基于脑-机接口的脑电信号前置放大电路设计

1、基于脑-机接口的脑电信号前置放大电路设计*张磊, 张道信,吴小培安徽大学计算智能与信号处理教育部重点实验室, 安徽合肥 (230039E-mail:zhanglei摘要:基于经典的仪表放大器基本框架,改进和设计了一种可用于脑电信号采集的前置放大器。根据脑电信号采集的特点,通过增加射频滤波器、共模抑制电路和高通负反馈滤波器等措施,提高了放大器的共模抑制比,对被测的人体具有更安全的保护作用。结果表明该放大器在频率响应特性、共模抑制比等性能参数方面符合要求,确保了输出脑电信号的低失真,可用于BCI系统中。关键词:脑电图;放大器;共模抑制比;增益;滤波中图分类号:TP391. 引 言人脑具有电活动,这

2、是Hans Berger 于1929 年首先发现的,并命名为脑电图( EEG,它是用放在头皮表面的电极检测,并经放大的与大脑神经活动有关的生物电位1。神经科学的研究表明,在大脑产生动作意识之后和动作执行之前,或者受试主体受到外界刺激之后,其神经系统的电活动会发生相应的改变。神经电活动的这种变化可以通过一定的手段检测出来,并作为动作即将发生的特征信号。通过脑电信号(EEG检测技术获取神经系统的电活动变化,再对这些信号进行分类识别,分辨出引发脑电变化的动作意图,再用计算机把人的思维活动转变成命令信号驱动外部设备, 从而在没有肌肉和外围神经直接参与的情况下,实现人脑对外部环境的直接控制2-3。Bra

3、in-computer interface:(BCI是在人脑和计算机之间建立不依赖于常规大脑信息输出通路(外围神经和肌肉组织的全新对外信息交流和控制技术。脑机接口使用在头皮或皮层神经元记录的脑电活动,并把它转化为对外界的控制信号。通过脑机接口,人可以直接通过脑来表达想法或操纵设备,而不需要通过语言和肢体的动作4-5。BCI系统常由四个部分组成:信号采集系统、信号处理系统、模式识别系统和控制装置系统。反映大脑活动的电生理信号由电极从头皮或者大脑内部获取并传送到放大器,该信号经过放大、滤波、模数转换等前置处理后传送到计算机中进行复杂的信号处理和模式识别。提取出与使用者意图相关的信号特征量,如诱发电

4、位的幅值、EEG的节律等。信号特征量被转换成控制命令后用来控制外界装置6。近来研究表明,基于稳态视觉诱发电位(Steady-state visual evokedpotential ,SSVEP 的BCI 系统具有实用的潜力。基于SSVEP的BCI系统特点是:仅需要很少的信号记录电极,并且训练周期很短,只需适应视觉刺激信号7。本文设计一种三导联采集脑电信号的方法,即在大脑的枕部作为采集电位,右耳垂为参考电位,共模抑制电路的电位位置放在额头处。通过差分放大器采集枕部与右耳垂的两点电压差值,进而采集脑电信号。2. 脑电信号特征及其对设计电路的要求2. 1 脑电信号特征从头皮上所得到的脑电波的幅值,

5、在正常的情况下信号范围为1100µV,一般在10-50uv 左右;频率在0.05-100Hz之间。脑电信号属医学生物信号,它一般具有以下特点:随*本课题得到安徽省自然科学基金 (070412038和国家自然科学基金 (60771033的资助。机性和噪声背景比较强,即要测的有用信号往往淹没在许多无用信号中8。由于脑电信号直接取自人体,人体电阻很大,所以在脑电采集的过程中不可避免会混入各种干扰信号。干扰主要有以下几类:(1工频干扰,它是由市电频率产生的电磁干扰信号,分布在测量环境中,我国工频为50HZ;(2人体的静电干扰,它易使放大器饱和,进而导致其不能正常工作;(3射频电磁干扰;(4肌

