同步化。实践证明，短 声( c l i c k ) 诱发可达到此目的。然而短声是一宽频带噪声( 能量主要集中在3 - - 4k h z ) ， 其频率特异性差，不可能反应耳蜗各频率段的功能，所以听力学家们从如下两个 方面做了努力：一是选择既能诱发同步化很好的神经冲动、又有较好频率特异性 的声刺激，如过滤短声( f i l t e r e dc l i c k ) ，短音( t o n ep i p ) $ 1 短纯音( t o n eb u r s t ) ；二是探 索出其它电位，可以用纯音，甚至语言来刺激可诱发出来的电位，如4 0 h z 相关电 位、慢负波( 州。) 、颅项慢反应( s v r ) 、认知波( p 3 0 0 ，对认知功能检查有用) 等，但 缺点是受是否清醒状态的影响，受试者必须配合p j 。 1 2 1听觉诱发电位的分类 根据记录电极位置分类：头顶电位、耳蜗电图。 根据生理特点分类：交流电位( a c ) ，如微音电位( c m ) 、频率跟随反应( f f r ) ； 直流电位( d c ) ，如总和电位( s p ) 、颅顶慢电位( s v r ) 、偶发负变异( c n v ) 【3 1 。 根据出现时白j 分类：见表1 一l 听诱发l 乜- r l 、， 米源波形潜伏期( m s )最佳反应临床意义 螺旋器 0s p ( d c ) 有 耳蜗电图和3( c m ：外毛细胞)快( 1 0 0 3 0 0 0 h z ) l 一一4c m ( a c )明显 n a p ( n 1 ) 快nv m 脑十快( 1 0 0 2 0 0 0 h z )2 一一1 2 p 6 有 r t l神经源性皮层i快( 5 1 0 0 h z )1 2 一一5 0 p 3 5有 颅底电位 肌源性“卢动” 慢皮层i i ( 清醒)慢( 2 1 0 h z ) 5 0 - - 3 0n 8 0 一p 18 0 一n 2 5 0有 2 0 0 - - 8 0 0持续电位( 商流)可疑 p 2 0 0 n 3 0 0 ：n 6 0 0 。p 自 皮层i i i迟皮层预期波慢2 5 0 - - 6 0 0 p 3 0 0 可疑 c n v 直流d c 变移 c n v 3 0 0 表1 - 1 听觉诱发电位分类 t 曲l lc l a s so f a e p 1 2 2 a b r ( 听觉脑干诱发电位) 北京交通人学硕十论文 当两个电级分别安放在头顶和乳突。当给受试者一个音响刺激后，声响经过 一段时间后到达耳蜗隔膜，然后到达内耳。内耳将声能转换为神经信息，这一信 息沿着第8 颅神经( n v i i i ) 传到背侧和前侧的耳蜗核( d c n 与v c n ) ，然后通过 斜方型体( t b ) 和上橄榄形复合体( s o ，a o ) 从两面传到外侧丘系( l l ) ，并继 续向上传到下丘( i c ) 和丘脑的中膝( m g ) 。这一连串发生的事情产生了一组可 以在头顶记录到的正电位，通常称为早波( e a r l yw a v e s ) 或脑干听觉诱发响应( b a e p b r a i n s t e i l la u d i t o r ye v o k e dp o t e n t i a l s ) 。 脑干听觉诱发响应为许多病理、生理实验证明及c t 和手术提供的依据，通常 认为，波i 来源于耳蜗，波i i 来源于耳蜗核，波i i i 来源于上橄榄核，波来源于斜 方体，波v 来源于下丘，波来源于内膝体，波来源于听放射，如下图1 1 砉警 i 9 3 o4 1 ”5 6 5 97 89 2 菩 听神经l 耳一饺fi - 1 1 t 1 饭 l ( 琶- 蕾l 【蟒脑l ，卜毛绷囊 盔 t 置 j 系外恢ii 下丘l 中脯) i 内瞻件f 听囊射线 ( 奠析) i、i ( 丘奠)，【丘一应展 lf 奠析 蓝卜- 唑竺 ”i 蚪技帽抖下鬣 耳一曩矗 耳蠕霄埴 图1 - 1 听觉脑干诱发电位 f i g l 一1 a b r 但新近研究认为，波i 来源于蜗神经近蜗端，波l l 来源于蜗神经近脑端，波i 来源于耳蜗核，波来源于上橄榄核，波v 来源于斜方体。 