（生物医学工程专业论文）听觉脑干诱发电位仪的研究.pdf

中图分类号：t p 2 3 u d c - 6 2 1 学校代码：1 0 0 0 4 密级：公开 北京交通大学 硕士学位论文 听觉脑干诱发电位仪的研究 r e s e a r c ho nt h ea u d i t o r yb r a i n s t e mr e s p o n s ei n s t r u m e n t 作者姓名：王莉 导师姓名：胡秉谊 学位类别：工学 学科专业：生物医学工程 学号：0 8 1 2 0 6 0 7 职称：副教授 学位级别：硕士 研究方向：医疗仪器 北京交通大学 2 0 1 0 年6 月 致谢 本论文的工作是在我的导师胡秉谊教授的悉心指导下完成的，胡秉谊教授严 谨的治学态度和科学的工作方法给了我极大的帮助和影响，其渊博的知识、创新 的精神都给我留下深刻的印象。在研究生两年期间，我不仅从老师身上学习了相 关专业知识和专业技能，也学会了为人处世的道理。在此衷心感谢两年来胡秉谊 老师对我的关心和指导。 胡秉谊教授悉心指导我完成了实验室的科研工作，在学习上和生活上都给予 了我很大的关心和帮助，对于我的科研工作和论文也提出了许多的宝贵意见，在 此再次向胡秉谊老师表示衷心的谢意。 在实验室工作及撰写论文期间，董欣嫒、任燕敏等同学对我论文中的电路研 究工作给予了热情帮助，在此向他们表达我的感激之情。同时也感谢实验室的师 姐彭大静，师兄周琨，师弟章奥、王旭升、赵岩，师妹徐露，为我营造了一个很 好的学习、研究的环境，使我能专注与论文的工作。 另外要感谢我的家人，他们的理解和支持使我能够在学校专心完成我的学业。 中文摘要 摘要：随着听力损失的低龄化，对新生儿的听力筛查显得尤为重要。通过听觉脑 干诱发电位( a b r ) 来进行听力检测是现在客观检测听力的黄金标准，采用这种方 法来进行新生儿的听力筛查，结果不受受试者影响，客观准确。针对当前a b r 检 测设备体积大，不利于便携的特点，为了使新生儿听力筛查更加方便快捷，本文 基于减小体积、减小功耗、提高便携度的目的，设计一种可手持式的a b r 听力检 测设备，实现设备的小型化、便携化及低功耗。 采集到的a b r 信号非常微小，淹没在大量的噪声中，将信号通过模拟放大滤 波电路处理后再在d s p 中进行叠加平均运算，并把处理后的结果图形显示在l c d 上，大大减小设备体积。 a b r 信号是给人单侧耳一个c 1i c k 短声刺激诱发产生的，系统通过d s p 和c o d e c 产生不同听力级的刺激声对人耳进行刺激；同时利用c o d e c 的a d 和d a 转换功能， 简化了转换电路。 本系统的小型化及便携化为新生儿的听力检测带来了很大的方便。 关键词：听觉脑干诱发电位( a b r ) ；小型化；刺激声；d s p ；c o d e c ：l c d 分类号：t p 2 3 l a b s t r a c t a b s t r a c t ：w i t ht h ey o u n g e ra g eo fh e a r i n gl o s s ，n e w b o r nh e a r i n gs c r e e n i n gi s p a r t i c u l a r l yi m p o r t a n t a b rh e a r i n gt e s ti sn o w t h eg o l ds t a n d a r do fo b j e c t i v eh e a r i n g t e s tf o rd e t e c t i o nh e a r i n gl o s s u s i n go fs u c hm e t h o df o rn e w b o r nh e a r i n gs c r e e n i n g ， r e s u l t sa r eo b j e c t i v ea n da c c u r a t e c u r r e n t l y , t h ea b rt e s t i n ge q u i p m e n ti sn o t a d v a n t a g ef o rp o r t a b l e ，i no r d e