課程設(shè)計(jì)（論文）基于DSP的腦電處理系統(tǒng)的設(shè)計(jì)

1、本科課程大作業(yè)課程名稱： dsp應(yīng)用系統(tǒng)設(shè)計(jì)院（系）：信息與控制工程學(xué)院通信電子系專業(yè)班級(jí)：姓名：學(xué)號(hào)：任課教師：2015年 5 月20日基于dsp的腦電處理系統(tǒng)的設(shè)計(jì)摘要隨著對(duì)腦電信號(hào)的研究逐漸深入，能夠記錄或描述腦電信號(hào)的儀器也隨之研制而出?；趐c平臺(tái)的腦電信號(hào)采集系統(tǒng)一般是通過(guò)pci插槽與pc進(jìn)行通信，其擴(kuò)展性差、抗干擾性能不佳、安裝不便，且對(duì)于測(cè)量環(huán)境要求較為苛刻。本文將模擬電路技術(shù)與數(shù)字電子技術(shù)結(jié)合，在高性能前置放大器的基礎(chǔ)上，經(jīng)過(guò)a/d轉(zhuǎn)換，基于dsp,構(gòu)建移動(dòng)式數(shù)字腦電信號(hào)采集系統(tǒng)。關(guān)鍵字：dsp腦電信號(hào) 目錄1 腦電及測(cè)試基礎(chǔ)11.1腦電的性質(zhì)及其分類11.2腦電產(chǎn)生的機(jī)理2

2、1.3腦電檢測(cè)的意義32 腦電數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)52.1信號(hào)輸入電路62.1.1前置放放大器設(shè)計(jì)62.1.2 濾波器的設(shè)計(jì)82.2 數(shù)字電路部分113 實(shí)驗(yàn)結(jié)果及分析134結(jié)論14參考文獻(xiàn)151腦電及測(cè)試基礎(chǔ)1.1腦電的性質(zhì)及其分類在人的大腦皮層中存在著頻繁的電活動(dòng)，而人腦正是通過(guò)這些電活動(dòng)來(lái)完成各種生理機(jī)能的。人的大腦皮層的這種電活動(dòng)是自發(fā)的，其電位可隨時(shí)間的變化而發(fā)生變化，用電極將這些電位隨時(shí)間變化的波形提取出來(lái)并加以記錄就可以得到腦電圖。通過(guò)檢測(cè)并記錄人的腦電圖就可以對(duì)人的大腦及神經(jīng)系統(tǒng)進(jìn)行診療。 自發(fā)腦電波由于類似于正弦信號(hào)，所以可以作為一種正弦波為主波的波形來(lái)進(jìn)行分析，因此腦電圖波形可以用

3、周期、振幅、相位等特征來(lái)描述?，F(xiàn)在腦電圖學(xué)中根據(jù)頻率與振幅的不同將腦電波分為a波、p波、e波、s波，波形大致如下圖1 四種腦電波大致圖形(1)波可在頭顱枕部檢測(cè)到，頻率為8-13hz，振幅為20-100 a v，它是腦電波中最明顯的波;整個(gè)皮層均可以產(chǎn)生a波，呈現(xiàn)菱狀圖形。(2)波在額部和穎部最為明顯頻率為18-30hz，振幅為5-20 a v,它是在大腦比較興奮狀態(tài)時(shí)所記錄的波形。(3)波頻率為4-7hz，振幅為10-501 v，它是在困倦時(shí)，中樞神經(jīng)系統(tǒng)處于抑制狀態(tài)時(shí)所記錄的波形。(4)波在睡眠、深度麻醉、缺氧或大腦有器質(zhì)病變時(shí)出現(xiàn)，頻率為1一3. 5hz，振幅為20-200 uv。1.2

4、腦電產(chǎn)生的機(jī)理現(xiàn)在對(duì)于人體腦電產(chǎn)生的機(jī)制還不很完全了解。一般來(lái)說(shuō)在人體中細(xì)胞膜兩側(cè)離子分布不均勻，細(xì)胞內(nèi)外離子(k+, na+)的濃度存在很大差異，因而在膜的兩端存在很高的濃度梯度，在此濃度梯度作用下，離子將向低濃度一側(cè)擴(kuò)散，從而形成一定的電位差。安靜狀態(tài)下存在于細(xì)胞膜內(nèi)外兩側(cè)的電位差，其數(shù)值隨動(dòng)物種類和細(xì)胞種類不同而異，但都是內(nèi)負(fù)外正，只要細(xì)胞未受到外來(lái)刺激而保持正常的新陳代謝，靜息電位就穩(wěn)定在某一相對(duì)穩(wěn)定的水平。但是可興奮細(xì)胞在受到足夠強(qiáng)的刺激時(shí)，膜在靜息電位的基礎(chǔ)之上產(chǎn)生一次短暫的電位波動(dòng)，并沿著細(xì)胞膜向周?chē)鷶U(kuò)布，使整個(gè)細(xì)胞都經(jīng)歷一次同樣的電位變化。人體中神經(jīng)元的活動(dòng)也一樣，既包括本身固