6、电和眼电等干扰,导致基线漂移,即零点电位飘移;(5器件自身的噪声等。2.2计电路要求综合脑电信号特点和脑电信号的干扰,设计出的脑电信号放大电路必须具有高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、非线性度小、抗干扰能力强以及合适的频带和动态范围放大等性能。设计电路时,主要有四个步骤:前置级、反馈级、中间级和后级设计。前置级设计主要包括射频信号滤波器、人体保护电路和仪表放大器组成;反馈级主要介绍共模抑制电路;中间级介绍高通滤波和主放大电路;后级主要低通滤波和增益可调放大电路。设计的整体框架如图1: 图1:设计框架3. 设计电路步骤由上述脑电采集系统的设计框架,实现系统的具体设计电路如下面描述。3.1 射频信

7、号干扰(RFI滤波器在现实的测量环境中,存在射频信号干扰,可能会导致后级的仪表放大器内部的射频整流,将导致仪表放大器不能正常工作。特别当信号传输线路较长并且信号强度低的情况,此时射频干扰的影响就更加严重,结果得不到有用的脑电信号,必须处理不断增加的RFI,降低仪表放大器电路中的RFI整流误差。该滤波器需要完成三项工作:尽可能多地从输入端去除RF能量,保持每个输入端和地之间的AC信号平衡,以及在测量带宽内保持足够高的输入阻抗以避免降低对输入信号源的带载能力。本系统解决方案是设计一个用于防止RFI整流误差的差分低通滤波器电路。电路如图2: 图2:前置级设计该滤波器除了提供对RFI 抑制,还提供附加

8、的输入过载保护,因为电阻器R1a 和R1b 帮助把仪表放大器的输入电路与外部信号源隔离。C2跨接电桥输出端以便C2有效地与C1a 和C1b 的串联组合并联。C2非常有效地减小了由于不匹配造成的任何ACCMR 误差。RFI 滤波器差分带宽定义为当差分输入信号施加到电路的两个输入端(+IN 和-IN 时滤波器的频率响应。RC 时间常数由两个阻值相等的输入电阻器(R1a ,R1b 之和,以及与C1a 和C1b 的串联组合并联的差分电容器C2一起决定。该滤波器的-3dB 差分带宽(BW 为:12(221DIFF BW R C C =+ (1 根据电路中的元件值大小,该电路的-3dB 差分信号带宽大约为

9、400Hz ,满足设计要求,大大降低高频信号电磁干扰。 3.2 人体保护电路对人体的测量设备,一定要保证人体的绝对安全。除了前面已经说到的R1a 和R1b 电阻提供输入过载保护之外,同时还给每一个输入端引入两个正反极性的二极管,此方法不仅可以解决静电干扰等问题,还可以保障人体安全。在干燥的天气里,人体身上带有大量的静电,瞬时电流很大,在采集的信号的开始阶段将会有很多杂波,甚至会导致后级的放大器达到饱和的状态。本设计电路可以使瞬时电流通过二极管引入到外部电路中,避免这种情况发生。同时,设计电路万一发生意外时,高压可以使二极管导通,电流引入到地,人体将不会有大电流流过。在正常的工作状态,人体上的电

10、压不能使二极管导通,二极管不会产生负面影响。3.3 仪表放大器在脑电信号的采集和处理过程中,前置放大器对脑电信号的影响最大。前置级放大电路设计是整个电路设计的最关键部分,因为它不仅能够提取有用的脑电信号,同时将干扰信号降低到最低水平。目前前置级放大电路一般都采用三运算放大器结构实现,即首先由A1和A2等组成并联交叉负反馈型差动放大器,再由运算放大器A3将双端输入转变为单端输出。该电路具有输入阻抗和高共模抑制比(CMRR 等特点。其共模抑制比取决于第一级放大电路中2个运放共模抑制比的对称程度、差动放大器的闭环增益以及电阻的匹配精度等。一般自己搭建的三运算放大器电路,由于电子元件精度不对称,很难达

