基于容性電極的多通道皮層腦電采集系統(tǒng)

黃 龍，顏?zhàn)砍?，薛苗苗，?陽(yáng)，高 敏，林 媛，劉鐵軍

(1.電子科技大學(xué) 微電子與固體電子學(xué)院, 四川 成都 610054； 2.電子科技大學(xué) 生命科學(xué)與技術(shù)學(xué)院, 四川 成都 611731；3.電子科技大學(xué) 信息醫(yī)學(xué)中心，四川 成都 611731)

神經(jīng)生理信號(hào)在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域中扮演著非常重要的作用。神經(jīng)元活動(dòng)一般通過(guò)下列幾種技術(shù)來(lái)測(cè)量：?jiǎn)紊窠?jīng)元記錄、腦電圖(Electroencephalogram，EEG)、皮層腦電圖(Electrocorticography，ECoG)等[1]。由于皮層腦電信號(hào)的放電區(qū)域更靠近電極，因此振幅可以達(dá)到上百μV[2]。ECoG具有很好的信號(hào)穩(wěn)定性，相比EEG也具有更高的空間分辨率。ECoG是放置于大腦皮層的電極所描記的腦電圖，是腦生理特征的客觀反映，用以檢驗(yàn)?zāi)X的生理變化[3]。然而，現(xiàn)有的阻性接觸式微電極中的金屬會(huì)對(duì)被檢查者產(chǎn)生刺激并導(dǎo)致個(gè)體過(guò)敏反應(yīng)。文中采用的容性微電極陣列電極利用高介電常數(shù)的介質(zhì)層通過(guò)容性耦合方式得到腦電信號(hào)，消除了漏電流，增加了檢測(cè)的安全性[4]。為配合這種電極進(jìn)行檢測(cè)，本文設(shè)計(jì)了一種適配于容性微電極陣列特性的高精度皮層腦電采集系統(tǒng)[5]。

1 系統(tǒng)總體方案

圖1所示為基于容性電極的多通道皮層腦電采集系統(tǒng)整體方案，包括前端用于匹配容性阻抗的阻抗匹配模塊、儀表運(yùn)算放大器、放大及濾波電路、模擬數(shù)字信號(hào)轉(zhuǎn)換及數(shù)字信號(hào)處理模塊等部件。

圖1 腦電采集整體方案框圖

對(duì)大鼠初級(jí)視覺(jué)皮層進(jìn)行手術(shù)以植入容性陣列微電極。參考電極和活動(dòng)電極耦合皮層腦電信號(hào)，經(jīng)阻抗匹配模塊后再通過(guò)儀表運(yùn)算放大器對(duì)信號(hào)進(jìn)行第一級(jí)差分放大；隨后為第二級(jí)模擬放大和濾波電路模塊處理信號(hào)；然后經(jīng)A/D轉(zhuǎn)換后傳輸數(shù)據(jù)到主控芯片；主控芯片通過(guò)算法進(jìn)行數(shù)字梳妝濾波處理，再組成數(shù)據(jù)包經(jīng)串口傳輸?shù)诫娔X上位機(jī)以便上位機(jī)進(jìn)行第二次梳妝濾波處理，進(jìn)一步濾除外界工頻干擾并實(shí)時(shí)繪圖顯示分析。

1.1 電極結(jié)構(gòu)

本文中采用的容性陣列微電極由2×2的陣列構(gòu)成，如圖2所示，中間金屬層有4個(gè)活動(dòng)電極通過(guò)走線連接到焊盤(pán)，焊盤(pán)與電路中的電極接口相連。

圖2 容性電極結(jié)構(gòu)示意圖

其中每個(gè)金屬電極點(diǎn)被上下兩層絕緣層所覆蓋，當(dāng)電極貼附于生物組織上時(shí)能與金屬絕緣，起到保護(hù)作用。同時(shí)金屬、絕緣層和生物組織構(gòu)成一個(gè)平行板電容器。經(jīng)過(guò)測(cè)試，每一個(gè)電極點(diǎn)電容器模型的等效電容Cs約為400 pF。

