視覺刺激同步儀的研制

許晨晨，吳偉，江旭，李博，梁振

安徽醫科大學 生物醫學工程學院，安徽 合肥 230032

引言

在腦科學或者視覺科學實驗中，刺激-響應是一種最常見的實驗范式[1]，如通過顯示器產生視覺刺激信號，響應設備采集大腦對該刺激的反應，以此探索相關腦區的功能和機制[2-6]。響應采集設備通常直接連接到計算機串口，視覺刺激呈現時，串口發出電平信號并觸發響應采集設備[7-8]。在腦科學實驗中，時序精度尤為重要，越來越多的實驗甚至要求時序精度達到亞毫秒級別，時序精度不足會導致部分實驗無法重復[9-13]。然而經過時序測量，串口發出的觸發信號和顯示器呈現刺激受計算機類型、性能、軟件、硬件多種因素影響，并不總是同步的[14]。根據VESA標準，圖像繪制需要經過Sync、Back Porch等多個時期，因此顯示器完成刺激繪制要滯后于觸發信號，滯后時間約為3～16 ms，而響應采集設備通過串口觸發后即開始計時，此時視覺刺激信號還未繪制到顯示器上，因此響應采集設備采集到的響應時間多于實際響應時間。本研究為了實現高精度的同步視覺刺激和響應采集設備的觸發信號，研制了視覺刺激同步儀（下文簡稱：同步儀）。該同步儀采用光敏三極管采集顯示器上的視覺刺激，然后把視覺刺激轉化為觸發信號，同時觸發響應采集設備進行信號采集，以此來同步響應采集起點與刺激真實地呈現時間，從而提高同步精度。

1 系統設計原理

在腦科學或者視覺科學實驗中，響應采集設備一般直接連接計算機串口，并從串口發出刺激信號開始計時，而實驗的實際響應時間應該以顯示器實際呈現刺激的時間點作為計時起點，串口發出刺激信號與顯示器呈現刺激信號的時間并不是同步的，所以會帶來測量誤差。光信號是較為容易產生且被試感知的刺激信號，且是人各感官中獲取信息占比最高的部分。PT908（億光電子工業股份有限公司）是常見的光敏三極管，相對于光敏電阻有較高的靈敏度，且具有極高的響應速度，響應時間為15 μs，因此可以利用PT908采集顯示器呈現刺激信號的時間并同步到響應采集設備，以此來減小測量誤差。

假設串口輸出信號的時間戳為T1，由于同步儀直接連接串口，即同步儀的采集起點等于T1，假設刺激誘發的反應在T3時刻發生（圖1），則反應延時ΔT1如式（1）所示。

圖1 傳統方式的測量誤差

傳統設備測量誤差的產生主要由響應采集設備的采集起點時間T1與眼睛接收到刺激的時間（即顯示器呈現刺激的時間）T2不同步導致的。經過測量，顯示器呈現刺激的時間會滯后于串口發出信號，因此對于被試而言，真正的反應時ΔT2如式（2）所示。

所以，傳統方式存在測量誤差ΔT，見式（3）。

為了降低測量誤差，即減小ΔT的值，應盡可能讓響應采集設備的采集起點從T2點開始，因此研制同步儀用于同步顯示器呈現刺激的時間（圖2）。同步儀一端通過PT908連接到顯示器上采集顯示器出現刺激的時間點，然后將同步信號從接口輸出，輸出接口再連接響應采集設備，當顯示器呈現視覺刺激時觸發響應采集設備開始采集信號，即將采集起點從T1移動到T2，以此來保證響應采集設備的采集起點可以和顯示器呈現視覺刺激的時間一致，即可大幅度降低ΔT的值以減少測量誤差。

圖2 同步儀減小測量誤差原理

2 系統設計

本研究團隊為了實現圖2所示的時序同步，研制了一種外接與刺激呈現設備和響應采集設備之間的同步設備。同步儀一端通過光敏三極管PT908外接到刺激呈現設備，將光信號轉變為電信號到輸出接口，輸出接口外接到響應采集設備，響應采集設備開始標定刺激呈現起始點，并以此為基礎來計算反應時等數據，以實現時序的同步。為了適配不同的設備，同步儀提供TTL、RS232等多種電平信號的輸出。同時為了降低測量環境、信號波動等因素的影響，同步儀提供手動雙閾值與自動雙閾值2種方法設置閾值。

