隨著微電子學(xué)的快速發(fā)展，腦機(jī)接口(BCI)技術(shù)應(yīng)運(yùn)而生，它是在人（或動(dòng)物）腦與外部設(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]。AndréA. 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年記錄清醒狀態(tài)下獼猴的單個(gè)神經(jīng)元活動(dòng)[4]。目前生物腦電有線方式測量精度相對(duì)較高,但由于限制了動(dòng)物的運(yùn)動(dòng)范圍，測量過程中可能會(huì)發(fā)生導(dǎo)線纏繞或者被動(dòng)物撕咬等情況[3]。無線方式可使動(dòng)物活動(dòng)范圍變大，但采集器受到了測量精度、帶寬、體積、重量和電池供電時(shí)間等因素的制約[4]。本文給出了新型無線腦電遙測系統(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)具有測量精度高、帶寬寬、體積小、工作時(shí)間長、不易被動(dòng)物撕咬等優(yōu)點(diǎn)。

1 系統(tǒng)原理

　  整個(gè)系統(tǒng)包括腦電信號(hào)前置放大器、帶通濾波器、50 Hz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。測量電極采集到自由活動(dòng)狀態(tài)下的腦電信號(hào)并輸入至前置放大器,再通過一個(gè)帶通濾波器后輸出腦電信號(hào)，進(jìn)入無線單片機(jī)NRF24LE1進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換并發(fā)送。接收端同樣采用NRF24LE1,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。系統(tǒng)原理如圖1所示。

2 系統(tǒng)硬件設(shè)計(jì)

2.1濾波器組設(shè)計(jì)

　  生物信號(hào)源本身是微弱信號(hào)源，通過電極提取呈現(xiàn)出不穩(wěn)定的高內(nèi)阻性質(zhì)[5]。根據(jù)生物信號(hào)的特點(diǎn)，對(duì)生物電前置放大器要求高輸入阻抗、高共模抑制比、低噪聲、低漂移等[6]。為滿足上述指標(biāo),本文選擇AD620作為腦電信號(hào)前置放大器，系統(tǒng)設(shè)定前置放大器的電壓增益為8，同時(shí)為避免極化電壓使前置放大器進(jìn)入飽和狀態(tài),在輸入端加入隔直電容。動(dòng)物腦電信號(hào)頻率范圍為0.5 Hz~100 Hz，考慮到國內(nèi)市電50 Hz的工頻干擾，在濾波器組中加入50 Hz陷波器，3個(gè)濾波器進(jìn)行級(jí)聯(lián)得到所需的濾波器組。采用運(yùn)算放大器實(shí)現(xiàn)高通、低通和陷波，一個(gè)運(yùn)放LM324芯片即可實(shí)現(xiàn)濾波器組設(shè)計(jì)。腦電采集電路及其幅頻特性曲線如圖2(a)、圖2(b)所示， 其中圖2(b)為實(shí)際測得曲線。高通濾波器的下限截止頻率為：

根據(jù)式(7)，近千倍的放大倍數(shù)可以?滋V級(jí)的生物信號(hào)放大至mV級(jí)，達(dá)到單片機(jī)AD采樣精度。

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圖2 EEG采集電路及其幅頻特性曲線

2.2 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，本文選擇Nordic公司的2.4 GHz無線單片機(jī)NRF24LE1，如圖2(c)所示。該單片機(jī)具有如下特性：
　　(1)內(nèi)嵌2.4 GHz低功耗無線收發(fā)內(nèi)核NRF24L01P，250 kb/s、1 Mb/s、2 Mb/s空中速率。
　    (2)高性能51內(nèi)核,16 KB Flash，1 KB RAM，1 KB NV RAM。
　　(3)具有豐富的外設(shè)資源，內(nèi)置128 bit AES硬件加密，32 bit 硬件乘除協(xié)處理器，6 bit~12 bit ADC。
　    (4)提供QFN24、QFN32、QFN48多種封裝，可靈活應(yīng)用選擇。
2.3 電源電路設(shè)計(jì)
　    便攜式生物腦電信號(hào)采集系統(tǒng)中，無線發(fā)射部分供電電池只能采用可充電的鋰電池供電。由于鋰電池在使用過程中輸出電壓會(huì)下降，因此采用穩(wěn)壓芯片TPS71334 (輸入2.5 V~4.2 V)來實(shí)現(xiàn)3.3 V電壓輸出。前置放大器和運(yùn)放需要正負(fù)電源，采用外加電源反轉(zhuǎn)芯片MAX1697來實(shí)現(xiàn)-3.3 V輸出，且MAX1697最大輸出電流為60 mA。接收端供電來自PC機(jī)上USB口,利用電源芯片AMS1117將5 V電平轉(zhuǎn)換為3.3 V為NRF24LE1供電。電源具體電路可以參考電源芯片的數(shù)據(jù)手冊(cè)。
3 系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)
    系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)包括：發(fā)射端A/D采樣程序、發(fā)射端數(shù)據(jù)處理、發(fā)射端與接收端通信協(xié)議和顯示界面。
3.1 發(fā)射端程序設(shè)計(jì)
　　NRF24LE1為高性能51內(nèi)核，采用C語言編寫代碼。為提高發(fā)射功率，設(shè)置空中速率為250 kb/s，A/D采樣的參考電壓為內(nèi)部1.22 V，采樣頻率為1 kHz，精度設(shè)置為12 bit，其中12 bit數(shù)據(jù)中的低8位存儲(chǔ)在ADCDATAL中，而高4位存儲(chǔ)在ADCDATAH的低4位中，ADCDATAH的高4位為地址，數(shù)據(jù)處理完成后進(jìn)行打包發(fā)送。每次發(fā)送完數(shù)據(jù)后進(jìn)行CRC校驗(yàn)，如果校驗(yàn)出錯(cuò)則重新發(fā)送數(shù)據(jù)。
3.2 接收端及顯示界面設(shè)計(jì)
　    在接收端設(shè)置16 bit的緩沖器(buffer)，將接收的數(shù)據(jù)存入緩沖器中，通過串口打印出來即可。顯示界面采用VC++6.0編寫，調(diào)用MSCOMM控件實(shí)現(xiàn)Windows程序串口通信，接收端RS232串口送出AD采樣數(shù)據(jù)時(shí)會(huì)激發(fā)OnComm事件，在處理函數(shù)中將新的數(shù)據(jù)加入顯示隊(duì)列，波特率設(shè)置為9 600 b/s,界面的橫坐標(biāo)為時(shí)間,縱坐標(biāo)為電壓。
4 實(shí)驗(yàn)方法及結(jié)果
4.1 手術(shù)方法及電極植入位置選擇

