基于CC2431的便攜式動(dòng)物腦電采集系統(tǒng)設(shè)計(jì)

巫洋張典趙彤

（青島科技大學(xué)自動(dòng)化與電子工程學(xué)院，山東 青島 266042）

0 引言

腦機(jī)接口技術(shù)(BCI)是在人或動(dòng)物腦(或者腦細(xì)胞的培養(yǎng)物)與外部設(shè)備間建立的連接通路。早在1975年Ranck等人通過電刺激來尋找哺乳動(dòng)物的中樞神經(jīng)系統(tǒng)興奮部分[1]。Tehovnik于1996年通過電刺激神經(jīng)組織引起行為反應(yīng)[2]。Andre A.Fenton等人也在1996年用模式識(shí)別技術(shù)驗(yàn)證單個(gè)神經(jīng)元的行為和活動(dòng)的相關(guān)性[3]。Iyad Obeid等人于2004年研制出無線多通道單元神經(jīng)記錄系統(tǒng)[4-5],并將該系統(tǒng)佩戴于清醒的獼猴頭上，記錄單個(gè)神經(jīng)元活動(dòng)。

目前生物腦電遙測(cè)系統(tǒng)主要采用有線方式，測(cè)量精度相對(duì)較高，但會(huì)限制動(dòng)物的運(yùn)動(dòng)范圍，測(cè)量過程中可能會(huì)發(fā)生導(dǎo)線纏繞或者被動(dòng)物撕咬等情況。本文給出了新型無線動(dòng)物腦電遙測(cè)系統(tǒng)，并將該系統(tǒng)應(yīng)用于大鼠實(shí)驗(yàn)，實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明：該系統(tǒng)具有測(cè)量精度高、帶寬寬、體積小、工作時(shí)間長(zhǎng)等特點(diǎn)。

1 系統(tǒng)原理

整個(gè)系統(tǒng)包括：前置放大器、帶通濾波器、50Hz陷波器、無線發(fā)射單元、無線接收單元、電源管理、顯示存儲(chǔ)部分。采集電極將腦電信號(hào)采集出來輸入前置放大器，前置放大器輸出信號(hào)通過一個(gè)帶通濾波器后提取出腦電信號(hào)，經(jīng)過上述電路的腦電信號(hào)進(jìn)入CC2431進(jìn)行模數(shù)變換并發(fā)送。接收端同樣采用CC2431，接收端接收到發(fā)射端的信號(hào)后解調(diào)輸出到顯示部分并記錄。信號(hào)采集和無線發(fā)射部分由一塊可充放電的鋰電池供電，并背負(fù)在實(shí)驗(yàn)動(dòng)物身上。接收部分供電來自電腦USB電源，通過LDO芯片將5V轉(zhuǎn)為3.3V為CC2431供電。系統(tǒng)原理如圖1所示，其中(a)為接收器通過RS232接口連接到電腦上，(b)為無線采集器框圖，(c)為實(shí)驗(yàn)大鼠背負(fù)無線采集器。

圖1 系統(tǒng)原理示意圖Fig.1 Schematic diagram of the system

2 系統(tǒng)硬件設(shè)計(jì)

2.1 前置放大器設(shè)計(jì)

生物信號(hào)源阻抗不僅因生物而異、因生理狀態(tài)而異，而且在測(cè)量時(shí)與電極安放位置、電極本身的物理狀態(tài)有密切關(guān)系[6]。再者，源阻抗是信號(hào)頻率的函數(shù)，如果放大器輸入阻抗不夠高，則造成信號(hào)的低頻分量的幅度減小，產(chǎn)生低頻失真，此外為了抑制其他測(cè)量參數(shù)外的生理作用干擾，選用TI公司的儀表放大器INA326作為前置放大器，該芯片采用獨(dú)特的拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)，非常適用于單電源、低功耗和精密測(cè)量場(chǎng)合[7]。INA326電路如圖2(a)所示，由于測(cè)量電極與生物體之間構(gòu)成化學(xué)半電池而產(chǎn)生直流電壓最大可達(dá)300mV，因此在INA326的輸入端加0.1μF的隔離電容來避免極化電壓造成前置放大器進(jìn)入飽和狀態(tài)。實(shí)驗(yàn)證明，前置放大器的增益不宜過大[8]，且根據(jù)INA326數(shù)據(jù)手冊(cè)可以計(jì)算輸出增益：