11、到设计所需的精度,所以本系统的设计采用高精度、低噪声和低功率的仪表放大器INA128,可以解决上述问题。INA128的8个引脚功能分别为:1脚和8 脚之间接电阻R G ,该电阻用来设置电路的增益,电路增益由公式2计算得到:501gK G R =+ (2 电路增益设置范围可以由1到10000,即外接不同的R g 可以设置不同的电路增益。但由于极化电压和共模信号干扰的存在,前级放大器增益不易过大,这里R g 取5.8K ,电路增益G1=10。2脚和3脚为放大器的输入端,对于脑电信号采集电路,2脚和3脚直接连接到双手两个测量电极输入端。4脚和7脚为电源输入端,7脚为电源正极,4脚为电源负极,这里使用

12、典型的双电源±5V 供电。5脚为输出参考端,一般5脚接地,本电路设计中5脚接后面的高通滤波器的负反馈端。6脚为输出引脚。INA128还提供过压保护功能,具有低漂移、低噪声和高输入阻抗的特性,正好满足脑电信号测量要求。同时INA128具有很高的共模抑制比(CMRR ,最高可达120dB 。CMRR 是指差分放大器对同时加到两个输入端上的共模信号的抑制能力,它等于放大器开环共模增益与开环差模增益的比值。CMRR 以分贝表示时,为:|lg 20(ucud CMRR CMR A A K dB K = (3 脑电信号采集前极放大电路就需要具有很高的CMRR 。在信号放大的过程中,干扰信号很容易

13、加入到信号中,尤其是50Hz 的工频干扰信号。INA118是高性能仪表放大器,测量两个输入端的交流电压的差值。一般在测量脑电信号时,把一个输入端电极放到大脑枕部上,另外一端放到右耳垂处,由于这两输入端的共模信号是几乎相等的,两者相减时,近似可以认为消除共模信号;但对两个输入端的差模信号来说,却大范围的放大。3.4 共模抑制电路设计现实环境中,工频信号时时处在我们的周围,例如使用的日光灯和各种电器等,对标准的脑电信号造成很大的干扰。如果不对工频信号进行消除,测量的脑电信号将埋没在工频信号里面。在多数心电信号采集电路中,一般采用把一个电极放在右腿上,即右腿驱动电极,可以减少共模信号(工频信号干扰。

14、实验结果表明右腿驱动电极代替了大地电极,大大抑制了50Hz 工频共模信号干扰,可以削弱交流干扰100倍9。本文将心电信号采集的右腿驱动电极改装到脑电信号采集中,既是共模抑制电路,也大大降低了工频信号的干扰,设计电路如图3: 图3:共模抑制电路设计在本文设计的脑电信号测量系统中,采用内有三芯导线和外有屏蔽网的屏蔽线。三个导线分别和三个电极连接起来,外部的屏蔽网连接到电阻R7的右端。首先由共模取样驱动电路取出的两电极共模电压一方面经过U 1A ( 电压跟随器 和U 1B ( 反相放大 后反馈到人体上, 跟原来的共模电压相加, 形成共模电压负反馈, 即构成人体地共模反馈电路,可以减小共模电压的输入值

15、, 从而提高了电路对工频干扰的能力。同时在产品开发的过程中,从人体身上的电极到测量设备之间一般有一定距离,导线越长越容易受干扰信号影响。此时将U 1A 的输出端接至输入电极的屏蔽层, 即构成屏蔽驱动电路, 可减少引线分布电容的分流效应, 使其对放大器的输入阻抗影响尽可能的减少, 从而使CMRR 不下降,提高了前置级的共模抑制能力。前面的电路设计可以提取到微弱的脑电信号,信号幅度很小,还需要进一步放大信号。后面的电路设计使用1片OPA4227运放芯片,其内部包含运算放大器,使用第一个运放为高通滤波器设计,第二个运放为主放大器,第三个运放为低通滤波器,最后一个运放为后级增益可调放大电路。OPA42