rt om a k et e s t i n gs c r e e n i n gf a s t e ra n dc o n v e n i e n t ，t h i s p a p e rb a s e do nt h ep u r p o s eo fr e d u c i n gs i z e ，r e d u c i n gp o w e rc o n s u m p t i o na n dm a k i n g i t p o r t a b l e ，id e s i g n o n ed e v i c eo ft e s t i n g e q u i p m e n t , t o m a k et h ed e v i c e m i n i a t u r i z a t i o n ，l o wp o w e ra n dp o r t a b i l i t y c o l l e c t e da b rs i g n a li sv e r ys m a l l ，s u b m e r g e di nal o to fn o i s e t h es i g n a l p r o c e s s e db ya n a l o ga m p l i f y i n ga n df i l t e r i n gc i r c u i tt h e na v e r a g e di nt h ed s pf o rt h e o p e r a t i o n i nt h i ss y s t e m ，w ed i s p l a yt h eg r a p h i c a lo nt h el c d w h i c hg r e a t l yr e d u c et h e e q u i p m e n ts i z e a b rs i g n a li s p r o d u c e db yg i v i n gas i n g l ee a rc l i c ks o u n ds t i m u l a t i o n ，a n dt h e s y s t e mt h r o u g hd s pa n dc o d e ct op r o d u c ed i f f e r e n th e a t i n gl e v e l so fs t i m u l a t i o n ； m e a n w h i l e ，w ec a nu s et h ei n t e g r a t e da da n dd a c o n v e r t e ri nt h ec o d e ct os i m p l i f yt h e c i r c u i t t h es m a l ls i z ea n dp o r t a b l eo ft h es y s t e mp r o v i d eab i gc o n v e n i e n tf o rn e w b o r n h e a r i n gt e s t k e y w o r d s ：a u d i t o r yb r a i n s t e mr e s p o n s e ( a b r ) ；s m a l l ；a c o u s t i cs t i m u l a t i o n ； d s p ；c o d e c ；l c d c l a s s n o ：t p 2 3 目录 中文摘要i i i a b s t ra c t i v l 弓i 言1 1 1 背景及意义1 1 2 国内外研究现状2 1 3 系统设计方案。3 2系统设计4 2 1 主要干扰分析4 2 1 1 人体主要生理电干扰4 2 1 2 外界环境中的干扰4 2 2 系统设计框架。4 2 2 1 系统的发声4 2 2 2 基本放大滤波硬件电路设计5 2 2 3l c d 显示。6 2 2 4 电源模块7 3 系统发声和显示8 3 1 系统的发声8 3 2l c d 显示1 0 3 3 本章小结。1 2 4 硬件电路设计1 3 4 1 输入保护电路1 3 4 2 共模抑制电路1 5 4 3 前置放大电路1 5 4 4 隔直高通滤波电路。