王雯瑩 洪梓銘 陳 昆 馮訣霄 楊啟凡

（武漢理工大學(xué)信息工程學(xué)院 武漢 430070）

1 引言

腦電信號(hào)（EEG）為大腦的生理電信號(hào)，EEG采集、處理與應(yīng)用領(lǐng)域覆蓋范圍十分廣泛，不同應(yīng)用對(duì)腦電信號(hào)有著不同的需求，需要獲取腦電信號(hào)的研究環(huán)境也由于研究性質(zhì)的多樣化而不盡相同。這些領(lǐng)域的研究和應(yīng)用都需要便捷高效的腦電信號(hào)采集技術(shù)作為強(qiáng)有力的支撐，尤其是能適應(yīng)存在干擾的環(huán)境下的EEG信號(hào)采集技術(shù)。

EEG內(nèi)含多種節(jié)律成分，主要能量集中于0.5Hz～30Hz。其幅值一般為5μV～100μV，平均只有50μV左右［1～2］。EEG隨機(jī)性強(qiáng)，不穩(wěn)定，易受肌電、眼電、心電等人體生理電信號(hào)的影響。同時(shí)，人體作為EEG的信號(hào)源，內(nèi)阻高達(dá)十萬(wàn)歐姆［3］。除上述EEG固有特性外，非屏蔽環(huán)境下采集EEG同時(shí)面臨著嚴(yán)重的電磁干擾問(wèn)題。電磁干擾主要包括50Hz的工頻成分以及用于無(wú)線通信的高頻成分。在電氣設(shè)備旁的強(qiáng)工頻干擾環(huán)境下，位移電流通過(guò)人體與電力線之間的雜散電容流入人體，并且通過(guò)大地與人體間的電容、大地與浮地工作時(shí)的采集裝置公共端之間的電容分流，從而使得人體相對(duì)于腦電信號(hào)采集裝置的公共端存在共模電壓［4～5］。該共模電壓產(chǎn)生的直接的共模干擾與間接的差模干擾將會(huì)造成EEG的嚴(yán)重失真。除工頻外，現(xiàn)代化城市中無(wú)所不在的蜂窩網(wǎng)絡(luò)、藍(lán)牙與Wi-Fi信號(hào)同樣也是影響EEG采集的潛在因素。雖然無(wú)線通信載波頻率遠(yuǎn)高于運(yùn)算放大器的單位增益頻率，但是當(dāng)強(qiáng)射頻干擾存在時(shí)，放大器輸入端會(huì)產(chǎn)生射頻整流效應(yīng)，即射頻干擾以直流失調(diào)誤差的形式出現(xiàn)在電路中，與待采集的EEG一同被放大。尤其當(dāng)射頻干擾為間歇性出現(xiàn)時(shí)，EEG的采集會(huì)受到嚴(yán)重的影響［6］。

傳統(tǒng)EEG采集設(shè)備為實(shí)現(xiàn)高精度低失真的腦電信號(hào)采集使用了復(fù)雜的屏蔽技術(shù)與信號(hào)處理手段，包括：設(shè)置電極導(dǎo)聯(lián)線屏蔽包層、對(duì)采集裝置外加金屬屏蔽罩［7］、采用復(fù)雜的模擬濾波電路［8～9］、使用有源電極［10］、采用高性能處理器［11］等。上述設(shè)計(jì)方案為提升采集裝置的整體性能犧牲了便攜性與易用性，且增大了系統(tǒng)的功耗，難以令使用者滿意。

針對(duì)存在的問(wèn)題，本文充分考慮非屏蔽環(huán)境下的干擾因素，同時(shí)以低功耗、輕量化為設(shè)計(jì)目標(biāo)，基于EMI硬化放大器設(shè)計(jì)模擬前端、結(jié)合內(nèi)嵌于微控制器的Sigma-Delta ADC實(shí)現(xiàn)采樣量化、基于Lab?VIEW編寫上位機(jī)虛擬儀器軟件，形成完整的腦電信號(hào)采集系統(tǒng)，實(shí)現(xiàn)EEG的有效采集。

2 腦電信號(hào)采集端設(shè)計(jì)