圖2 前置放大器電路及其幅頻特性曲線Fig.2 The circuit of pre-amp and A-F characteristic curve

CMRR以分貝表示時(shí)，為：

圖2(b)為Multisim 10仿真幅頻特性曲線。由信號(hào)發(fā)生器（型號(hào)AFG-3000）輸出標(biāo)準(zhǔn)正弦信號(hào)給INA326，給定不同頻率下的輸出，同時(shí)用網(wǎng)絡(luò)分析儀（型號(hào)RST-2）來觀察輸出增益，圖2(c)為實(shí)際測(cè)試的幅頻特性曲線。從圖2(b)和(c)可以看出INA326從0.5～100Hz的頻率上均可保持良好的頻率特性，能夠滿足本系統(tǒng)的前置放大要求。

2.2 帶通濾波器設(shè)計(jì)

生物腦電信號(hào)的頻率在0.5～40Hz，雖然前端放大器已經(jīng)有了很高的CMRR，但是不能消除后級(jí)電路引入的國(guó)內(nèi)市電50Hz工頻干擾。為了消除工頻干擾，在濾波器組最后部分加入雙T型50Hz陷波器，三個(gè)濾波器進(jìn)行級(jí)聯(lián)得到所需的濾波器組。一片四路運(yùn)放LM324即可實(shí)現(xiàn)濾波器組。濾波器組電路及其仿真幅頻特性曲線如圖3(a)、(b)所示，(c)為實(shí)測(cè)曲線。

根據(jù)電子學(xué)知識(shí)[9],高通濾波器的下限截止頻率為0.42Hz,放大倍數(shù)為10；低通濾波器的上限截止頻率為40Hz，放大倍數(shù)為11；50Hz陷波器的截止頻率為50Hz，其中R13用來調(diào)節(jié)陷波器的品質(zhì)因數(shù)Q，Q值不宜過大，否則會(huì)產(chǎn)生震蕩，電路中調(diào)節(jié)R13為0.5KΩ，Q值為12.5。從圖3(c)中可以看出在50Hz的工頻點(diǎn)上信號(hào)被急劇衰減，工頻干擾被消除，且陷波器的增益為0dB，放大倍數(shù)為1，在此可以得出整個(gè)濾波器組對(duì)生物信號(hào)的放大倍數(shù)為1100，超過千倍的放大倍數(shù)可以對(duì)微伏級(jí)的生物信號(hào)放大至毫伏級(jí)，達(dá)到CC2431的AD采樣精度。

圖3 濾波器組電路及其幅頻特性曲線Fig.3 The circuits of filter bank and A-F characteristic curve

2.3 無線單片機(jī)電路設(shè)計(jì)

由于無線采集部分背負(fù)在實(shí)驗(yàn)動(dòng)物身上，考慮到體積和重量，選擇TI公司的2.4G無線單片機(jī)CC2431，電路如圖4所示。該單片機(jī)具有如下特性[10]:

(1)高性能和低功耗的8051微控制器核,較寬的電壓范圍 (2.0～3.6V)。

(2)集成符合IEEE802.15.4標(biāo)準(zhǔn)的2.4GHz的RF無線電收發(fā)機(jī)。

(3)集成了14位模數(shù)轉(zhuǎn)換的ADC。

(4)帶有2個(gè)強(qiáng)大的支持幾組協(xié)議的USART，以及1個(gè)符合IEEE 802.15.4規(guī)范的MAC計(jì)時(shí)器，1個(gè)常規(guī)的16位計(jì)時(shí)器和2個(gè)8位計(jì)時(shí)器。

圖4 CC2431外圍電路Fig.4 The external circuits of CC2431

3 實(shí)驗(yàn)方法及結(jié)果

3.1 手術(shù)方法及植入電極位置選擇

實(shí)驗(yàn)采用SD雄性大鼠，體重350g，手術(shù)前用9%水合氯醛（40mg/kg，腹腔注射）對(duì)其進(jìn)行麻醉[11]，麻醉后固定于腦立體定位儀上。根據(jù)大鼠腦圖譜[12]對(duì)大鼠進(jìn)行電極植入，在顱骨上用高速顱鉆開0.5mm的孔，記錄電極位置分別為大腦皮層(Cerebral Cortex,AP=-0.3,ML=1.5,DV=1.0），參考電極位置坐標(biāo)AP=+1.5,ML=1.2,DV=1.0，為提高系統(tǒng)抗干擾能力，在大鼠腦部后面加入地電極與儀器地線相連接，坐標(biāo)位置AP=-8.0,ML=0,DV=1.0。