1 6 4 55 0 h z 陷波器1 7 4 6 第二级放大1 9 4 7 带通滤波电路。2 0 4 8 后级主放大2 3 4 9 c o d e c 的保护电路2 3 4 1o 电源电路2 4 ，- l 4 1 1 本章小结2 6 5软件部分2 8 5 1a d 和d a 2 8 5 2d s p 接收和发送数据3 2 5 3 信号的同步叠加平均3 3 5 4实验设计3 5 5 5 实验结果分析3 6 6结论3 9 6 1 本文完成的工作3 9 6 2 工作展望。4 0 参考文献4 l 独创性声明4 3 学位论文数据集4 4 1 1 背景及意义 1引言 听觉脑干诱发电位( a u d i t o r yb r a i n s t e mr e s p o n s ea b r ) 是给人单侧耳一个 短声刺激后，从颅骨皮肤表面记录出的七个正相波；又称为脑干听觉诱发反应 ( b r a i n s t e ma u d i t o r ye v o k e dr e s p o n s eb a e r ) ，属于诱发电位的一种。下图卜1 是正常a b r 反应波形及对应的产生部位，听力正常人在接受声音刺激后，1 0 毫秒 可从颅骨皮肤表面描记出7 个正相波，称之为a b r ，依次用罗马数字来表示即波i ， i i ，i i i ，v ，及。在许多病理、生理实验及手术提供的依据下，通常 认为波i 和波i i 由第八神经和耳蜗核产生，波i i i 来自中上橄榄形核，波来自外 侧丘系和邻近的前橄榄形核区域，波v 来自下丘，波来源于内膝体，波来源 于听放射1 0 m 。 掣 _ 缸0 毒牟4 0 i 丝 霎謦 1 9 3 0 毒l5 - 2 5 t 酗97 b9 2 雷写 藿 一f k l * m ) l 内体j 啄饕耐蠼 li t - 麓 ，( f i - 童覆 ”i 蚪一愀 篙 斟_ 疆桎 耳螭锋援 图卜1 听觉脑干诱发电位( a b r ) m 1 f i g1 - 1w a v e f o r mo fa b r 1 1 0 1 听觉脑干诱发电位的幅度在微伏级，其中能量主要集中在2 0 h z 和1 k h z 处。 由于诱发脑电信号非常微弱，常常淹没在自发脑电等其他生理电信号和外界噪声 中，因此诱发脑电信号的提取非常重要，其中最常使用的是以刺激点为起点的同 步叠加技术。 a b r 波形的特点是具有真j 下的阈值，不受被测人员是否处于清醒、安静的影响， 如果避免了肌电的干扰，a b r 的分化更为清楚。通过各波潜伏期的变化可以了解神 经冲动传导是否受各种病理因素的影响而引起神经传导阻滞u 。 由于听觉脑干反应不受受试者不同意识状态( 清醒、睡眠、昏迷、镇静剂或麻 醉等) 的影响，检查过程对受试者无损伤，不使其产生痛苦，近年来这项技术已在 耳科及神经科临床得到广泛应用u 。a b r 是客观听力检测的黄金标准，同时a b r 对脑干听觉通路病变部位的检查、手术中的监控等方面有重要的应用，尤其是对 新生儿的听力筛查起着重要的作用瞄。 随着新生儿听力筛查的开展，发现听力损失的年龄越来越小，为了及时发现 新生儿的听力问题，及早进行治疗，新生儿的听力筛查活动显得尤为重要儿比川驯。 现在的听力筛查方法很多都是基于主观检测，通过受试者给予能否听见的回应， 从而判断其听力阈，但一般不能进行神经检查。对于新生儿来说，这种主观检测 方法无法应用，因为这些受试者无法对这一结果给予回应。因此通过a b r 的检测 来实现对新生儿听力的筛查，具有客观准确性。 a b r 信号是通过对单侧耳给声刺激后从头皮中采集到的，而不同的刺激声刺激 后产生的诱发脑电信号波形也不尽相同。在对产生a b r 信号的刺激声的选择上，采 用短声作为刺激声是现在临床上的普遍应用，但是主要限制是短声缺乏频率特异 性；短声刺激只能提供l k 、4 k h z 的频率范围，不能反映低频范围u “。短音或其他滤 波短声也能诱发a b r 信号，但是低频短音( 低于1 0 0 0 h z ) 诱发的a b r 波中，波i 到波 i v 不易识别，有较长的潜伏期；高频短音( 2 0 0 0 h z ) 上升时间相当长( 约2 5 m s ) ， 都不适合作为a b r 的刺激声。