5、有的電活動(dòng)(膜電位及其波動(dòng));也包括動(dòng)作電位的傳導(dǎo)(即神經(jīng)沖動(dòng)的傳導(dǎo))及突觸傳遞過(guò)程中產(chǎn)生的興奮性或抑制性突觸后電位。對(duì)于腦電波產(chǎn)生的原理目前較公認(rèn)的論點(diǎn)是突觸后電位學(xué)說(shuō)，即認(rèn)為腦電波是皮層內(nèi)神經(jīng)細(xì)胞群同步活動(dòng)時(shí)突觸后電位的總和。人類或脊椎動(dòng)物在安靜情況下，即使沒(méi)有任何特定刺激，在大腦皮層上也能記錄到持續(xù)節(jié)律性的電位變化，這種電位變化稱為腦電的自發(fā)活動(dòng)，被描述下來(lái)即稱自發(fā)腦電圖，一般叫的腦電圖就是指自發(fā)腦電圖。1.3腦電檢測(cè)的意義腦電的研究包括正問(wèn)題和逆問(wèn)題兩個(gè)方面。正問(wèn)題是在已知腦內(nèi)電活動(dòng)源的情況下去分析頭皮上的電位;逆問(wèn)題是指用從頭皮觀測(cè)的電位去反演腦內(nèi)電活動(dòng)源的信息。盡管腦電的發(fā)生機(jī)制沒(méi)

6、有完全弄清楚，但是其對(duì)于我們應(yīng)用來(lái)說(shuō)影響不是很大。其在醫(yī)學(xué)檢測(cè)上應(yīng)用越來(lái)越廣泛，而且凸顯出越來(lái)越重要的價(jià)值，尤其是腦電逆問(wèn)題的研究有很大的現(xiàn)實(shí)意義。醫(yī)學(xué)上的臨床誘發(fā)電位診斷就是基于逆問(wèn)題研究這一點(diǎn)出發(fā)的。所謂誘發(fā)電位是指對(duì)神經(jīng)系統(tǒng)某一特定部位(包括從感受器到大腦皮層)給予相應(yīng)刺激，或使大腦對(duì)刺激(正性或負(fù)性)的信息進(jìn)行加工，在該系統(tǒng)和腦的相應(yīng)部位產(chǎn)生可以檢出的、與刺激有相對(duì)固定時(shí)間間隔(鎖時(shí)關(guān)系)和特定相的生物電反應(yīng)lu。這是因?yàn)楫?dāng)人或動(dòng)物受到外部刺激時(shí)，在腦內(nèi)會(huì)產(chǎn)生相應(yīng)的電位變化，并且電位值隨著刺激的時(shí)間和刺激形式的變化而變化。因此臨床誘發(fā)電位診斷實(shí)際是檢測(cè)人在受到外界的刺激時(shí)所引發(fā)的腦電變

7、化情況，以此來(lái)分析人的腦部病變狀況。誘發(fā)刺激主要是利用軀體感覺(jué)誘發(fā)電位(seps)、聽(tīng)覺(jué)誘發(fā)電位(aeps)、視覺(jué)誘發(fā)電位(veps)和運(yùn)動(dòng)誘發(fā)電位(meps)等。2 腦電數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)本研究所設(shè)計(jì)的數(shù)字化腦電采集系統(tǒng)總體結(jié)構(gòu)框圖如圖2所示。首先通過(guò)電極采集得到數(shù)據(jù)信號(hào)，接著對(duì)采集到的信號(hào)進(jìn)行濾波、放大等預(yù)處理，然后將經(jīng)過(guò)預(yù)處理的模擬腦電信號(hào)再通過(guò)a/d芯片，就可轉(zhuǎn)換成計(jì)算機(jī)能識(shí)別、處理的數(shù)字信號(hào)。數(shù)字部分由dsp和usb芯片構(gòu)成。由dsp控制對(duì)經(jīng)a/d轉(zhuǎn)換得到的數(shù)字信號(hào)進(jìn)行采集與處理，經(jīng)dsp與usb芯片之間通信，將數(shù)據(jù)送往便攜式計(jì)算機(jī)實(shí)時(shí)顯示與儲(chǔ)存。圖2系統(tǒng)總體結(jié)構(gòu)框圖2.1信號(hào)輸入電路腦電