1.2 阻抗匹配電路以及模擬放大電路

由于絕緣介質(zhì)層具有很高的介電常數(shù)，電極的等效容抗較大，因此對(duì)后端采集電路的輸入阻抗有較高要求[6]。阻抗匹配模塊主要通過(guò)單位增益電壓跟隨器來(lái)增加后端電路的輸入阻抗，以避免信號(hào)衰減。當(dāng)放大電路輸入阻抗大于源端阻抗包括電極容抗的100倍時(shí)，誤差可以忽略不計(jì)[7]。同時(shí)由于容性電極并非直接接觸，需要在電極等效電容后面增加接地的偏置電阻Rb，提供偏置電流回路，如圖3所示。

圖3 阻抗匹配模型

當(dāng)只考慮交流信號(hào)時(shí)

(1)

考慮綜合增益時(shí)

(2)

式中，Cs為電極等效電容，Vs是原始腦電信號(hào)，Ci是電壓跟隨器放大器的輸入電容，Rb是偏置電阻，Vout是通過(guò)阻抗變換模塊獲取的腦電信號(hào)。

由此可得出電壓跟隨器過(guò)高的輸入電容會(huì)對(duì)耦合的腦電信號(hào)產(chǎn)生衰減。所以選用電壓跟隨器的放大器時(shí)，低噪聲和低輸入電容、高輸入阻抗等因素變得尤為重要。因此需要采用一種方法來(lái)減小輸入電容的影響。電壓跟隨器的輸出Vout經(jīng)正反饋回路至其正相輸入端，反饋回路經(jīng)過(guò)一個(gè)放大倍數(shù)為1+α的放大器，然后接入電容值為Cc=Ci/α的反饋電容。

假設(shè)運(yùn)放正相輸入端電壓為Vi，則Vout=Vi。則流經(jīng)反饋回路電容Cc的電流為

(3)

而流經(jīng)輸入電容Ci的電流為

Ii=jω·Ci·Vi

(4)

可以得出當(dāng)滿足此關(guān)系式時(shí)，流經(jīng)反饋電容Cc的電流正好等于流經(jīng)等效輸入電容Ci的電流，此種方法可減小輸入電容Ci對(duì)耦合腦電信號(hào)的衰減。同時(shí)，電極等效電容Cs、放大器輸入電容和偏置電阻Rb構(gòu)成一個(gè)無(wú)源高通濾波器，其高通截止頻率為

(5)

通過(guò)上述方法可以有效增加電路的輸入阻抗，以高精度測(cè)量腦電信號(hào)。模擬放大電路采用差分儀表運(yùn)放作為前置放大器來(lái)抑制共模信號(hào)，初步放大腦電信號(hào)，然后通過(guò)二階有源低通濾波放大電路來(lái)濾除高頻噪聲。經(jīng)過(guò)硬件濾波處理的模擬信號(hào)再經(jīng)過(guò)24位高精度模數(shù)轉(zhuǎn)換器高速轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)以待處理。

1.3 系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)

在圖1中，微處理器采用STM32F103系列32位ARM微控制器。其控制高精度24位模數(shù)轉(zhuǎn)換器將模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)并將數(shù)據(jù)傳輸?shù)組CU，在MCU中進(jìn)行數(shù)字處理，最后通過(guò)USB將數(shù)據(jù)傳輸?shù)诫娔X上位機(jī)進(jìn)行實(shí)時(shí)顯示分析。數(shù)據(jù)傳輸詳細(xì)的處理流程如圖4所示。

圖4 數(shù)據(jù)處理流程圖

通過(guò)24位高精度A/D采用2 000 Hz的采樣率進(jìn)行采集并將模擬腦電信號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)傳輸至MCU中，在高性能單片機(jī)中按照通道將數(shù)據(jù)進(jìn)行拼接處理，然后實(shí)時(shí)的利用梳狀濾波算法濾除工頻干擾。數(shù)據(jù)通過(guò)USB傳輸?shù)缴衔粰C(jī)，上位機(jī)軟件中數(shù)據(jù)處理線程再次進(jìn)行第二次的實(shí)時(shí)梳狀濾波算法，最終通過(guò)繪圖線程顯示實(shí)時(shí)波形，處理后的腦電數(shù)據(jù)可保存到主機(jī)。