短纯音刺激也能记录至i j a b r 信号，但是此时脑干的反 应波不如短声刺激来的清晰。 通常测试中是将0 1 m s 的方波( 或j 下弦波) 送至扬声器或耳机出来的c l i c k 声作 为刺激声。同时，刺激声强选在7 0 d b n h l ，一般来说声强增大时，诱发电位的幅度 增高，潜伏期缩短。刺激频率不宜过高，重复率越高，将引起早期波形的消失， 导致波形分化程度减弱，特别容易使波v 的确切界限受到影响，一般刺激频率选用 1 0 、2 0 次秒为宜。在此选用刺激频率为1 1 1 次s 川刈。记。 刺激时采用单耳刺激，若双耳刺激的话，健耳产生的j 下常a b r 信号可能掩蔽 该接受检测的患耳的异常a b r 信号，从而产生假音性，导致检测的错误。 1 2 国内外研究现状 国外的a b r 研究主要集中在月麦、美国、德国，这儿个国家的a b r 的检测技 2 术发展较快，能够很精确的检测出a b r 信号。如丹麦的国际听力公司生产的a b r 分析仪、德国的麦科m a i c om b l l 听性脑干反应测试仪等。但是设备体积大，一般 都是由p c 机及检测系统组成，不利于便携。现在随着a b r 技术的逐渐成熟，出现 了自动化的a b r 检测技术a a b r ，其中德国的f l a i c o m b l l 昕性脑干反应测试仪就是 全自动的a a b r ，采用全新的贝尔风探头技术，手持探头测试，无需粘贴电极，在 受试者皮肤与探头电极之间涂上导电膏，能在很短时间内测得a b r 信号，且抗干 扰能力强。该设备检测部分体积减小，但仍是通过p c 机进行通讯，整个系统体积 还是较大，不方便携带。 国外的a b r 发展迅速，但是国内在a b r 的研究上仍是空白，国内基本没有这 方面的研究。国内的a b r 检测仪都是从国外进口，价格比较昂贵。 现有的a b r 检测仪的各项功能的测试指标好，屏蔽性也很好，但是设备主要 是通过p c 机进行控制，体积大，不利于便携。 在新生儿的听力筛查方面，基于早发现早治疗的目的，需要及早对新生儿进 行听力测试；同时由于新生儿的发育不完全，可能需要定期进行测试。但是由于 a b r 设备体积大、价格昂贵，一般来说，每次测试都需要到医院进行，既不方便又 花时间，因此a b r 检测仪的家庭化、小型化显得很有必要。在小型化、便于携带 的基础上，可以随时进行新生儿听力检测，能够及早发现问题从而进行治疗。 1 3 系统设计方案 现在国内没有这种小型的a b r 听力检测设备，基于在新生儿听力筛查方面的 需求，本系统设计了一种小型、便携的a b r 设备，便于对新生儿的听力进行检测。 本系统主要分为以下四个方面进行改进实现： l 、刺激声是a b r 信号产生的必要条件，同时在听力检测设备中，针对不 同受试者给予不同强度的刺激声。因此设计系统能够产生不同强度的 声音刺激信号。同时发声电路设计要简单，满足小型化的需求。 2 、对诱发脑电放大滤波电路进行改进，使之小型化。 3 、经过处理后的a b r 信号不通过p c 机显示，而是将其显示在一块高分辨 率的l c d 屏上，不仅能减小设备体积，还将显示模块与其他电路整合 在一起，大大提高了便携度。 4 、通常一个系统中使用的不止一个电源电压，为了不使用太多的电源转 换电路，设计一种更加简单的电源模块，完成多电源的需求。同时为 了减小设备体积，设计使用电池供电，满足便携的目的 3 2 1 主要干扰分析 2系统设计 在诱发脑电信号的采集过程中，由于诱发脑电信号是o 1 微伏左右的微弱信 号，很容易淹没在噪声中，特别是外界的5 0 h z 工频干扰；同时由于采集的a b r 信 号是人体微弱生理电信号，容易受到人体其余幅值较大的自发脑电、眼电、肌电 的影响，以下是对主要干扰的分析： 2 1 1 人体主要生理电干扰 a b r 信号是在人体头部检测出的信号，对其产生主要影响的人体干扰信号有自 发脑电、肌电、眼电，具体参数如下表2 - 1 所示： 表2 - 1 人体主要生理电干扰 t a b l e2 - 1 p h y s i o l o g i c a le l e c t r i c a li n t e r f e r e n c e 干扰频率范围幅值 自发脑电e e g集中于3 0 h z 以下1 0 0 微伏 眼电e o g一般小于i o h z1 0 1 0 0 倍于e e g 肌电e m g集中1 5 0 t l z 以下，主要在3 5 h z2 5 毫伏 2 1 2 外界环境中的干扰 由于实验室大量仪器设备的存在和使用，5 0 h z 工频干扰不可避免的存在；同 时在实际测量环境中存在射频信号干扰，射频信号主要是无线设备发出的高频信 号，在实验室环境中大量存在，当射频信号进入电路中，如果后续电路中含有仪 表放大器，则仪表放大器会将其转化成直流偏移，从而影响信号的采集。 