16、27是一种高精度和低噪声的运算放大器,价格很高,考虑到成本因素,在精度要求不是特别高的地方,可以用TL084芯片代替,基本满足设计要求。中间级设计主要是对信号先作高通滤波处理,再对信号作进一步放大,设计电路如图4: 图4:中间级设计3.5 高通负反馈滤波器由于眼电、肌电以及测量人轻微的运动等引起的干扰信号的存在,往往使基线偏离零电势线,这种情况在脑电学术语中称为基线漂移。基线就是参考零电势线。在脑电信号中,各波的起始点和幅度测定必须以基线为参考,因此,确保基线处于零电势线是准确测量的前提。消除基线漂移的技术称为基线校直。在硬件上实现基线校直,即设计一个高通滤波器。滤波器的基本功能为:让特定频率

17、范围的信号通过,而阻止其它频率信号通过,也就是对其它频率信号具有衰减作用。高通负反馈滤波器的5和6输入端口分别和前面的仪表放大器的输出端口5和6脚相连,此滤波器实现高通滤波器功能,同时具有降低极化电压干扰等性质。因为此电路除了有高通滤波器的功能外,还6脚的信号通过负反馈放大器引入到仪表放大器中。由电路图得本电路的-3dB 的带宽为:8410.052H F Hz R C = (4 3.6 主放大电路同时脑电信号是微弱的生物电信号,一般需将信号放大5000倍左右,这样可以达到观 察信号的要求。在放大电路中，由于极化电压和各种干扰信号的存在，需在不同阶段对信号 进行相关处理，经过多级放大，最终达到目

18、标信号。本系统的优点是：信号逐级放大，不集 中在某一级。一般前级放大倍数不宜太大，因为信号和噪声同时经过这一级，如果放大倍数 过大，则噪声也被同样放大。噪声幅度过大，则不利于后级处理，即后级将很难有效去除噪 声。甚至可能存在因为噪声的放大倍数过大，使前置放大器达到饱和状态，电路将不能正常 工作。中间级是主要放大级，进入这一级的信号已经经过处理，噪声已得到有效滤除，一般 该级的放大倍数较大。末级是对前面放大的补充,其放大倍数可根据后级电路作适当调整。 中间级放大电路均采用由运算放大器构成的同相放大电路。对于中间级放大器 R10 取 100k，R9 取 1k 由同相比例放大增益公式得： G2 =

19、1 + R10 100 K = 1+ = 51 R9 2K （5） 后级电路设计主要由低通滤波器和增益可调的后级放大电路组成，电路如图 5： 图 5：后级设计 3.7 低通滤波器 低通滤波器是设定某一个频率，让低于此频率的信号通过，让高于此频率的信号衰减。 脑电信号经过前面的电路后还存在高频成分， 由于脑电信号频率为 0.05Hz100Hz,要得到干 扰小的脑电信号， 故还需设计低通滤波器,设定低通滤波器的-3dB 的截至频率为 100Hz 左右。 如图 5 电路图所示，R11、R12、C5、C6 和 U3C 运方构成二阶有源低通滤波器，在本电路 中 R11R12R、C5C6C，此时低通滤波器

20、的阻尼系数： = 2 ，其-3dB 截止频率： fc = c / 2 = (2 2 + ( ( 2 2 2 2 + 4 n / 2 = 2 1 1 102 Hz 2 RC （6） 中间级的 U3B 运算放大器除了具有同相比例放大功能之外，同时与 R11 和 C5 组成了 一阶低通滤波器，两者设计在一个运放上,其-3dB 截止频率为： Fc = 1 = 159 Hz 2 R10C5 （7） 这样前面的一阶滤波器和这里的二阶有源低通滤波器一起组成三阶低通滤波器， 前后两 个低通滤波器的截止频率不一样，这样电路设计的好处是：如果仅仅采用一个滤波器，其幅 频特性的下降沿不够陡峭， 不能满足要求， 而用