特点：具有真正的阈值，不受被测人员是否处于清醒、安静的影响，如果避 免了肌电的干扰，a b r 分化更为清楚。通过各波潜伏期的变化可了解神经冲动传 导是否受各种病理因素的影响而引起神经传导阻滞。新近研究表明，a b r 各波均 为突触后电位【4 1 。 4 引言 1 2 3听觉诱发电位的检测技术 l 、平均器及叠加原理 记录听诱发电位的技术涉及声刺激和如何提取记录听诱发电位两方面的问 题，本节对刺激记录和其它影响记录的结果做简要的介绍。 听觉诱发电位与较大的脑电活动等相比强度是很弱的，脑干反应的电位值不 足l u v ，皮层反应也不过数十u v ，用一次声音刺激所引出的诱发电位均隐匿在自 发脑电之中，无法进行观察。自从数字平均器( d i g i t a la v e r a g e r ) 研制成功以来，可将 这些微弱的诱发电位经过成百上千次的重复叠加而清晰地呈现出来。 数字平均器还有其他名称，如累加器、叠加器或加法器( a d ds c o p e ) ，平均计算 机( a v e r a g i n gc o m p u t 神，平均器或求均仪( a v e r a g e r ) 等，此外，医用信号处理机 ( s i g n - p r o c e s s o r ) 都包括平均器插件与直方图插件，有的还可做相关分析和其他统计 处理。平均器是由一组沿横坐标排列的二进位计数器组成的，在计算机术语中习 惯上把二进位计数器简称为“b i n ”( b i l a 叫的简写) ，也叫作二进位地址( b i n a r y a d d r e s s ) 。一般常用的数字平均器含有2 5 6 - - 10 2 4 个计数器，每个计数器在示波器 荧光屏上显示呈一个点，含有计数器罩量多的，存储一定电位值的这些点相连成 线；若计数器量少或记录较快的波时，电位曲线往往由分离的多个点组成。在x 轴并排的各个计数器均有相同的容量，每扫描一次便把相继各个瞬间的电位值装 入各个记数器中，如扫描1 0 0 0 次那么在记数器中最后的叠加就是这1 0 0 0 次取样 结果的代数和。诱发电位的潜伏期与相位的j 下负是规律的，因此能够分别在相应 瞬问的计数器中叠加起来；然而自发脑电与背景噪声是无规律的，电位的正负在 同一个记数器中有近乎均等的机率出现，所以最后的代数和是个极小值或趋向于 零。这样就能使与刺激有固定时问关系的诱发电位突出地显示出来。记数器在y 轴的容量可以调整，在容量最大时示波器上的波幅相对较低；随着容量的减小电 位波幅变高。电位波幅过高而超过记数器y 轴容量，则示波器上的电位波形散乱， 称为溢出。信号在每个地址停留的时间叫做作“时钟”( c l o c k ) 。时钟值与x 地址数 的乘积就是一次扫描所花的时间，即分析时间。若时钟值为l o u s 共有1 0 0 0 个地址， 分析时间就等于1 0m s 。这是记录脑干听觉诱发电位的常用参数。可根据引导诱发 电位的种类选择和调整适合的时钟值与分析时间，以便使所要观察的诱发电位恰 好落在这段分析时间内。 从上述原理可知，通过累加可以增加信噪比，增加累加次数可使信噪比加大， 具体如下：同步反应的振幅( a ) 随累加次数n 而增加，即 ， 4 = 4 + 4 + 4 + 人+ 4 = 木a 而无规则噪声( b ) 是随其均方根值增加的，即： 北京交通大学硕十论文 = 屑而了再i 可= b 木瓜 实际增加的信噪比等于 n * a b * 妇：涌* a b 由上式可见，信噪比的增加与累加次数的平方根成正比，即累加9 0 0 次可提 高信噪比3 0 倍，而把累加次数增加到2 5 0 0 次( 即增至2 8 倍) 仅能使信噪比提高 5 0 倍( 即仅比原来增加1 7 倍) 。