2 2 系统设计框架 2 2 1 系统的发声 现在临床上普遍采用的a b r 检测的刺激声是c lic k 短声刺激声，c 1i c k 刺激声 相对于短音、短纯音和其他滤波短声，能够得到比较清晰的a b r 波形4 | 。c 1i c k 的产生是将一个0 1 m s 的方波信号送入到耳机输入口，通过耳机放声，此时耳机 输出的是c l i c k 刺激声27 | 。 4 基于系统要产生的是声音信号，因此最好选用一种适用于音频信号处理的芯 片及外围电路，来实现对声音信号进行放大滤波等操作，且具有耳机输出接口， 能够将方波信号传输到耳机中；同时基于系统要实现不同强度刺激声的目的，该 音频处理芯片要能比较容易实现对刺激声强度的调整，以便根据实际情况选择合 适的强度进行a b r 测试。针对上述的需求，需要该发声电路有简单的放大滤波电 路，或者芯片本身有集成这种放大和滤波器；刺激声强度可以调节，可以通过外 部的处理器进行控制，因此需要该芯片有与外部的通信控制接口。对于产生c 1 i c k 刺激声的方波信号，不能在一般的非可编程的芯片中产生，于是要从外部输入一 个方波信号，一般的微处理器控制单元m c u 就能产生方波信号，将该方波信号进 行放大滤波等处理后，输入到耳机。因此刺激声的产生主要要有一个音频模块和 m c u 处理模块。c 1i c k 的产生基本实现框架如图2 1 所示 图2 - 1c l i c k 发卢框架图 f i g2 - 1f r a m e w o r kc h a r t o fc l i c k 2 2 2 基本放大滤波硬件电路设计 基于一般脑电信号放大滤波及a d 采样电路设计思想剐n 踟n 们瞳引，本系统的诱发 脑电信号放大滤波电路主要设计如下t 1 、保护电路：信号采集端采集的信号混有射频信号和高压信号，及外部的静 电干扰，这些干扰都会对信号的质量以及电路的安全性产生影响，同时可能会损 坏元器件，造成永久性损坏。因此前端需要有保护电路防止受到高压和静电干扰。 2 、前置放大电路：在医学电子电路设计中，处理微弱信号时前置放大器宜用 仪表放大器，同时由于前端的干扰还非常大，且为了避免极化直流电压的干扰， 自仃置放大倍数不宜过大。 3 、隔直滤波电路：前端所受的直流干扰比较严重，在前置放大后需要加一个 5 隔直电路，滤除直流电压，避免信号基线漂移，导致后级电路饱和。 4 、5 0 h z 陷波器：微弱信号采集电路中，5 0 h z 工频干扰是最难消除的，因此 5 0 h z 陷波器的设计尤为重要。 5 、二级放大电路：本系统采用分级放大的方法对a b r 信号进行放大，由于前 端噪声有了一定程度的衰减，二级放大倍数可以设置的较大些。 6 、带通滤波电路：a b r 信号的能量主要集中在1 k h z 附近，为了消除2 1 节所 述的干扰，及保障信号能较完整的采集，带通滤波器的通带范围将常用的是 1 5 0 h z 2 k h z ，可以通过一个高通滤波器和一个低通滤波器来实现。 7 、后级主放大：诱发脑电信号的总放大倍数一般在1 0 0 0 0 倍左右，根据前两 级的放大倍数，可以将该级放大倍数设置的大一些。 这一部分的模拟电路的设计如下图2 - 2 ： 图2 2前端模拟放人滤波电路设计框图 f i g2 - 2a n a l o ga m p l i f y i n ga n df i l t e r i n gc i r c u i td i a g r a m 2 2 3l c d 显示 现有的a b r 听力检测设备都是采用p c 机对系统进行控制，控制刺激声频率、 6 强度等；而且最后经过处理后的信号波形也是在p c 机上显示，p c 机屏幕的优点是 分辨率高，利于实时显示，但是p c 机不利于随身携带，也不满足设备的小型化， 因此设计使用一个小液晶屏来显示波形。