21、一个截止频率高的和一个截止频率低串联起 来，其下降沿变的更陡峭一点，性能更好。 -6- 在很多脑电采集电路中，往往采用 50Hz 陷波器设计电路，在本系统的设计中由于前级 的电路设计具有良好的共模抑制能力，不加陷波器已经可以得到很好的脑电信号采集效果， 此时不加 50Hz 陷波电路。在作心率检测系统中，可以将低通滤波器的-3dB 的截止频率设置 在 40Hz，这样也大大减少工频信号干扰。 3.8 后级增益可调放大电路设计 U3D 放大器构成反相比例放大器，该电路还可以很好地抑制零点漂移，具体措施为先 使 Vi=0V，调节滑动变阻器 R14 使 Vo=0V，此时将滑动变阻器滑动端固定。此后 Vi

22、 接前级 输出时也不改变滑动端位置变可达到抑制零点漂移的目的。 设定 R15 取 4k， R16 使用可变 电阻，其最大阻值为 200k。先设定 R13 为 2 k，增益经计算如下: G3 = R15 + R15 4 K + (0 200 K = = (2 102 2K R13 （8） 通过调节 R16 大小，设定 G340，此时三级放大电路的总增益 G 为各级放大倍数的乘积： G = G1G2G3 = 10 × 51× 40 = 20400 （9） 脑电信号在测试前， 一般须放大 20000 倍左右， 考虑到实际电子元件的精度差异和其它一些 因素影响，上面设计的参数不一定

23、达到要求，再通过调节 R16 的大小，进而改变整个电路 的增益，使脑电信号放大到实际所需的幅度。 4. 实验结果与数据分析 采集到的脑电信号经过射频滤波电路、前置放大器、高通滤波、中间放大器、低通滤波 和后级放大器几个部分处理后, 能够滤除原始脑电信号中存在的干扰, 达到了抑制噪声放大 信号的目的。本文将放大的信号经过 USB 接口的高速光电隔离型数据采集卡后，在计算机 上在线显示脑电信号，并将数据储存在计算机硬盘上。将设计的脑电信号放大电路，应用在 视觉诱发脑电信号中，比如将 7Hz 频率的方波信号加载到 LED 发光二极管的两端。此时发 光二极管以 7Hz 的频率闪烁，当人的眼睛注视到发光

24、二极管时候，在大脑的枕部方位有明 显的诱发脑电波信号产生，且诱发脑电与二极管闪烁的频率相同，既是 SSVEP 现象。利用 本文设计的脑电信号放大电路， 采集枕部电极的脑电信号， 分别在时域和频域上显示采集脑 电信号如图 6 所示： (a 图6 一段脑电信号波形： (a 时域波形图; (b (b 频域波形图 -7- 由图 6 可知，在时域上识别脑电信号比较困难，而通过数字信号处理的 FFT 算法对信 号在进行频域上进行处理后，再重新显示时，采集的脑电信号在 7Hz 处的能量明显最高， 同时在倍频 14Hz 处以及基频 3.5Hz 处也有较明显的差别。由频域波形可知，通过设定一个 门限，对刺激的信

25、号频率将会很容易识别，可以满足 BCI 系统中所需的脑电信号要求。实 验结果验证了脑电信号放大电路的设计的正确性。由于信号采集部分是 BCI 系统研究中最 关键的部分之一，它保证 BCI 系统的实现。 5. 结束语 结果表明, 本设计通过对电路结构的精心设计和选用新器件, 使脑电放大电路具有较高 的共模抑制比, 克服了脑电信号提取中常遇到的一些困难, 从而能较好地检测出所需的脑电 信号。在设计过程中，通过 mulsim9 仿真软件进行调试和仿真电路，同时将设计好的电路用 protel99se 软件画成原理图后制成 PCB 电路板， 在此基础上已经制作出人体脑电信号采集系 统，系统运行状态稳定可

26、靠。此系统对脑认知研究、临床应用和脑机接口技术具有较高的 参考价值。 参考文献 1 赵仑.ERP 实验教程M .天津:天津社会科学院出版社,2004:31-39 2 P R Kennedy ,KD Adams. A decision tree for brain2computer interfacedevices J . IEEE Transaction on Neural Systems and RehabilitationEngineering ,2003 ,11(2 :1482150. 3 MMoore. Real2world applications for brain2compute

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