3.2 實(shí)驗(yàn)過程及結(jié)果

實(shí)驗(yàn)前用尼龍搭扣將信號(hào)采集器固定在大鼠背上，按照電路設(shè)計(jì)中定義的通道將引線端子插入大鼠腦外線槽中。為采集大鼠睡眠時(shí)期腦電波形，用9%水合氯醛進(jìn)行麻醉測(cè)試，睡眠腦電波形如圖5(a)所示。等待大鼠清醒后再次測(cè)量腦電波形，波形如圖5(b)所示，圖5(c)為癲癇時(shí)腦電波形。

圖5 實(shí)驗(yàn)大鼠腦電波形Fig.5 EEG waveforms of the rat in experiment

4 總結(jié)與展望

本文從生物腦電測(cè)量?jī)x器設(shè)計(jì)出發(fā)，設(shè)計(jì)了便攜式腦電遙測(cè)系統(tǒng)，電路設(shè)計(jì)方面取得了一定進(jìn)展。隨著研究的進(jìn)一步深入以下幾個(gè)問題需要進(jìn)一步解決：

4.1 增加采樣通道?？梢钥紤]用更高級(jí)的MCU作為處理器，比如ARM、DSP等，但是需要外掛無線傳輸模塊，這就造成體積和重量的增加，所以擴(kuò)展后系統(tǒng)的體積和重量如何控制需要進(jìn)一步研究。

4.2 本系統(tǒng)通過植入式電極測(cè)量大鼠腦電信號(hào)。增加采樣通道后可以同時(shí)測(cè)量心電、肌電、細(xì)胞外放電，所需要的測(cè)量電極也需要進(jìn)一步研究，濾波器帶寬和增益是否能滿足要求也需要實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證。

4.3 對(duì)大鼠腦部特定核團(tuán)的電刺激來實(shí)現(xiàn)對(duì)大鼠的導(dǎo)航控制[15]，可以看作是控制系統(tǒng)的前向通道，對(duì)大鼠腦電信號(hào)測(cè)量可以看作是反饋通道，如果實(shí)現(xiàn)遙控遙測(cè)功能合二為一，那么在實(shí)際應(yīng)用中有更大的意義和價(jià)值。

［1］Ranck JrJB.Which elements are excited in electrical stimulation of mammalian central nervous system:a review[J].Brain Res.,1975,98:417-440.

［2］Tehovnik EJ.Electrical stimulation of neural tissue to evoke behavioral responses[J].Journal of Neuroscience Methods,1996,65:1-17.

［3］André A.Fenton,Robert U.Muller.Using digital video techniqus to identify correlations between behavior and the activity of single neurons [J].Journal of Neuroscience Methods,1996,70(2):211-227.

［4］Iyad Obeid,Miguel A.L,and Patrick D.Wolf.A multichannel telemetry system for single unit neural recordings[J].Journal of Neuroscience Methods,2004,133:33-38.

［5］Ye X S,Wang P,and Liu J,et al.A portable telemetry system for brain stimulation and neuronal activity recording in freely behaving small animals[J].Journal of Neuroscience Methods,2008,174(2):186-193.

［6］蔡建新，張唯真,編.生物電子學(xué)[M].北京：北京大學(xué)出版社，1997:73-75.

［7］http://focus.ti.com/lit/ds/symlink/ina326.pdf.

［8］張磊，張信道，吳小培.基于腦-機(jī)接口中的腦電信號(hào)前置放大電路設(shè)計(jì)[J].中國(guó)科技論文在線，2009,2(4):410-417.

［9］童詩白，華成英.模擬電子技術(shù)基礎(chǔ)[M].3版.北京：高等教育出版社，2001:350-370.

［10］http://focus.ti.com/lit/ds/symlink/CC2431.pdf[OL].

［11］Lou M,Eschenfelder C C,and Herdngen T,et a1.Therapeutic window for use of hyperbaric oxygenation in focal transient ischemia in rats[J].Stroke,2004,35(2):578-583.

［12］Paxinos G,Waston C.大鼠腦立體定位圖譜[M].3 版.諸葛啟釧,譯.北京：人民衛(wèi)生出版社，2005:86-97.