8、信號(hào)屬于低頻的微弱生物電信號(hào)，其幅值僅有微伏級(jí)，常常埋沒(méi)在強(qiáng)大的背景噪聲中。這就需要前級(jí)調(diào)理電路進(jìn)行適當(dāng)?shù)念A(yù)處理，使其方便進(jìn)行各種信號(hào)處理。前級(jí)調(diào)理電路主要包括:前置放大器、濾波器和后級(jí)放大電路。其中，前置放大電路是該系統(tǒng)中的關(guān)鍵部分，通常要求其具有高輸入阻抗、高共模抑制比和低噪聲。因此，設(shè)計(jì)一個(gè)性能好的腦電信號(hào)采集系統(tǒng)的基礎(chǔ)就是具有一個(gè)高性能的前置放大器。2.1.1前置放放大器設(shè)計(jì)近年來(lái)，微電子技術(shù)得到了快速的發(fā)展，出現(xiàn)了許多高性能的集成運(yùn)放器，如ti、adi和linear等公司生產(chǎn)的集成放大器。然而，由于腦電信號(hào)檢測(cè)的特殊性，直接采用集成放大器作為腦電放大器，仍然存在不少問(wèn)題。一般說(shuō)來(lái)，高

9、性能的生物電放大器必須具有很高的輸入阻抗和共模抑制比。然而，在傳統(tǒng)的設(shè)計(jì)中都是把集成放大器作為前置放大器。但是，大多數(shù)的集成放大器的共模抑制比與增益有關(guān)：增益越高，共模抑制比就越大。因?yàn)橛袠O化電壓的存在，增益只能在幾十倍以內(nèi)，所以，集成放大器的共模抑制比不是很高。為了實(shí)現(xiàn)高性能的腦電放大器，本研究提出了如圖3所示的電路結(jié)構(gòu)。圖3高性能生物電放大器（1）首先，選用了texas instrumengts公司的具有高輸入阻抗和低噪聲特點(diǎn)的運(yùn)放器tlc070。前級(jí)采用2個(gè)tlc070運(yùn)放器a1和a2構(gòu)成并聯(lián)型差分放大器。在理論上，并聯(lián)型差分放大器的輸入阻抗為無(wú)窮大，共模抑制比也為無(wú)窮大。（2）阻電路的

10、容耦合電路放在前級(jí)和后級(jí)放大器之間，提高了后繼級(jí)放大器的增益，進(jìn)而提高共模抑制比。（3）后級(jí)電路采用的是ti公司的集成放大器ina118，將雙端信號(hào)轉(zhuǎn)換為單端信號(hào)輸出。由于阻容耦合電路的作用，后級(jí)放大器可以做到很高的增益，進(jìn)而可以得到很高的共模抑制比。采用圖3電路給出的參數(shù)時(shí)，可以滿足初級(jí)放大的要求?？梢詫⒌谝患?jí)放大20倍，第二級(jí)放大80倍，共模抑制比在100db以上。本研究所采用的模數(shù)轉(zhuǎn)換器為ads8322，其模擬量輸入電壓范圍是04v，而經(jīng)過(guò)前2級(jí)放大的信號(hào)為雙極性的，這就需把信號(hào)的基準(zhǔn)電平抬高至模數(shù)轉(zhuǎn)換器區(qū)間的中間處。因此，再設(shè)計(jì)后級(jí)放大電路時(shí)，既要考慮信號(hào)電平的抬高，又要對(duì)信號(hào)進(jìn)行放大

11、處理，具體電路如圖4所示。圖4后級(jí)放大電路由圖4可算得，vout的值為：其中，調(diào)節(jié)滑動(dòng)電阻器r2，是信號(hào)經(jīng)過(guò)后級(jí)放大后的輸出電壓滿足模數(shù)轉(zhuǎn)換器需要的輸入范圍。2.1.2 濾波器的設(shè)計(jì)本研究所設(shè)計(jì)的濾波電路主要包括高通濾波器、50hz陷波器和低通濾波器3部分。其中的運(yùn)算放大器是由美信公司生產(chǎn)的max4020，具有低電壓、低功耗、高速運(yùn)算等功能。（1）低通濾波器經(jīng)過(guò)2級(jí)放大后的腦電信號(hào)中含有較高頻率的肌電等噪聲，且需考慮到模數(shù)轉(zhuǎn)換的抗混疊型，這就需要在50hz陷波后進(jìn)行低通濾波。這里采用巴特沃斯三階低通濾波器，其截至頻率為150hz,電路如圖5所示。圖5低通濾波電路（2）高通濾波器電極與頭皮之間產(chǎn)