腦電信號(hào)采集下位機(jī)完成信號(hào)的模擬調(diào)理以及數(shù)字預(yù)處理。模擬調(diào)理電路基于精密儀表放大器INA333與EMI硬化運(yùn)算放大器LMP2022，數(shù)字預(yù)處理由MSP430I2040微控制器完成。腦電信號(hào)采集下位機(jī)的結(jié)構(gòu)框圖如圖1所示。

圖1 腦電信號(hào)采集下位機(jī)結(jié)構(gòu)框圖

2.1 模擬調(diào)理電路

模擬調(diào)理電路是整體系統(tǒng)的基礎(chǔ)支撐部分，需完成原始EEG的獲取，信號(hào)的可視化放大以及干擾成分的濾除，同時(shí)為ADC的采樣進(jìn)行抗混疊預(yù)處理。模擬調(diào)理部分由前置放大級(jí)、右腿驅(qū)動(dòng)電路、陷波放大級(jí)以及低通濾波級(jí)組成。

前置放大級(jí)以精密儀表放大器INA333為核心，電路原理圖如圖2所示。INA333為三運(yùn)放結(jié)構(gòu)儀表放大器，擁有高達(dá)115dB的CMRR，內(nèi)部集成了具有優(yōu)越參數(shù)一致性的射頻濾波器。INA333的高輸入阻抗保證EEG的有效提取、高CMRR以及集成射頻濾波器有效地抑制了輸入端引入的電磁干擾。前置放大級(jí)在提取信號(hào)的同時(shí)提供20dB的增益，實(shí)現(xiàn)EEG的初步放大。

圖2 前置放大級(jí)與右腿驅(qū)動(dòng)電路原理圖

右腿驅(qū)動(dòng)電路、陷波放大級(jí)以及低通放大級(jí)以EMI硬化放大器LMP2022為核心，LMP2022為高精度、低偏移、低噪聲精密運(yùn)算放大器，CMRR高達(dá)139dB，其內(nèi)部集成的EMI硬化電路使得LMP2022擁有高EMIRR，能夠有效地對(duì)電磁輻射進(jìn)行衰減，抑制射頻整流效應(yīng)。基于EMI硬化放大器搭建的各級(jí)電路的強(qiáng)抗電磁干擾能力能夠彌補(bǔ)非屏蔽環(huán)境帶來(lái)的射頻影響，提升采集電路的整體性能。

右腿驅(qū)動(dòng)電路的加入使采集系統(tǒng)的抗共模干擾能力得到提升，其電路原理圖如圖2所示。由電壓跟隨器以及反相放大器級(jí)聯(lián)而成的右腿驅(qū)動(dòng)電路通過(guò)反相放大INA333輸入端的共模電壓，并反饋回人體，從而減小人體相對(duì)于采集裝置公共端的共模電壓，即在人體和放大器公共端之間形成一條低阻抗通路［12］，進(jìn)而提高了系統(tǒng)的抗共模干擾能力。

為了將微伏級(jí)別的EEG放大至ADC可采樣的幅值范圍，模擬調(diào)理電路需提供至少80dB的電壓增益。在高增益下為防止運(yùn)放飽和并且抑制工頻干擾，設(shè)計(jì)陷波器、一階無(wú)源高通網(wǎng)絡(luò)與同相放大器級(jí)聯(lián)成一級(jí)陷波放大器，兩級(jí)陷波放大器［13］組成陷波放大級(jí)（主放大級(jí)），共同完成EEG的放大。陷波放大級(jí)的原理圖如圖3所示，其中，Sallen-Key陷波器［14］陷波中心頻率為50Hz，通頻帶為20Hz，陷波深度約為24dB；一階無(wú)源高通網(wǎng)絡(luò)的截止頻率為0.1Hz；同相放大器的增益最大可調(diào)至40dB。

為濾除非屏蔽環(huán)境下以毛刺的形式［3］疊加在EEG信號(hào)中的高頻干擾，設(shè)計(jì)四階Multiple-Feed?back巴特沃茲低通濾波器［14］作為低通濾波級(jí)。濾波器截止頻率為35Hz，幅頻響應(yīng)在通帶外以-80dB/dec的速率滾降?；诎吞匚制澖仆◣ё畲笃教沟奶匦?，濾波后EEG各頻率成分將保持不變。除了濾去腦電信號(hào)各節(jié)律成分以外的高頻噪聲，低通濾波器同時(shí)為后級(jí)ADC的采樣起到了抗混疊的作用，有效減少了有限采樣頻率造成的頻域混疊失真。