　　實(shí)驗(yàn)采用SD級(jí)雄性大鼠，體重350 g，手術(shù)前用9%水合氯醛（40 mg/kg，腹腔注射）對(duì)其進(jìn)行麻醉[7]并固定于腦立體定位儀上。根據(jù)大鼠腦圖譜[8]進(jìn)行電極植入，切開表皮使其顱骨完全暴露后，用適量3%的雙氧水擦拭顱骨以去除表面油脂[9]，用高速顱鉆在顱骨上鉆開0.7 mm的孔。將0.17 mm漆包線兩端刮掉涂層，一端纏繞在直徑0.72 mm不銹鋼螺釘上，另外一端焊接在2.54 mm母接線槽上，然后將螺釘固定在顱骨上，最后用牙科水泥將螺絲釘和接線槽固定在大鼠顱骨上。測量電極坐標(biāo)位置AP=-0.5 mm, ML=1.5 mm, DV=1.0 mm；參考電極坐標(biāo)位置AP=+1.5 mm, ML=1.0 mm, DV=1.0 mm；為提高系統(tǒng)抗干擾能力，在大鼠腦部后加入相連的地電極與儀器地線,坐標(biāo)位置AP=-8.5 mm, ML=0 mm, DV=1.0 mm。
4.2 實(shí)驗(yàn)過程及結(jié)果
    實(shí)驗(yàn)前用尼龍搭扣將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的2.54 mm母接線槽中。用9%水合氯醛進(jìn)行麻醉來采集大鼠睡眠時(shí)期腦電波形，波形如圖3(a)所示。待大鼠清醒后，將采集器再次背負(fù)在大鼠身上，進(jìn)行清醒狀態(tài)下的腦電信號(hào)采集實(shí)驗(yàn)，如圖3(b)所示。最后根據(jù)韓丹等人1998年的方法[10]對(duì)大鼠腹腔注射120萬U青霉素誘發(fā)大鼠急性全身性癲癇，波形如圖3(c)所示。實(shí)驗(yàn)結(jié)束后對(duì)大鼠腹腔注射過量9%水合氯醛處死，動(dòng)物尸體按照相關(guān)規(guī)定進(jìn)行處理。

　　經(jīng)過實(shí)際測試，系統(tǒng)能在20 m范圍內(nèi)收到遙測信號(hào)，可以滿足實(shí)驗(yàn)室范圍內(nèi)實(shí)驗(yàn)。與已有的無線腦電信號(hào)采集系統(tǒng)相比，本系統(tǒng)采集數(shù)據(jù)精度高、抗干擾能力強(qiáng)、成本低廉，能夠完成過去有線遙測無法完成的實(shí)驗(yàn)。隨著研究的進(jìn)一步深入，以下幾個(gè)問題需要解決：
　　(1)增加系統(tǒng)采集通道。可以考慮用ARM作為MCU，處理能力更強(qiáng)，A/D采樣精度更高，但需要外掛無線傳輸模塊，這樣會(huì)造成體積和重量的增加，所以擴(kuò)展后采集系統(tǒng)的重量和體積如何控制需要進(jìn)一步研究。
　　(2) 本系統(tǒng)僅僅測量動(dòng)物的EEG信號(hào)。將來可以研究同時(shí)測量心電、肌電、胞外放電等生物信號(hào)，但是所需電極有所不同，需要進(jìn)一步研究測量電極、導(dǎo)聯(lián)方式和安裝位置，同時(shí)頻率、帶寬等參數(shù)也有所不同，還需要調(diào)整濾波器組的帶寬。
　　(3) 遙控、遙測功能合二為一。在施加刺激信號(hào)的同時(shí)測量腦部其他核團(tuán)信號(hào)，例如對(duì)大鼠S1BF區(qū)施加電刺激，對(duì)大鼠轉(zhuǎn)向控制的同時(shí)測量支配運(yùn)動(dòng)的核團(tuán) (M1區(qū)) 腦電信號(hào)，研究生物大腦核團(tuán)的相互關(guān)聯(lián)，找到核團(tuán)之間的通路,以更好地證明生物腦部核團(tuán)的相互關(guān)系。

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