八通道經顱刺激腦電調控系統的設計

楊越琪，鄭小涵，朱 巖，周志勇，李曉歐,3

(1.上海理工大學 健康科學與工程學院，上海 200093; 2.上海電機學院 設計與藝術學院，上海 200240; 3. 上海健康醫學院 醫療器械學院，上海 201318)

0 引言

隨著社會的老齡化及人們壓力的增加，出現越來越多精神性及神經性疾病，例如抑郁癥、自閉癥、失眠癥、癲癇、帕金森癥、老年性癡呆等，此類疾病可通過腦功能檢測方式被診斷[1-3]。相較于其他腦功能檢測方式，如功能磁共振成像和腦磁圖，腦電圖(EEG，electroencephalogram)憑其設備成本相對較低并且易于設置，主要應用于腦機接口系統的開發[4]。人體電生理信號是人在生理、心理、情緒、思維和運動及與外部環境信息交互時各部位器官、組織、細胞及其神經元集群所產生的電活動的時間與空間綜合疊加結果，含有豐富的思維意念、感知信息、動作意向等人體信息[5]。EEG含有豐富的大腦活動信息，是評價腦功能狀態的一個敏感指標，已廣泛應用于精神性和神經性疾病的診斷以及心理學等領域的研究[6]。

傳統治療精神性及神經性疾病的方式，如服用藥物、心理輔導、動手術等效果不佳，近些年來，大腦神經調控方法被應用于臨床治療此類疾病，并取得了一定的效果[7-8]。目前常用的大腦神經調控方法可以分為侵入性和非侵入性兩種方式[9]。侵入性的調控方式有深部大腦刺激法和迷走神經刺激法。非侵入性的調控方式有經顱磁刺激(TMS,transcranial magnetic stimulation)和經顱電刺激法(TES,transcranial electrical stimulation)。侵入性的調控方式雖然具有高分辨率并且效果明顯，但是腦部手術存在著高風險和價格高昂等缺點，患者還要忍受術后的痛苦，所以大多數的患者不會選擇此類方法。非侵入式的外部刺激就在此類疾病中發揮著重要的作用，TMS基于無創的方式調節大腦深部區域的神經活動，TES通過緊貼頭皮的電極可將不同類型的電流作用于大腦皮層，操作簡單，設備體積小，非侵入性的大腦神經調控方式具有廣泛的應用前景[10-11]。

影響經顱電刺激治療效果的重要因素為電流的參數以及電極的位置，目前經顱電刺激參數的設定多為根據經典方案和臨床醫生的主觀判斷、經驗指導，而不是根據當前腦功能狀態、經顱電刺激治療的效果優化刺激參數，無法提高治療的精確性，無法針對不同個體的不同癥狀實現個性化的治療[12-15]。許多學者研究了經顱電刺激參數的優化方案，進行定向和定量的刺激，但是因為設備的限制，腦功能狀態的分析與刺激調控都是分開的，反復穿脫兩套設備十分繁瑣，并且經顱電刺激的后效應時間很短，經過設備穿脫以及其他干擾，所測腦電信號數據可用性下降[16-21]。所以若將腦部狀態分析與刺激治療相結合將會對此類疾病治療研究有很重要的意義[22]。

從理論上講結合經顱電刺激技術與腦電信號采集技術的好處是雙重的，EEG可為后續的TES優化刺激大腦的位置及參數，EEG的高時間分辨率可以追蹤TES前后區域神經元活動的變化[23]。經顱刺激腦電調控系統在開始運行前設置腦電信號采集的通道以及經顱電刺激的通道與參數，也可在運行過程中根據實時分析的腦電信號狀態結果修改后續進行腦電采集或者經顱電刺激的設置，經顱電刺激治療結束后采集腦電信號分析治療效果，為下一次經顱電刺激治療優化提供依據[24-25]。

為優化經顱電刺激治療，提高經顱電刺激治療后效應腦電圖的有效性，實現經顱電刺激的個性化治療，本文設計結合腦電信號采集技術和經顱電刺激技術的八通道經顱刺激腦電調控系統，無需穿脫電極帽或切換設備即可實現腦電信號的采集以及經顱電刺激的治療。本系統電極帽采用10～20腦電圖系統，可自行選擇八個電極位置進行腦電信號采集或者經顱電刺激。每通道經顱電刺激可獨立控制，系統可輸出直流電刺激以及交流電刺激(方波、三角波及自定義波形)。經顱刺激腦電調控系統操作簡單，為實現精神性及神經性疾病經顱刺激治療的個性化提供便利。