圖3 陷波放大級(jí)原理圖

圖4 低通放大級(jí)原理圖

2.2 微控制器

微控制器完成模擬腦電信號(hào)的采樣量化、數(shù)據(jù)格式轉(zhuǎn)換以及面向上位機(jī)的傳輸。MSP430I2040為德州儀器公司的超低功耗16位混合信號(hào)微控制器，其內(nèi)部集成了4通道獨(dú)立的24-bit Sigma-Delta ADC，能夠有效地對(duì)量化噪聲進(jìn)行整形，提高量化信噪比。

MSP430I2040的工作流程如圖5所示，微控制器上電后首先完成內(nèi)部時(shí)鐘系統(tǒng)、定時(shí)器、ADC以及異步串行傳輸模塊UART的初始化。設(shè)置定時(shí)器以256Hz的頻率產(chǎn)生中斷；設(shè)定Sigma-Delta ADC的過(guò)采樣比率為256，ADC各通道的工作模式為通道群連續(xù)采樣模式；設(shè)定UART傳輸?shù)牟ㄌ芈蕿?15200、8位數(shù)據(jù)位、1位停止位、無(wú)校驗(yàn)位。初始化完畢后開(kāi)啟采樣，當(dāng)定時(shí)器產(chǎn)生256Hz的中斷后，CPU順序讀取各通道采樣結(jié)果寄存器中的采樣結(jié)果數(shù)據(jù)，并進(jìn)行拆分與通道編碼，依次寫入U(xiǎn)ART發(fā)送寄存器，將結(jié)果傳輸至上位機(jī)。

3 上位機(jī)虛擬儀器設(shè)計(jì)

上位機(jī)信號(hào)采集軟件基于LabVIEW以虛擬儀器的理念實(shí)現(xiàn)，完成了串口數(shù)據(jù)預(yù)處理、在線濾波、時(shí)頻域信號(hào)顯示以及波形存儲(chǔ)的功能，其結(jié)構(gòu)框圖如圖6所示。

圖6 LabVIEW上位機(jī)采集軟件結(jié)構(gòu)框圖

上位機(jī)信號(hào)采集軟件中的在線濾波功能進(jìn)一步濾除殘留在EEG中的干擾成分。濾波器為基于Flat Top窗設(shè)計(jì)的128階零相移線性相位FIR低通濾波器，其截止頻率為35Hz，阻帶最小衰減大于110dB，在50Hz頻點(diǎn)處的衰減接近120dB，滿足實(shí)際需求。上位機(jī)基于重疊相加法［15］完成EEG在線濾波，算法流程如圖7所示。

圖7 重疊相加在線濾波算法流程圖

將實(shí)時(shí)采集所得信號(hào)以（N=512）點(diǎn)進(jìn)行分段，令xi（n）為第i組采集所得的N點(diǎn)數(shù)據(jù)，基于FFT實(shí)現(xiàn)xi（n）與（L=128）階FIR濾波器h（n）的線性卷積，得到長(zhǎng)度為N+L-1點(diǎn)的卷積結(jié)果yi（n）。此yi（n）分三段進(jìn)行處理：后L-1點(diǎn)數(shù)據(jù)寫入緩存數(shù)組yi3（n）；前L-1點(diǎn)數(shù)據(jù)yi1（n）需與前一段緩存y（i-1）3（n）進(jìn)行逐點(diǎn)相加，得到y(tǒng)i1′（n）；剩余數(shù)據(jù)yi2（n）與相加結(jié)果yi1′（n）組合，得到長(zhǎng)度為N的濾波結(jié)果yi′（n）并輸出。

4 實(shí)驗(yàn)結(jié)果及分析

1）模擬調(diào)理電路仿真測(cè)試：模擬調(diào)理電路的幅頻響應(yīng)如圖8所示，其對(duì)0.5Hz～30Hz頻段提供平坦的90dB增益。對(duì)于低于0.5Hz的頻段，幅頻響應(yīng)以-40dB/dec滾降，對(duì)于高于30Hz的頻段，幅頻響應(yīng)以-80dB/dec滾降，對(duì)于50Hz，系統(tǒng)提供趨近于80dB的相對(duì)陷波深度。