看来过多的累加次数获益不大，而且有耗费时间 与易使受试者疲劳的缺点。 但是同时，用平均技术处理信号过程中，信噪比的改善程度和刺激次数呈平 方根的比例关系，这就限制了平均技术更大程度降低噪声和提取e p 的能力。平均 技术只能改善信噪比，而不能完全消除噪声，任何一个平均诱发电位都不可避免 的混有定量的残留背景噪声。平均技术所依据的两个假设具有一定的局限性， 无法消除一些伪迹所带来的影响。尽管有以上不足，仍不失为临床e p 的最卓越的 亏法 2 、刺激声种类的选择 听力学的努力方向，既要满足诱发电位同步化佳，又要满足刺激声频率特异 性好，但这是一对不可调和的矛盾。一个声信号从无声到某一预定强度有一个过 程，这一过程即上升时f i l l ( r i s et i m e ) 。声信号达到某一程度后持续的时间可长可短， 这一持续时问( 即时程) 内声强级稳定不变，然后经过下降时间( f a l lt i m e ) 降到无声。 声信号的时程和主观感到的响度有关。对1 0 0 0 h z 纯音，时程( d u r a t i o n ) 需在2 0 0 m s 左右才能充分累积达到最高限度的响度。这时再延长时程，响度也不会增加，但 缩短时程就会使响度降低。上升时间太短会出现短声( 喀嗒声，c l i c k ) 伪迹。上升时 间越短声刺激的频谱主瓣越宽、频率特性越差，特别是低频纯音更易失去其频率 特征。 脑干听诱发电位反应时间在1 0 m s 以内，用上升和持续时间长的纯音来测试显 然是不适用的。上升时间越长神经元对纯音的反应同步性越差。在早期和中期反 应中，反应是由声信号的开始而诱发“给声”反应( o n e f f e c t ) 。只有用上升时间短 的声信号才能达到要求。因此选用怎样的声信号才获得最满意的听诱发电位，是 电反应测听技术中的一个重要问题。这包括声信号的上升时间、时程、频率特性、 强度、相位以及需用多少次声刺激，声刺激间的间隔时间为多少，用哪种耳机( 或 扬声器) ，是单耳还是双耳给声，需否掩蔽等。 短声：短声将0 1 m s 的方波( 或正弦波) 送至扬声器或耳机出来的c l i c k 声。频 谱特性：宽频带噪声，频率特异性较差，能量主要集中在3 4 k h z 。 滤过短声：由0 1 m s 的方波通过l 3 倍频程滤波器后形成的声( f i l t e r e dc l i c k ) 。 6 引言 诱发出的c a p 波形在低频时较差。形状：由一串( 6 7 个) 振幅先递增后递减的准 正弦波；频率特性，由滤波器的中心频率决定。 短音( t o n ep i p ) ：由纯音包络后形成，6 7 个准正弦波，频率特异性与滤过短声 相近。 短纯音：比纯音较短的纯音( 真正的纯音是不存在的) ，时程从数十毫秒至数百 毫秒不等，因有一定的上升、下降时间，所以与纯音相比，短纯音有较多的不纯 成分，频谱形成一窄带，有效宽度与时程、上升、下降时间有关【5 】。 3 、声信号频率的影响 因为a b r 是一给声反应，依赖于神经发放的同步化程度，所以上升时间短的 刺激是理想的声刺激信号。上升时间越短反应的同步化越好，但频率特性越差。 较高频率的短音可引起较佳的同步化反应又可保留较好的频率特性。用短声或是 用高频的短音都可引出清晰的可识别的a b r 波形，而且随着短音频率的增高波形 的清晰度逐渐增加。 但当用短音作为刺激时a b r 的波v 潜伏期与刺激声的频率呈反比，即频率高 波v 潜伏期较短，而频率低时v 潜伏期较长。低频( 2 5 0 、5 0 0 、10 0 0h z ) 的短音对 a b r 的形态和振幅影响较大，且这种信号引起的a b r 振幅远远小于由短声引导的 反应，反应各波波界分化不清，这与神经元群的同步程度有关。 4 、给声刺激的速率( s t i m u l a t i o nr a t e ) 在电反应测听中要平均成百上千次声刺激引出的反应。