1 系統整體結構

經顱刺激腦電調控系統的整體框架如圖1所示，硬件主要由腦電采集模塊和刺激輸出模塊構成，微處理器(MCU,microprogrammed control unit)選用具有高性能和豐富外設功能的STM32F407VET6，MCU為系統切換經顱電刺激及腦電信號采集功能的核心元器件。MCU通過串行外設接口(SPI,serial peripheral interface)控制ADS1299工作，MCU讀取腦電采集模塊預處理后的腦電信號并傳輸至上位機進行顯示和處理分析。MCU通過雙向二線制同步串行總線(I2C,inter-integrated circuit)控制MCP4728工作，上位機設置經顱電刺激參數傳輸至MCU，由MCU控制刺激輸出模塊輸出經顱電刺激。

圖1 經顱刺激腦電調控系統框圖

2 系統硬件設計

2.1 腦電采集硬件設計

腦電采集模塊框架如圖2所示，腦電信號非常微弱，幅值范圍為0.1～100 μV，故硬件電路需對腦電信號進行放大。由于輸入的信號夾帶噪聲，所以前置放大電路的放大倍數不宜過大，本系統設計前置放大倍數為25。腦電信號的頻率主要為0.5～100 Hz，為濾除信號中的高頻干擾，本系統設計了100 Hz的低通濾波電路。硬件電路中，工頻干擾會對所采集的信號干擾較大，因此使用工頻陷波電路來濾除50 Hz工頻干擾。

圖2 腦電采集模塊框架

ADS1299采樣率為250 Hz至32 kHz，具有最大24倍的可編程增益放大器。ADS1299采用外部參考電壓，滿量程為5 V，電壓分辨率的計算公式為：

VRES=VPP/(223-1)

(1)

其中:VRES為電壓分辨率，Vpp為電壓滿量程。ADS1299的高集成性縮小了電路尺寸，它具有醫療標準的心電圖和腦電圖性能，非常適合應用在便攜醫療儀器系統中[26]。如圖3所示為腦電采集模塊的實物圖，模塊面積僅16 cm2。

圖3 腦電采集模塊實物圖

2.2 電刺激硬件設計

如圖4所示為刺激輸出模塊框圖，上位機將電刺激參數傳輸給MCU，MCU通過控制DA芯片輸出的為電壓，人體阻抗會實時變動，為保證電流恒定，故需要恒流源，當刺激電流大約為4 mA時需要對頭部使用局部麻醉劑，所以為了保證刺激治療的安全，電刺激設備輸出的電流值不高于2 mA，正反恒流源與切換開關可提供雙向刺激。電流密度過高會引起皮膚的不適，所以通過分析接入的人體阻抗間接監測電流密度，若阻抗低于閾值，則系統停止輸出經顱電刺激。

圖4 刺激輸出模塊框圖

3 軟件設計關鍵技術

3.1 下位機控制

使用keil5對MCU進行編程，STM32F407VET6的部分功能引腳如圖5所示。

圖5 MCU部分功能引腳

3.1.1 控制腦電采集模塊

MCU通過SPI控制ADS1299，SPI通過四根線進行高速、全雙工、同步的通信，節約了芯片的管腳。當MCU通過SPI指令對ADS1299開始轉換時，START引腳需要保持低電平，通過連接n塊ADS1299芯片可以實現n*8通道腦電信號采集，在多個設備的配置中，START引腳被用于同步這些設備。當ADS1299芯片數據準備就緒時，DRDY引腳狀態從高電平轉換為低電平觸發MCU中斷，MCU整理ADS1299上傳的數據，通過DMA輸出至上位機進行顯示和分析。

3.1.2 控制電刺激數模轉換模塊

MCU通過I2C控制MCP4728，I2C通過兩根線與連接在總線上的器件傳送信息。MCP4728具有12位四通道電壓輸出數模轉換器，每個通道可獨立工作，支持內部及外部兩種參考電壓模式，單次數模轉換設置時間典型值為6 μs。MCU接收上位機設置的刺激參數，通過SDA將數據傳輸給MCP4728。

MCP4728使用基準電壓3.3 V，電壓分辨率為0.000 806 V。本系統設計定時器初值為50 μs，可輸出頻率1 000 Hz的波形。輸出波形頻率通過MCU計數實現，計數總值計算公式為：

NSUM=1/(Fs×COUNT)

(2)