2.1 電路設計

電路設計部分主要包含光信號收集、數據與信號的分析處理和信號輸出3個部分。為了更好地兼容常見的用戶采集設備，設備提供TTL、RS232和正負電平等多種標準以及多種接口輸出。在光信號的采集過程中，選用高靈敏度、低反應時的光敏三極管PT908，控制器模塊選用體積較小的Arduino 公司Arduino Nano，其核心為Atmel 公司ATmega328。采用了TTL轉RS232模塊將TTL電平轉變為RS232電平，并提供不同的接口形式輸出。最終電路原理圖、電路板圖及實物圖如圖3所示。

圖3 同步儀

2.2 雙閾值法

由于使用本產品的環境不同，會導致微控制模塊采集到的光信號受到各種各樣的環境因素干擾，因此在程序設計部分采用了可調閾值的方式，讓實驗人員可以根據實際需求調節閾值。為了避免單閾值無法檢測信號波動的弊端，采用可調雙閾值的方式來最大限度地減小光信號波動對采集數據的影響。雙閾值設置分為手動設置和自動設置2種：手動設置閾值，用戶僅需將光信號探頭貼于顯示器光源處，通過串口設置或者扭動旋鈕并根據顯示器上的輔助顯示來確定閾值。同時系統提供更為精確的自動設置閾值的方式，可以根據信號的實際采集情況來自動確認閾值。如圖4所示，當設備連接就緒后，實驗人員選擇自動閾值，需要播放15 s的刺激信號，用以設備自動選取閾值，ADC 采樣率為9.6 kHz。自動設置閾值期間，每次采樣周期為1 s，獲取每個采樣周期內的最大值記作Vt_max，最小值記作Vt_min。連續采集15次之后去除粗大誤差，取最大值均值Vmax_mean，最小值均值Vmin_mean，得到極差（Diff）和雙閾值（Vmax，Vmin）分別如式（4）～（6）所示。

圖4 自動雙閾值法

雙閾值設置完之后，再將同步儀的輸出端口連接到反應時記錄儀等響應采集設備的輸入端口即可。

3 測試及結果

3.1 測試方法

利用可以提供亞毫秒精度的PsychToolbox[13]來呈現視覺刺激，采用300×300像素大小的白色方塊和黑色方塊作為刺激，刷新時間為16幀，顯示器刷新率為60 Hz（即每隔約266.72 ms切換色塊），顯示器其他部位顯示灰色，并將同步儀上的PT908貼于刺激區域。被測設備主機的CPU型號為Intel公司 i7-4790，顯卡型號為AMD公司Radeon R7 200 Series，顯示器為PHILIPS公司322M7C，響應時間為1 ms，分辨率為1920×1080，操作系統為Windows 10 64位專業版，顯示器刷新率為60 Hz。使用邏輯分析儀同時采集3個通道的數據，分別為串口信號、顯示器呈現刺激信號和同步儀輸出信號，測量方法如圖5所示。邏輯分析儀使用Saleae 公司Saleae Logic 8，采樣率為781.25 kS/s。

圖5 測量設備連接示意圖

3.2 測試結果

刺激由串口產生并繪制到顯示器上，實驗所采集的原始數據波形圖如圖6所示。刺激信號的上升沿表示刺激由白色變為黑色，下降沿表示刺激由黑色變為白色，分別簡稱為暗化過程與亮化過程。由于計算機顯示屏由白色變為完全的黑色具有一定的延時，取刺激信號最高電壓的50%作為屏幕亮滅的閾值，所對應時刻分別設為暗化時刻TH、亮化時刻TL。串口輸出信號要先于顯示器呈現刺激，記為T1。同考慮到陰極射線管顯示器在市場上越來越少見，研究人員逐步使用液晶顯示器（Liquid Crystal Display，LCD）代替，但是LCD的灰階響應時間的上升部分和下降部分是不同的[15-16]，所以，為了驗證不同電平和不同觸發方式的延時，同時測量了同步儀輸出TTL電平上升沿觸發時間T2、下降沿觸發時間T4，RS232電平信號觸發時間T3。在數據處理過程中，為了去除測量過程中的干擾，使用6階巴特沃斯低通濾波器對刺激信號進行濾波，濾波器截止頻率設定為3500 Hz。由圖6可計算串口延時誤差TA，TTL上升沿誤差TB、下降沿誤差TC、RS232誤差TD，其公式分別如式（7）～（10）所示。