1.4 大鼠ECoG腦電采集方法

本文中所采集是大鼠大腦皮層的腦電信號(hào)，需要進(jìn)行開(kāi)顱手術(shù)。參考已發(fā)表的實(shí)驗(yàn)方法，將電極植入硬腦膜下大腦皮層表面處。所使用的大鼠是體重約為270 g的Sprague Dawley雄性成年大鼠。

圖5 實(shí)驗(yàn)電極放置圖

大鼠麻醉后，將其頭部固定于手術(shù)臺(tái)上，剪去頭部毛發(fā)，用酒精和碘酒消毒后，切開(kāi)頭部皮膚；在顱骨視覺(jué)皮層開(kāi)窗[8]，然后在左腦植入容性陣列電極；在右腦對(duì)稱(chēng)區(qū)域植入?yún)⒄沼寐葆旊姌O進(jìn)行信號(hào)對(duì)比，如圖5所示。

2 實(shí)驗(yàn)及結(jié)果分析

2.1 電路性能指標(biāo)測(cè)試

通過(guò)一系列測(cè)試，腦電采集系統(tǒng)的性能指標(biāo)達(dá)到了設(shè)計(jì)要求。其中系統(tǒng)的放大倍數(shù)約為1 320倍，信號(hào)的帶寬為0.5～80 Hz。該系統(tǒng)可以濾除0.5 Hz以下的極低頻噪聲以及80 Hz以上的高頻噪聲。本系統(tǒng)具有較高的共模抑制比以及二次的軟件陷波處理，不僅可以省去硬件工頻陷波電路，還能夠降低功耗、降低系統(tǒng)噪聲，提高信號(hào)的信噪比[9]。共模抑制比(CMRR)達(dá)到110 dB，系統(tǒng)的總噪聲僅為2 μV。

2.2 容性電極和螺釘電極采集ECoG信號(hào)的對(duì)比

本實(shí)驗(yàn)采用的多通道皮層腦電采集系統(tǒng)通過(guò)容性陣列電極和螺釘電極同時(shí)采集ECoG信號(hào)，以此來(lái)對(duì)比兩種電極的信號(hào)質(zhì)量。通過(guò)開(kāi)顱手術(shù)在大鼠枕部視覺(jué)皮層植入容性陣列電極和螺釘電極。同時(shí)采集皮層腦電得到時(shí)域信號(hào)對(duì)比圖如圖6和圖7所示，圖6為同一時(shí)刻容性陣列微電極采集的ECoG波形圖，圖7為同一時(shí)刻螺釘電極采集的ECoG波形圖。

圖6 容性電極采集ECoG時(shí)域波形圖

圖7 螺釘電極采集ECoG時(shí)域波形圖

從圖中可以看出，使用容性陣列微電極采集的ECoG信號(hào)幅度比阻性螺釘電極更大。原因在于本腦電采集系統(tǒng)在信號(hào)采集前端有阻抗匹配模塊，增大了采集電路的輸入阻抗，較大幅度的減弱了信號(hào)的衰減效應(yīng)。而后端模擬放大及濾波電路能夠有效提取高質(zhì)量的完整的皮層腦電信號(hào)。

2.3 SSVEP響應(yīng)信號(hào)的對(duì)比測(cè)試分析

SSVEP信號(hào)在信噪比、頻譜穩(wěn)定性、以及抗干擾能力方面有諸多優(yōu)勢(shì)[10]，在BCI系統(tǒng)中，只需要更短的訓(xùn)練，SSVEP就能夠提供更高的信息吞吐量。因此SSVEP已經(jīng)被越來(lái)越多的用于BCI研究中，成為了一種非常重要的研究手段。文中進(jìn)行了SSVEP實(shí)驗(yàn)，通過(guò)多通道皮層腦電采集系統(tǒng)實(shí)時(shí)采集數(shù)據(jù)。通過(guò)對(duì)大鼠雙側(cè)眼睛進(jìn)行穩(wěn)定頻率、穩(wěn)定強(qiáng)度的8 Hz閃光刺激，記錄其ECoG信號(hào)，分析其對(duì)應(yīng)的功率譜密度分析圖。