其中:NSUM為計算總值，Fs為所需頻率，COUNT為定時器初值。輸出方波時，當計數值等于計數總值與占空比的積時，使輸出為0并切換極性，當計數值等于計算總值時，使輸出為0并切換極性，計數值為0重新計數，重復以上步驟。直流電刺激使用占空比為100%的方波。三角波分為上升狀態及下降狀態，三角波電壓值根據一次函數計算后輸出，頻率實現方法同方波計數法。自定義波形的電壓上升與下降時采用一次函數計算后輸出，頂端為固定值輸出，整個階段為上升狀態，頂端和下降狀態，占空比為頂端時的占比。

3.1.3 控制極性切換模塊

MCU通過邏輯輸入控制ADG5433，ADG5433是三通道單刀雙擲模擬開關芯片，ADG5433輸入端SxA和SxB連接正反恒流源輸出的電流，MCU通過IN1、IN2和IN3邏輯輸入進行電流極性的選擇，ADG5433提供EN輸入，經顱電刺激治療時需實時檢測阻抗，若阻抗低于閾值要及時停止電刺激的輸出。

3.2 上位機控制

上位機軟件流程圖如圖6所示，上位機具有選擇通道功能、接收腦電信號數據、繪制腦電波形、處理并分析腦電信號、設置并輸出經顱刺激參數等功能，上位機界面使用Visual Studio 2013軟件開發環境。

圖6 軟件流程圖

3.2.1 串口通信

上位機與MCU進行通信，接收MCU上傳的腦電信號數據并將刺激參數傳輸至MCU，上位機需設置與MCU相對應的通訊串口、波特率等屬性。在數據接收線程中對MCU上傳的數據包根據通訊協議進行解析，本系統MCU發送數據至上位機的通訊協議如表1所示，每個數據包由31個字節組成。當上位機接收數據字節大于31字節時通過包頭定位每一包數據。為避免數據包錯誤影響后續數據處理及分析，在通訊協議中定義了幀號，確認數據是否有丟失。ADS1299每個腦電采集通道的數據由3個字節組成，數據為低字節序的有符號整數。將每通道腦電信號的低位與高位拼接后放入緩沖數組，以待后續的波形顯示、存儲、頻譜分析等操作。

表1 腦電信號數據通信協議

上位機發送給MCU的刺激參數通訊協議由包頭、包長度、指令、數值和包尾構成，每包數據含有8個字節，每調整一個參數發送一次命令，指令01～09分別對應電流強度、頻率、脈沖寬度、占空比、上升時間、下降時間、休息時間、治療次數和刺激波形，00為開始刺激，FF為結束刺激。

3.2.2 交互界面設計

上位機通過主窗體的按鈕控件來切換系統不同功能的窗體。上位機對接收到的腦電數據進行原始波形顯示、原始數據的存儲、濾波波形顯示以及頻譜分析。本系統主要關注腦電的四個節律，頻率為1～30 Hz，為使顯示的波形具有可觀性，通過抽點進行降低采樣率。本系統硬件的采樣率為500 Hz，根據奈奎斯特采樣定理，采樣率必須為所需波段的兩倍，最好在三到四倍，所以本系統通過每5個點進行抽樣降低采樣率至1 00 Hz，在波形顯示界面顯示7 s內的腦電信號波形。

上位機可在線實時對腦電信號進行頻譜分析，界面顯示腦電信號0～60 Hz內的頻率分布圖以及腦電信號的四種節律δ(1～4 Hz)、θ(4～8 Hz)、α(8～13 Hz)和β(13～30 Hz)占比的直方圖，通過按鈕控件選擇存儲頻譜分析結果。

刺激顯示界面可對刺激輸出參數進行調整并顯示刺激波形包絡圖。C#中的System.Drawing類具有多種畫圖命令，Draw Line(pen,ponit,ponit)用指定的筆繪制指定兩點之間的直線，系統通過Drawing連接刺激參數，繪制8 s內的刺激波形的包絡圖，每調整一個參數刷新一次波形。刺激輸出模塊可輸出的波形有直流電刺激和交流電刺激，交流電刺激有標準的方波、三角波以及自定義的波形。

3.2.3 數據處理

因腦電信號非常微弱并且容易受到外界干擾，所以需要對腦電信號進行濾波處理。本系統使用C#和MATLAB進行混合編譯，Visual Studio直接調用編譯后的M文件，可在線實時處理腦電信號。本系統使用的濾波器為巴特沃斯濾波器，巴特沃斯濾波器在通頻帶內的頻率響應曲線最大限度平坦，沒有波紋，而在阻頻帶則逐漸下降為零。濾波器通過MATLAB編譯并生成動態鏈接庫(dll,dynamic link library)文件供Visual Studio調用，濾波方式有低通濾波，高通濾波，帶通濾波以及帶阻濾波，在波形顯示界面及頻譜分析界面均具有濾波選項，濾波方式、時間及參數可在Visual Studio窗體上設置。考慮到波形顯示的實時性和連續性，本系統每1 000個點進行一次濾波處理，即每次處理2 s的數據，因經MATLAB巴特沃斯濾波器處理后的數據前段和后段無效，故取中間的500點進行抽樣顯示，例如第一次處理0～1 000點的數據，第二次處理500～1 500點的數據，以此類推，將250～750點數據與750～1 250點數據進行抽樣顯示即可實現波形的連續性。