为了使波形能够更完整的显示，要选用 一块分辨率较高的l c d 屏。 l c d 屏的驱动同样需要外接一个微处理控制单元m c u ，驱动l c d 屏，并将波形 数据送入屏中显示。如图2 3 所示： 驱动l c 。屏，将各点 厂。 m c u 值送入屏中显示 7 l c d 屏 2 2 4 电源模块 图2 3m c u 控制l c d 屏的显示 f i g2 - 3m c u c o n t r o lt h el c d 除了上述的基本模拟放大滤波电路和波形显示之外，设备的小型化、便捷化 还体现在对电源模块的改进上。采用电池供电是最便携的设计，但是普通电池的 电量有限，不能长时间供电，经常更换电池会给使用者带来不便。使用可充电电 池即可解决这种问题，通过一个外设接口及系统充电电路对电池进行充电，免去 了更换电池的麻烦，电池的重复利用也减少了浪费，电池电量不够时只需插上充 电线充电，简易方便，也不会增加设备的体积。 现在很多设备都使用u s b 充电，通过u s b 线连接p c 机和本系统设备，可以提 供5 v 左右的电压，经过一个充电电路对充电电池进行充电，充电满拔下插头即可， 外出携带方便。 电源是电路设计中不可或缺的部分，电路中各芯片都有其各自工作的电源电 压需求，如果电路中芯片工作在不止一个电源电压模式下，于是就可能要通过设 计好几个电源电路才能实现多电源的供给。因此在对各模块芯片进行选型时，还 要考虑到其工作的电源电压，在满足需求的芯片中，选用电源电压较为一致的芯 片，减少电源个数；同时选取合适的电源芯片，优化电源电路。 7 3 1 系统的发声 3 系统发声和显示 刺激声是听力检测中的必要成分，a b r 听力检测就是通过人耳对刺激声的反 应，从颅骨表面记录下的诱发脑电波形。根据这个波形客观的评价受试者的听力 状况。普通的发声装置比较复杂，为了使发声部分的设计更为简单，同时使得仪 器更加小型、便携，要选用一种更加集成的芯片来实现系统的发声。 t l v 3 2 0 a i c 2 3 b 是一款音频编码解码芯片( c o d e c ) ，内部集成有a d 及d a 转换 器，以及具有抗混叠的滤波器、放大器，能够对声音信号进行滤波及放大，同时 有左右耳机输出通道，满足系统耳机发声的设计要求瞄1 。该芯片的功能实现只要通 过外部的m c u 对其寄存器进行设置即可，包括对输入端信号的滤波放大、采样率 等的设置；同时c o d e c 芯片体积小，无多余的外围电路，只需一个外部晶振及一 个微处理器分别提供时钟信号和控制命令；c o d e c 具有灵活的电源管理模式，在回 放模式能量消耗2 3 毫瓦，在一般待机模式下小于1 5 0 微瓦，掉电功耗小于1 5 微 瓦。因此该c o d e c 芯片能够满足电路小型化，低功耗的需求。 对于上述c o d e c 的控制需求，需要有一个微处理器控制单元，该处理器需要 控制c o d e c 的设置，以及能够产生并输给c o d e c 一个0 i m s 的方波，使得c o d e c 输出刺激声。c o d e c 通过设置可以产生不同强度的声音信号，可以实现系统设计中 对声音强度可控的需求。d s p 是一种强大的微处理器，计算速度快，有许多外设接 口，易于与外部设备进行通信，因此通过d s p 控制c o d e c 单元非常方便；同时由 于系统还要对采集到的信号进行后期的算法处理，而d s p 是数字信号处理器，可 以实现信号处理操作。因此在此采用d s p 控制c o d e c 产生刺激声，t m s 3 2 0 f 2 8 1 2 是 一款3 2 位的定点d s p 芯片，功能强大，具有很强的数字信号处理能力，同时较之 之前的d s p 芯片，有着更加强大的接口能力以及控制功能，其1 5 0 m h z 的主频使得 计算速度快，且功耗低。“。 d s p 是一种强大的微控制处理器，通过d s p 来控制c o d e c 中各个寄存器的设置。 c o d e c 中的控制接口模式选择可以选择c o d e c 是工作在s p i 模式还是2 - w i r e 模式， 在此用g p i 模式，通过d s p 的s p i 接口对其进行设置。