这种声刺激应该以怎 样的重复率( r e p e a tt a t e ) 送给受试耳昵? 或者说“刺激间隔”( i n t e r s t i m u l u si n t e r v a l ， i s i ) 是多少呢? i s i 太长或刺激率太慢，会增加测试时间，而受试者难以长时间地控 制自己；i s i 太短( 或刺激率太快) 反应又会减弱，潜伏期会延长。 例如对脑干诱发电位来说，波v 的峰潜伏期在每秒1 0 次和每秒1 0 0 次问，以 平均每次5 1 u s 的递减率随刺激率的加快而减少。然而这一关系不完全是线性的， 在较快的重复率时影响较显著，至刺激减到每秒1 0 次以下后，潜伏期就不再有明 显的改变。将短声重复率从每秒l o 次增加到每秒8 0 次，波i 、波i i i 及波v 的潜伏 期分别增加0 1 4 、0 2 3 和0 3 9 m s ；疏相短声7 0d bs l 诱发的波卜- v 峰间潜 伏期从3 9 6 ( 标准差0 2 2 ) 增加到4 4 1 ( 标准差0 3 1 ) m s ，密相短声的这一效应 不那么明显。在刺激率增快时，波v 的振幅相对稳定，直至刺激间隔( i s i ) 减至约 3 0m s 时才开始改变。i s i 为2 0m s 时波v 振幅约为1 0 0m s ( i s i ) 的9 0 ，1 0m s 时 约为8 0 。从每秒刺激l o 次增加到8 0 次，波v 振幅约减小1 0 ，而波i 及波i i i 则减小约5 0 【引。 1 2 4 国内外相关情况 7 北京交通人学硕士论文 八十年代以来，国外许多著名公司如丹麦d i a s 、r e s o u n d 、m a d s e n ，美国 n i c o l e t ，英国m e d e l e c 等均已推出各种类型专用或通用的诱发电位测试系统。 如下图1 2 。 图1 2 麦德森公司的脑干诱发电位仪 f i 9 1 - 2a u d i t o r yb r a i n s t e mr e s p o n s ei n s t r u m e n to f m a d s e n 而国内这一方面产品基本为空白。经检索，仅有南京伟思与广州三瑞医疗器 械有限公司。而现在广州三瑞医疗器械有限公司也已经不再从事诱发电位仪的研 发生产而专注于妇产科医疗器械制造。南京伟思肌电诱发电位仪如下图1 3 图1 - 3 伟思公司的诱发电位仪 f i g l - 3e v o k e dp o t e n t i a l si n s t r u m e n to fw e i s i 旦 引言 但是，近年来，由于声音诱发脑干电位检测的不可替代性和优越性越来越被 国内的医院所接受，声音诱发脑干电位检测仪的需求量逐渐增大。国外的产品不 仅价格昂贵，维修不便，而国内的产品也存在体积较大，不能满足中国国情下需 要便携式设计得需求。 1 3 本文的研究工作 本文在参阅大量文献的基础上，仔细研究当前声音诱发脑干电位的采集，滤 波等难点，以低成本，小体积，微功耗，高可靠为原则，设计基于d s p 的听觉诱 发电位仪。 针对以往声刺激设备与采集设备分丌设计，使用时需要额外的声刺激设备的 不便，将声刺激发生装置与诱发脑电的放大，滤波，采集，传输等完整的整合在 一块p c b 上。提高了设备的易用性与便携性。本文研究重点集中于硬件部分。 针对当前p c 的普及，不再使用与设备配套装有采集卡的台式p c ，改进为使 用普通p c 。只需在p c 上安装相应的软件，从而达到与原有配套设备一样的效果。 从而提高设备的便携性与可靠性，降低维修率。 1 4 本文结构 本文共分五章，遵循听觉脑干诱发电位仪的研究框架层次展开。 第一章为引言，简要说明研究工作的目的、范围、相关领域；并对诱发电位 原理，组成，国内外现状作出了介绍； 第二章是对系统整体设计方案的简述，通过图表直观的体现出系统总体构架 的设计与实现。 