C#中的System.IO類將字符串寫入文件，為后續進一步的數據處理，通過StreamWriter命令將數據分通道寫入TXT格式文件，文件內記錄腦電信號采集的時間、通道和數據，文件名默認以時間命名。

腦電信號是一種時變的非平穩信號，不同狀態下的腦電信號具有不同的頻率成分。通過時域可以分析腦電信號的幾何性質，如幅值等，通過頻域可以分析腦電信號中不同節律的頻率分布變化情況，通過節律的占比修改經顱刺激的參數。系統調用MATLAB編寫的傅里葉變化dll文件分析腦電信號的頻率分布情況，為保證傅里葉變換的要求和頻率分布情況的實時性，系統每1 024個點進行一次傅里葉變換。

4 實驗結果與分析

為驗證八通道經顱刺激腦電調控系統的有效性，本文先采集信號發生器發出的標準正弦信號，因信號發生器能設置的最小幅值為4 mV，而腦電信號的幅值范圍為0.1～100 μV，所以理論上使用999 Ω和1 Ω的電阻進行分壓。上位機波形顯示清晰，幅值準確，可以在線進行數字處理以及保存原始信號供后續離線處理。

本文對1名24歲健康男性進行測試，腦電采集電極使用Ag-AgCl觸盤的腦電干電極，有效解決頭發對腦電采集的干擾，穿戴方便。實驗設置Fp1、Fp2、C3、C4、T3、T4、O1和O2電極位置進行腦電信號采集，耳電極為A1和A2。將8個采集電極利用具有彈性的電極帽固定在受試者的頭上，通過藍牙連接至PC機，將原始數據以規定的格式在TXT文件中保存，供后續離線分析。

如圖7所示為上位機對原始數據進行存儲，后續離線MATLAB處理后的受試者腦電信號，腦電信號首先通過0.1～30 Hz的帶通濾波，再每5點取平均值畫圖。圖7(a)為受試者眨眼波，該信號為前額通道Fp1所采集的信號，眨眼波形明顯清晰，圖7(b)為受試者在閉眼休息情況下采集的腦電信號，該信號為枕部通道O1所采集的信號，靜息狀態下α波形明顯。

圖7 受試者腦電信號

圖8所示為系統在線處理的腦電信號頻譜圖和節律占比圖，腦電原始信號經過上位機調用MATLAB的dll進行傅里葉變換，系統在傅里葉變換后對直流分量以及50 Hz工頻干擾處進行了處理。圖8為受試者通道C3所采集的信號，從頻譜圖中可以看出除直流分量以及工頻干擾處能量較大外，10 Hz及20 Hz處有明顯的波峰，符合健康人的腦電測試情況。

圖8 頻譜圖和節律占比圖

MCU控制刺激輸出模塊輸出電流，一個刺激通道通過5 kΩ電阻與示波器相連。自定義刺激波形電流強度1 mA、頻率50 Hz、脈沖寬度1 s、上升時間1 s、下降時間0.5 s、休息時間1 s。系統設置刺激參數的波形包絡圖如圖9所示，圖10所示為示波器記錄的真實刺激波形，示波器數據與上位機參數一致。

圖9 刺激波形包絡圖

圖10 示波器記錄的刺激波形

本實驗測試結果表明八通道經顱刺激腦電調控系統可實現腦電信號采集及經顱電刺激功能，腦電信號采集方便，腦電特征波形明顯，刺激輸出波形與上位機顯示波形一致，系統操作方便。

5 結束語

本文設計了一種八通道經顱刺激腦電調控系統，系統基于ADS1299、濾波電路、恒流源電路等硬件和上位機軟件實現無需穿脫、轉換設備即可實現經顱電刺激與腦電信號采集功能。經實驗驗證系統能夠在經顱電刺激的前和后采集腦電信號，對腦電信號進行數字處理，存儲數據，經顱電刺激的輸出與上位機設置的參數保持一致。經顱電刺激前的腦電信號分析可優化電刺激參數，經顱電刺激后的腦電信號可評價治療效果，本系統為提高經顱電刺激治療的有效性和經顱電刺激個性化的治療提供了思路，搭建了有效的平臺。