如下图3 1 所示： 8 s c l ks p i c l k c o d e c d s p s d i ns p i s i m o m o d e 3 3 c sc 6 t r i p 图3 - 1c o d e c 与d s p 控制端的连接图 f i g3 - 1c o n n e c t i o nb e t w e e nc o d e ca n dd s p 其中d s p 的s p i c l k 时钟为c o d e c 的s c l k 提供数据传输时钟，在s c l k 的上升 沿d s p 向s d i n 加载一位控制字，当加载完该控制字的所有位以后，在c s 控制端 的上升沿将这个多位控制字写入到c o d e c 中。下图是s p i 模式的时钟信号： 嚣1 二二二二二二二二二 厂 s c l k 几几几n 几几几几几几n 几几几几几几几 s 。i n 王圈臣巫圈丑王日正正匝 m s b l s b 图3 2s p i 模式的时钟信号 f i g3 - 2s p it i m i n g s d i n 的控制字包括1 6 位，分为两个部分，高9 位是c o d e c 的寄存器的地址位， 低7 位是数据位，在时钟信号s c l k 和c s 的控制下，将1 6 位的控制字写入c o d e c 中，完成对寄存器的设置，包括通道设置、采样率设置、放大倍数设置等。 c 1 i c k 短声是将一个0 1 m s 的方波送入到耳机并输出的声音信号。在d s p 中产 生一个方波，该方波是数字信号，需要经过d a 转换后才可以输入到耳机中。c o d e c 内部集成的d a 转换器就可实现这个功能，转换完成后将模拟的方波信号从芯片的 耳机输出口输入耳机，形成声音信号。可以将d a 转换率设为4 8 k h z ，则在d s p 中 编写方波信号时，通过采样率和方波时长来设置数字方波信号。产生c 1i c k 刺激 声所需要的时长为0 1 m s 的方波波形如下图3 3 所示： 9 0 1 m s 图3 - 3 产生c l i c k 刺激声的方波信号 f i g3 - 3c l i c k 其中，c o d e c 内部集成有耳机驱动器，能驱动外部的1 6 欧或3 2 欧的耳机，简化 了外部的耳机驱动电路，满足设备小型化的需求，同时使用起来非常方便。 将产生的方波输入到耳机中即可产生c 1 i c k * l j 激声。由于c l i c k 声是由耳机产 生，现在a b r 检测仪普遍使用的是专门用于听力应用的t d h 一3 9 耳机、e r3 a 内插式 耳机及骨导传感器。t d h - 3 9 是属于压耳式耳机，与插入式耳机相比，对于给声诱 发a b r 波形时两者无显著差异，但由于压耳式耳机的佩戴松紧不一致等原因，测得 的波形的离散度较插入式的高。本系统采用插入式耳机作为刺激声输出耳机，同 时插入式耳机输出的声音信号与耳道的耦合较好，产生的a b r 波形比较明显“”。 3 2l c d 显示 为了实现a b r 听力检测设备的小型化，很大程度上是要改进波形显示模块， 要舍弃p c 机中高分辨率的液晶显示器，又要使波形能清晰完整的显示，需要一块 分辨率较高，体积小的屏幕柬完成波形的显示功能。 薄膜晶体管液晶显示屏具有很高的速度、亮度及对比度，分辨率高。选用一 块h t n 2 2 0 2 2 彩色l c d 屏，该屏是1 7 6 x 2 2 0 分辨率的的r g b 屏，符合本系统中要求 的高分辨率、体积小的要求，同时可以根据需求显示出2 6 2 1 4 4 种不同的颜色，增 强了屏幕的可视性，具有更加美观的功效。 h t n 2 2 0 2 2 具有很小的能量损耗，一般3 3 v 的电压就可以驱动。 要完成对屏的操作，如显示颜色，显示字符，或显示波形等，要对屏进行初 始化。首先将屏的背景光打开；其次将屏进行复位r e s e t 操作，是为了防止上电 过程中，数据线和地址线会产生混乱，于是要将其恢复到原始状态；再分配好各 个寄存器地址；完成基本设置后，就可以在上面编写基本底层程序，完成各项基 本操作。