圖6 數據采集波形圖

經過測量得到串口發出信號與顯示器呈現刺激之間的串口延時誤差TA為-4.80～-2.98 ms，均值為-4.10 ms。同步儀輸出TTL電平上升沿與顯示器呈現刺激之間的同步誤差TB為0.1278～0.2913 ms，均值為0.2128 ms。同步儀輸出TTL電平下降沿與顯示器呈現刺激之間的同步誤差TC處于0.2061～0.3701 ms，均值為0.2861 ms。同步儀輸出RS232電平與顯示器呈現刺激之間的同步誤差TD處于0.1319～0.2974 ms，均值為0.2194 ms，頻數分布圖如圖7所示。

圖7 時間差頻數分布圖

3.3 腦電測量

同步儀作為一個降低串口延時測量誤差的工具，可以被應用于各個利用視覺刺激-響應的實驗范式。以測量腦電為例，通過測量被試腦電信號分析被試接受刺激時腦電信號活躍的時間點與刺激出現時間的時間差，以此來驗證同步儀的實際使用效果。實驗范式采用簡單反應時任務，在實驗開始時，屏幕中心出現紅色圓形，被試看到紅色時迅速用右手食指按下空格鍵，圓形出現時間間隔為2～5 s隨機，共160個試次。實驗分為實驗組和對照組，實驗組使用同步儀，對照組不使用同步儀，被試數量8名，每名被試分別進行實驗組和對照組兩組實驗。腦電采集系統使用Compumedics公司SynAmps2以及Curry8，采樣頻率為500 Hz，同步儀使用示意圖如圖8所示。采集腦電信號后經預處理、基線矯正后時頻分析結果如圖9所示。

圖8 同步儀-腦電使用示意圖

圖9 基線矯正后的腦電時頻圖

分析結果得，對照組在154 ms處10 Hz以下頻率段活動增加，而實驗組在122 ms處10 Hz以下頻率段活動明顯增加，結果表明同步儀可以被應用于腦電實驗并可以有效減小串口延時帶來的測量誤差。

4 討論

為了降低串口延時導致的響應采集設備的測量誤差，同步儀利用光敏三極管PT908同步顯示器刺激呈現與響應采集設備的采集起點，多種輸出接口及不同觸發方式的時序測量結果表明，同步誤差時間分布在0.2～0.5 ms，普遍集中在0.3 ms處，遠遠小于行業標準1 ms，相較于計算機串口4.1 ms的平均延時，可以大幅度減小測量誤差。

為了減小串口延時導致的測量誤差，一些學者也嘗試著從實驗軟件、刺激呈現設備、測量輔助設備、測量方式等多種角度來進行改進[17]。Forster等[18]開發了DMDX刺激呈現軟件系統，通過Windows提供的DirectX來提供精確的時序和視聽覺刺激輸出的同步，但Plant等[19]證實即使研發出了一些與顯示器刷新率同步的實驗設計軟件，在屏幕呈現刺激時仍然會出現延遲。Ohyanagi等[17]利用PSoC和光敏二極管開發了外接于計算機的USB設備SMART，但是應用范圍比較局限，僅可以用來測量視覺刺激實驗的反應時間。除此之外還有一些價格非常高昂的商業設備用于各個設備之間的時序同步，如Blackbox Toolkit（The Black Box ToolKit Ltd）、Stimrack（Brain Products GmbH）和 TRIGbox（New Biotechnology Ltd）[20-21]。相較于這些方案，本設備具有低成本、高精度的特征，除此之外，本設備還可以提供多種電平信號和輸出接口，在不改變原有實驗設計和實驗設備結構的基礎上，僅僅通過增加此外接設備即可提升實驗數據精度。同時，該外接設備具有體積小、操作簡單等優點，方便實驗人員快速地用于實驗。外接該同步儀可以使響應采集設備在視覺刺激實驗中擁有極低的延時，相較于將測量設備直接連接在計算機串口的測量方法，該設備可以大幅度提升實驗結果及結論的準確性，為腦科學和視覺科學實驗能夠成功復制創造了可能，對腦科學和視覺科學等領域的發展具有重要意義。目前此同步儀實現了利用光信號實現視覺刺激的同步，利用其他刺激信號如聲音信號的同步將會在后續的工作中繼續開展。

5 結論

基于光敏三極管研制的視覺刺激同步儀，經過時序測量表明誤差時間分布普遍集中在0.3 ms，可以有效地減小視覺刺激實驗的誤差。同時該設備操作簡單，輸出電平、接口多樣，且設計成外接設備的形式便于直接接入現有實驗系統以提高視覺刺激實驗的準確性，具有很高的推廣應用價值。