第三章详细分模块介绍了a b r 硬件电路部分；阐明了元器件的选型原则和拓 扑的设计原则。阐明设计中需要注意的地方。 第四章是对软件系统各个模块的介绍；简要讲述了软件各个模块的工作流程。 第五章是结论与总结。 9 整体方案 2 整体方案 本系统由硬件电路部分，软件部分两个部分组成 2 1 硬件部分 本系统硬件系统使用以d s p 为核心，配合高品质放大器，线形光耦等外置元 件，实现对声诱发脑电的放大，滤波，采集，计算，传输。实现方案见图2 1 ： 硬件部分包含以下部分： ( 1 ) 、m c u ：使用d s p 3 2 0 f 2 8 1 2 ，是整个系统的核心，负责a d 采集( 采样 率2 0 k h z ，时间解析度o 0 5 ，采样精度1 2 b i t ) ，输入增益的调整，输出强度，频率， 方式的调整，采样得到数据的迭代与临时存储，电压稳定监控，与电脑的双向通 讯等。 ( 2 ) 、前置放大器：前置放大器需要高共模抑制比( c m r r ) ，高输入阻抗， 低偏置电流等，故选用仪表放大器a d 6 2 0 一片，其c m r r 1 0 0 d b ，输入阻抗 1 0 m o h m 。 ( 3 ) 、5 0 h z 陷波器：采用双t 滤波器，可通过p c 选择激活或关闭，衰减4 0 d b ， 范围5 0 h z 3 h z ，使用o p 2 1 7 7 一片。 ( 4 ) 、高通滤波器：设计采用四阶切比雪夫高通滤波器，截止频率1 6 0 h z ，衰 减6 d b o c t a v e ，使用o p 2 17 7 一片。 ( 5 ) 、低通滤波器：设计采用四阶巴特沃斯低通滤波器，截止频率4 k h z ，衰 减12 d b o c t a v e ，使用o p 2 1 7 7 一片。 ( 6 ) 、主放大器：采用两阶放大共达到8 0 d b ，使用o p 2 1 7 7 一片、。 ( 7 ) 、光电耦合：由于生物医学仪器与人体接触的特殊性，应该将功率信号 与人体隔开，使用可用于模拟信号的线性光电耦合产品h c n r 2 0 1 ，配合后端的放 大器o p 2 1 7 7 ，将电压范围控制在a d 采集的范围内。使用o p 2 1 7 7 一片。 ( 8 ) 、白噪声发生部分：由p c 选择刺激强度( h l ) 与方式，使用t l v 5 6 1 7 将d s p 随机数产生的白噪声以模拟信号的形式输出到音频放大器t p a 6 1 1 1 ，通过 d s p 调整数字变阻器m c p 4 1 0 1 0 控制输出刺激强度。技术指标为：白噪声0 - - 6 0 d b h l ，1 0 d b 步进。使用t l v 5 6 1 7 一片，t p a 6 1 1 1 一片，m c p 4 1 0 1 0 一片。 北京交通人学硕+ 论文 图2 1 硬1 i ， = 系统结构图 f i 9 2 一lt h es t r u c t u r eo fh a r d w a r es y s t e m ( 9 ) 、刺激声发生部分：由p c 选择刺激强度时间与方式，d s p 生成短纯音 1 2 整体方案 t b ( t o n e b u r s t ) 经t l v 5 6 1 7 将d s p 产生的数字信号转化为模拟信号的形式输出到音 频放大器t p a 6 11 1 ，通过d s p 调整数字变阻器m c p 4 1 0 1 0 控制输出刺激强度。技 术指标：刺激率8 、1 6 、2 0 、2 4 、3 2 h z ，刺激0 1 0 0 d bh l ，1 0 d b 步进。使用t l v 5 6 1 7 一片，t p a 6 11 l 一片，m c p 4 1 0 1 0 一片。 ( 1 0 ) 、功率电压提供部分：使用外接1 2 v 直流电源供电，使用l m l l l 7 5 得 到+ 5 v 电压，使用l m l l l 7 3 3 得到3 3 v 电压，使用l m 2 6 6 4 得到一2 5 v 电压， 并使用d c d c 将功率电源与人体隔离，保证患者的安全。使用l m l1 1 7 5 一片， 使用l m l l l 7 3 3 一片，使用l m 2 6 6 4 一片，使用d c d c 模块一片。 2 2 软件部分 软件部分包含对下位机( d s p ) 的底层软件开发与上位机( p c ) 中控制软件 的丌发。 开发环境分别为： l 、d s p 的软件开发使用t i 公司自己的开发软件c c s 2 2 2 0 0 0 ( c o d e c o m p o s e rs t u d i o ) 。 2 、p c 端的开发软件使用v c n e t 。 其中包括以下几个主要部分。 本系统软件系统用c c s 和v s n e t 分别实现d s p 的编程和p c 端的编程。实 现方案见图2 2 ： 北京交通人学硕十论文 d s p ：p c 图2 - 2 软什系统结构图 f i 9 2 2t h es t r u c t u r eo fs o f t w a r es y s t e m 1 4 硬f ，l ：部分 3 1 输入回路 3 硬件部分 输入回路是信号从人体提取后最先经过的部分，由于诱发脑电的特殊性，在 进入前置放大器之前，必须先经过输入回路，达到阻抗匹配，保护前置前置放大 器的作用。 输入回路由保护电路、缓冲放大器两部分组成，如图3 1 所示为输入回路部分 电路图。 3 1 1 保护电路 - ， 图3 1 保护电路设计 f i 9 3 - 1p r o t e c tc i r c u i t 信号输入端采用了两级限幅保护电路设计： 第一级以2 2 kq 电阻和2 2 0 p f 电容构成无源低通滤波器， 其计算公式为： l1 厶= 二= 二- 1 可= 3 2 k h z 。” 2 f i r c2 木3 1 4 1 5 木2 2 木1 0 宰2 2 0 * 1 0 一2 其截止频率为3 2 k h z 第二级通过正反并联的二极管接入输入端与模拟地之间，使得输入电压限制 北京交通人学硕十论文 在l v 之内。 在选用二极管时应重点注意该二极管的如下参数： m i n i m u mb r e a k d o w nv o l t a g e ：应当至少大于5 0 v m a x i m u mf o r w a r dv o l t a g e ：这个参数应该越小越好，一般常用均为l v m a x i m u mr e v e r s ec u 玎e = i l t ：这个参数很重要，越小越好，尤其对于脑电这种 微弱的信号，这个数值过大会直接影响信号的引入。 常用的二极管i n 4 0 0 1 - 4 0 0 7 系列在此处不使适用，参照上述三点参数，最终选 用i n 4 1 4 8 作为前级保护用二极管。该二极管参数m a x i m u mr e v e r s e c u r r e n t = 0 0 2 5 u a 。 通过保护电路，可以限制与脑电测量同时施加于人体的高频信号的干扰。同 时2 2 k q 电阻同时还具有限流作用。 3 1 2 缓冲放大器 使用电压跟随器作为缓冲级( 如图3 1 ) ，可以提高系统的输入阻抗，虽然前 置也具有很高的输入阻抗，但其所联的接地电阻，一定程度上降低了其输入阻抗。 一方面，通过提高输入阻抗，解决了电极与皮肤接触情况不同所引起的输入阻抗 不匹配的问题。另一方面，各个电压跟随器具有相同的共模抑制比，进而提高了 整个系统的共模抑制比。缓冲放大器作为前置放大的第一级电路，除了应具有高 输入阻抗外，主要要求其低噪声性能，并且应使各个缓冲放大器具有相同的c m r r 值，使整个缓冲放大级获得高共模抑制比。这里使用o p 2 1 7 7 精密低噪声运算放大 器，该放大器的相关参数在主放大器一节作详细介绍。 