12、生的直流偏壓會(huì)影響到腦電信號(hào)采集，采用二階高通濾波器可以消除直流和低頻分量，其截至頻率可設(shè)為0.5hz,電路如圖6所示。圖6高通濾波電路其傳遞函數(shù)為：（3） 50hz工陷頻率工陷干擾也是腦電信號(hào)的主要干擾，且頻率處在腦電信號(hào)的頻帶之內(nèi)。這就要求使用陷波電路來(lái)濾除工頻干擾，其電路如圖7所示。圖7 50hz 工頻陷波電路2.2 數(shù)字電路部分經(jīng)過(guò)前置放大電路處理過(guò)的腦電信號(hào)，其最高頻率為150hz,且進(jìn)入數(shù)字信號(hào)處理器之前必須將其轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)。這就需要采用模數(shù)轉(zhuǎn)換器，然而，模數(shù)轉(zhuǎn)換器a/d的類型很多，考慮其與實(shí)際要求盡可能接近且性價(jià)比較高的芯片，本研究選擇了ti公司的模數(shù)轉(zhuǎn)換器ads8322。ad

13、s8322是16bit的高速ad轉(zhuǎn)換芯片，其最高采樣頻率為500khz，最小時(shí)鐘周期為100ns，最大轉(zhuǎn)換時(shí)間為1.6us,適合用于高速、高精度的數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)中。dsp可為其提供時(shí)鐘信號(hào)，通過(guò)軟件可以方便地設(shè)置輸入時(shí)鐘的各種特征量，如時(shí)鐘頻率、高電平寬度等，滿足ad轉(zhuǎn)換的要求，本系統(tǒng)采用了ti公司的dsp芯片tms320 c5416。ads8322與tms320c5416的連接如圖8所示。使用dsp的定時(shí)器輸出信號(hào)tout0提供精確的時(shí)鐘信號(hào)給ads8322，控制ad的采樣頻率；使用dx0、dx1寫(xiě)入ads8322的控制信號(hào)rd、convst;使用dsp的地址總線的a0引腳控制ads8322的

14、片選信號(hào)。圖8ads8322與tms320c5416的連接圖模數(shù)轉(zhuǎn)換的主要步驟如下：(1) dsp選通ads8322，根據(jù)圖8的連接，將dsp的a0引腳置低，從而選通ads8322。(2) dsp初始化ads8322的兩個(gè)控制寄存器，通過(guò)dsp的dx0、dx1引腳初始化控制寄存器。(3) dsp接收ads8322的中斷信號(hào)，進(jìn)入中斷服務(wù)程序。(4) dsp在中斷服務(wù)程序中，讀取ads8322的采樣數(shù)據(jù)并保存。(5) 重復(fù)步驟（3）和（4），讀取下一個(gè)采樣數(shù)據(jù)。3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果及分析本研究應(yīng)用設(shè)計(jì)的系統(tǒng)采集了聽(tīng)覺(jué)誘發(fā)腦電信號(hào)，并與arma模型預(yù)測(cè)的誘發(fā)腦電信號(hào)值進(jìn)行對(duì)比，如圖7所示。圖9 arma模

15、型預(yù)測(cè)輸出與腦電實(shí)測(cè)值通過(guò)圖7，從時(shí)域上可以看出，模型的預(yù)測(cè)輸出能夠很好地?cái)M合實(shí)際的腦電信號(hào)。該電路達(dá)到了設(shè)計(jì)要求，為便攜式數(shù)字腦電及其他微弱電生理信號(hào)。該電路達(dá)到了設(shè)計(jì)要求，為便攜式數(shù)字腦電及其他微弱電生理信號(hào)診斷系統(tǒng)的研制及其發(fā)展提供了一個(gè)新思路。4結(jié)論本研究設(shè)計(jì)了一套基于tms320c5416 dsp的移動(dòng)式腦電數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)，實(shí)現(xiàn)了小型化、數(shù)字化、便攜式低成本腦電系統(tǒng)的構(gòu)建，為未來(lái)腦電圖機(jī)家庭化做了一定工作。隨著社區(qū)醫(yī)療的推進(jìn)，符合經(jīng)濟(jì)要求、功能齊全、性能可靠的腦電采集系統(tǒng)的需求將進(jìn)一步增大。結(jié)合usb技術(shù)，基于dsp技術(shù)，基于dsp的移動(dòng)式腦電采集系統(tǒng)可易于實(shí)現(xiàn)和計(jì)算機(jī)的連接，利于功能的擴(kuò)展實(shí)現(xiàn)。參考文獻(xiàn)1 孟淑婷，王磊. 基于dsp的家庭健康監(jiān)護(hù)儀的設(shè)計(jì)j. 國(guó)際生物 醫(yī)學(xué)工程雜志, 2010, 22(9): 280-282.2 cheng wen, ming-feng yeh, kuang-chiung chang, et al. real-time ecg telemonitoring system design with mobile phone platformj. measurement, 2007, 41(2008): 891-8983serafimtabakov, ivo iliev, vesselakrasteva.