圖8 前端調(diào)理電路頻率響應(yīng)

為進(jìn)一步對(duì)電路性能進(jìn)行測(cè)試，利用40μV的20Hz單頻信號(hào)模擬EEG，同時(shí)加入500mV的50Hz共模干擾與3mV的50Hz差模干擾，仿真測(cè)試電路（未使用右腿驅(qū)動(dòng)進(jìn)行反饋）如圖9所示。其中，VF1為前置放大級(jí)輸出信號(hào)、VF2為第一級(jí)陷波放大器輸出的信號(hào)、VF3為第二級(jí)陷波放大器輸出的信號(hào)、VF4為低通濾波級(jí)輸出的信號(hào)。

圖9 前端調(diào)理電路仿真測(cè)試

仿真結(jié)果如圖10、11所示。由圖10（a）、圖11（a），前置輸入級(jí)對(duì)差模信號(hào)提供20dB的增益，其高CMRR較好地抑制了500mV共模干擾，此時(shí)，20Hz的EEG仍淹沒(méi)于50Hz的差模干擾中；由圖10（b）、圖11（b），第一級(jí)陷波放大器對(duì)20Hz的EEG進(jìn)行初步放大，并在一定程度上抑制了50Hz干擾，兩者幅值已無(wú)數(shù)量級(jí)上的差異；由圖10（c）、圖11（c），經(jīng)過(guò)第二級(jí)陷波放大后，20HzEEG的幅值已經(jīng)大于50Hz干擾，達(dá)到1V左右，滿足ADC采樣的要求；由圖10（d）、圖11（d），經(jīng)低通濾波后，高頻干擾成分被進(jìn)一步抑制，通帶內(nèi)20Hz的EEG幅值保持不變。

由此可見(jiàn)，本文設(shè)計(jì)的模擬調(diào)理電路能夠較好地完成微弱腦電信號(hào)的提取與放大。

圖10 仿真測(cè)試各點(diǎn)時(shí)域波形

圖11 仿真測(cè)試各點(diǎn)幅度譜

2）前端調(diào)理電路實(shí)物測(cè)試：對(duì)基于本文所述方法制作的腦電信號(hào)采集裝置實(shí)物進(jìn)行測(cè)試，利用RIGOL DS1104Z示波器觀察模擬調(diào)理后的EEG，其波形如圖12所示，可見(jiàn)，前端調(diào)理電路能夠有效地對(duì)EEG進(jìn)行提取與放大。

3）整體系統(tǒng)性能測(cè)試：將右腿驅(qū)動(dòng)電極置于耳垂，輸入電極以雙極導(dǎo)聯(lián)的形式置于頭皮兩活動(dòng)電極處。系統(tǒng)啟動(dòng)后，所得EEG時(shí)域波形及對(duì)應(yīng)的幅度譜如圖13、14所示。

圖12 示波器觀察前端調(diào)理后EEG結(jié)果

圖13 數(shù)字濾波處理EEG時(shí)域波形

圖14 數(shù)字濾波處理EEG幅度譜

5 結(jié)語(yǔ)

針對(duì)非屏蔽環(huán)境下高精度、低失真的EEG采集進(jìn)行研究，基于精密儀表放大器以及EMI硬化運(yùn)算放大器設(shè)計(jì)的模擬調(diào)理電路EEG進(jìn)行初步獲取、低失真放大、針對(duì)性濾波，為后級(jí)ADC的采樣提供了基礎(chǔ)支撐。內(nèi)嵌于微控制器中的Sig?ma-delta ADC有效減少了量化噪聲，進(jìn)一步保證了信號(hào)的高質(zhì)量?；贚abVIEW的上位機(jī)采集軟件實(shí)現(xiàn)波形顯示等人機(jī)交互的同時(shí)完成信號(hào)的在線濾波。整個(gè)采集系統(tǒng)中各功能模塊協(xié)調(diào)合作，實(shí)現(xiàn)了EEG的高精度、高質(zhì)量的提取，為后續(xù)EEG的深入研究提供良好的基礎(chǔ)。