3 2 m c u 部分 如前所述，诱发脑电的早波频率范围为1 0 0 3 0 0 0 h z ，时长在l o r e s 以内i 引。 设计脑电采集最快频率为3 2 h z ，采集时长为1 0 m s ，采集频率为2 0 k z ，采集精度 为1 2 b i t 。因此在单位时间内产生的数据量为7 6 8 0 0 b i t s e e ，m c u 需要进行数据的 迭代且要求在进行数据叠加时数据不会溢出的同时，进行白噪声和刺激声的合成， 如此大的数据量不适合选用主频较低的单片机，故此处选择了t id s p t m s 3 2 0 c 2 0 0 0 系列的t m s 3 2 0 f 2 812 。 t m s 3 2 0 c 2 0 0 0 系列是美国t i 公司推出的最佳测控应用的定点d s p 芯片， 其主流产品分为四个系列：c 2 0 x 、c 2 4 x 、c 2 7 x 和c 2 8 x 。c 2 0 x 可用于通信设备、 数字相机、嵌入式家电设备等；c 2 4 x 主要用于数字马达控制、电机控制、工业自 1 6 硬件部分 动化、电力转换系统等。近年来，t i 公司又推出了具有更高性能的改进型c 2 7 x 和 c 2 8 x 系列芯片，进一步增强了芯片的接口能力和嵌入功能，从而拓宽了数字信号 处理器的应用领域。 t m s 3 2 0 c 2 8 x 系列是t i 公司最新推出的d s p 芯片，是目前国际市场上最先 进、功能最强大的3 2 位定点d s p 芯片。它既具有数字信号处理能力，又具有强 大的事件管理能力和嵌入式控制功能，特别适用于有大批量数据处理的测控场合， 如工业自动化控制、电力电子技术应用、智能化仪器仪表及电机、马达伺服控制 系统等【8 1 。 t m s 3 2 0 f 2 8 1 2 系列芯片的主要性能如下： 1 高性能静态c m o s ( s t a t i cc m o s ) 技术 1 5 0 m h z ( 时钟周期6 6 7 n s ) 低功耗( 核心电压1 8 v ，i o 口电压3 3 v ) f l a s h 编程电压3 3 v 2 j t a g 边界扫描( b o u n d a r y s c a n ) 支持 3 高性能的3 2 位中央处理器 1 6 位1 6 位和3 2 位3 2 位乘且累加操作 哈佛总线结构( h a r v a r db u sa r c h i t e c t u r e ) 迅速的中断响应和处理 统一的寄存器编程模式 可达4 兆字的线性程序地址 可达4 兆字的数据地址 代码高效( 用c c + + 或汇编语言) 与t m s 3 2 0 f 2 4 x l f 2 4 0 x 处理器的源代码兼容 4 片内存储器 1 2 8 kx1 6 位的f l a s h 存储器 1 k 1 6 位的o t p 型只读存储器 l 0 和l 1 ：两块4 k 1 6 位的单口随机存储器( s a r a m ) h 0 ：一块8 k x1 6 位的单口随机存储器 m 0 和m i ：两块1 k 1 6 位的单口随机存储器 5 只读存储器( b o o tr o m ) 4 k 1 6 位 带有软件的b o o t 模式 标准的数学表 6 外部存储器接口 有多达1 m b 的存储器 1 7 北京交通人学硕十论文 可编程等待状态数 可编程读写选通计数器( s t r o b et i m i n g ) 三个独立的片选端 7 时钟与系统控制 支持动态的改变锁相环的频率 片内振荡器 看门狗定时器模块 8 三个外部中断 9 外部中断扩展( p i e ) 模块 可支持9 6 个外部中断，当前仅使用了4 5 个外部中断 1 0 1 2 8 位的密钥( s e c u r i t yk e y l o c k ) 保护f l a s h o t p 和l 0 l 1s a r a