如圖8所示，通過(guò)功率譜密度分析可在頻譜中明顯的看到8 Hz及其倍頻的響應(yīng)。

圖8 通過(guò)容性電極和螺釘電極采集的SSVEP信號(hào)功率譜密度分析

通過(guò)計(jì)算在8 Hz處的SSVEP信號(hào)的信噪比，可以更清晰的顯示SSVEP信號(hào)的響應(yīng)。根據(jù)相應(yīng)的原理，在大鼠枕部視覺(jué)皮層左右腦對(duì)稱(chēng)位置處的腦電信號(hào)相關(guān)性可以達(dá)到95%以上。因此將相對(duì)稱(chēng)位置的電極通道的信噪比進(jìn)行對(duì)比，容性陣列微電極SSVEP信號(hào)的響應(yīng)比螺釘電極更強(qiáng)，結(jié)果如圖9所示。

圖9 兩種電極在SSVEP實(shí)驗(yàn)中的信噪比

2.4 實(shí)驗(yàn)結(jié)果分析

該多通道皮層腦電采集系統(tǒng)適配于容性陣列微電極的特性，具有特定的阻抗匹配模塊，再通過(guò)模擬放大及硬件濾波處理，以及一系列數(shù)字濾波處理，可以完整的提取皮層腦電信號(hào)。通過(guò)腦電實(shí)驗(yàn)對(duì)比得出，使用容性陣列微電極采集的ECoG信號(hào)幅度比阻性螺釘電極更大。對(duì)兩種電極的SSVEP信號(hào)進(jìn)行功率譜密度分析得出，容性陣列微電極的信號(hào)8Hz及其倍頻成分更明顯，并且在8 Hz處的信噪比更高更平穩(wěn)，代表其所采集的信號(hào)更穩(wěn)定，信噪比更好[11]。綜上所述，使用容性陣列微電極配合該腦電采集系統(tǒng)可以得到比一般阻性電極質(zhì)量更好的ECoG信號(hào)。

3 結(jié)束語(yǔ)

本文提出的適用于容性陣列微電極采集ECoG信號(hào)的皮層腦電采集系統(tǒng)，通過(guò)對(duì)電極等效模型的適配，改進(jìn)前端模擬電路的阻抗匹配，可以減弱信號(hào)的衰減效應(yīng)。同時(shí)對(duì)多通道的高精度腦電信號(hào)進(jìn)行2 000 Hz的高速采樣提出挑戰(zhàn)。在MCU以及上位機(jī)中進(jìn)行了二次實(shí)時(shí)濾波，共模抑制比達(dá)到110 dB，總噪聲水平僅為2 μV。對(duì)大鼠進(jìn)行開(kāi)顱手術(shù)進(jìn)行實(shí)驗(yàn)測(cè)試ECoG信號(hào)后發(fā)現(xiàn)，該皮層腦電測(cè)試系統(tǒng)可以有效抑制噪聲及工頻干擾，能夠完整的提取高質(zhì)量皮層腦電信號(hào)用于科學(xué)研究分析，同時(shí)也證明適配于容性電極的腦電提取方法的合理性，相比普通阻性螺釘電極，采用容性微電極陣列采集的SSVEP響應(yīng)信號(hào)更強(qiáng)、更穩(wěn)定。

與EEG相比，ECoG具有更好的空間信號(hào)分辨率和保真度，具有對(duì)大鼠刺激小、采集信號(hào)空間分辨率高的特性[12]。高密度的ECoG電極陣列是研究電生理的一種重要工具，因?yàn)樗亩ㄎ痪瓤梢赃_(dá)到mm級(jí)。由于皮層腦電圖可以直接映射人的行為、意識(shí)和情緒，可以使用ECoG電極陣列作為神經(jīng)接口來(lái)開(kāi)發(fā)神經(jīng)修復(fù)裝置[13]。ECoG數(shù)據(jù)可以用于臨床治療焦慮、失眠、阿爾茨海默氏癥、腦腫瘤、癲癇等疾病[14]。此外，大量的ECoG數(shù)據(jù)對(duì)腦科學(xué)和神經(jīng)科學(xué)如功能認(rèn)知、腦波控制和人機(jī)交互等都非常有用[15]。對(duì)于發(fā)展基于BCI的醫(yī)療保健系統(tǒng)[16]而言，EcoG采集系統(tǒng)被認(rèn)為是一種非常有前景的工具，但仍要在安全性、舒適性等方面多加考慮[17]。