画连续波形的基本是画线，将波形的颜色设置为与底色不同即可显示， 1 0 其中屏是个1 7 6 x 2 2 0 的点阵，位置的确定通过点的横纵坐标来表示，波形显示是 将数据通过一定比例的放大或缩小后在屏相应坐标位置画线，通过连续画线可以 在屏上显示一条连续的波形；为了实时显示当前波形，也可以通过不断刷新屏幕 来完成波形的实时显示。由于d s p 的计算速度非常快，波形的实时显示容易实现， 实时效果好。 如下图3 - 4 所示，在c o d e c 输入端输入一个正弦波，通过a d 转换后传输到d s p 上，并在l c d 上显示。 留裹嚣奠鬈器睨嬲嘲 图3 4 输入止弦波在l c d 上的显示 f i g3 4d i s p l a ys i nw a v ei nt h el c d 波形的实时显示通过不断刷新屏幕，具体操作流程图如下图3 5 所示。其中 由于屏横向只能显示1 7 6 个点，将c o d e c 线性输入端的连续模拟信号采样后的数 据输入到d s p ，保存在d s pf l a s h 中。在试验阶段通过给c o d e c 输入端输一个标准 j 下弦或三角波信号，观察输出。将采样后的数据逐个读入d s p ，逐个显示在屏上， 当显示的点超过1 7 6 时，屏重新刷新一次，即将全屏点的颜色置为底色，从屏的 第一个点丌始重新画起，此时显示的第一个点是上一个波形的第二个点，如此循 环，则波形完成了显示实时操作。 n 图3 - 5l c d 屏实时显示波形操作流程图 f i g3 - 5f l o wc h a r to fl c dd i s p l a y 3 3 本章小结 通过d s p 产生一个方波信号，送入到c o d e c 进行d a 转换，转换后的信号从c o d e c 的耳机输出口输出到耳机中。其中声音信号的大小可以通过耳机输出音量控制寄 存器进行控制，改变寄存器的设置就可实现不同音量的信号。 在系统中，波形显示部分功能能够实现，可以将输入的模拟信号进行a d 转换， 并将数据读入到d s p 中，在l c d 中显示。 综上，系统的发声与显示部分能够实现功能。 4 1 输入保护电路 4 硬件电路设计 用电极采集脑电信号时，外界的射频信号或高压信号是无用信号，但会同时 被采集进电路中，对信号的采集质量及电路的安全性产生影响，应首先被滤除。 基于采集到的a b r 信号非常微弱，前端宜采用差分放大形式。 为了滤除外界的射频信号，在电极输入端通过r c 低通滤波电路将该高频信号 滤除，两路输入端各有一个r c 低通滤波，保持电路平衡瞄。如图4 1 ：c l a 和r l a 、 c l b 和r l b 分别在同向和反向构成低通滤波器。这两个低通滤波器截止频率的匹配 很重要，否则共模信号将会被转换为差模信号。c 2 在高频段将输入“短路”，能 在一定程度上降低这种匹配要求，c 2 值的大小应该至少为c 1 的l o 倍。 - 图4 - 1r c 低通滤波电路 f i g4 - 1r cl o wp a s sf i l t e r 射频信号是大于2 0 k h z 的信号。因此上述的r c 低通滤波截止频率厂0 设为 2 0 k h z ，根据公式： f o = 1 2 ：r r l 。( 2 c 2 + c l 。) = 1 4 2 ：r r l 。c l a ( 1 ) 辛r l 。c l 。一3 8 1 0 7 取电阻r 。为3 6 k 和电容c l 。为1 0 0 p f ，实际测得截止频率为2 1 k h z ，在2 0 k h z 处衰减约2 8 d b ，基本满足条件。 高压信号对电路的影响主要体现在会造成有用信号的丢失及损坏元件，有用 信号非常微弱，往往都是加载在高压信号中，当该高压信号幅度过大，进入运放 中产生失真时，有用信号一同被丢失；同时高压信号可能会损坏电路元件，造成 永久性损坏。通过二极管及缓冲级的运放构成电压限幅，控制输入端的电压范围， 如图4 2 ，两个二极管并联，反相接在运放的两个输入端，将输入信号大小控制在 正负( 5 + 0 7 ) v ( 5 v 是运放电源电压、最大输出电压，0 7 v 是二极管的压降) ， 同时可以防止外部的静电干扰。虽然标准的保护电路是把二极管反向接在运放输 入端与地之间，但这样由于二极管的泄露电流的存在会很大程度的降低电路的输 入阻抗，因此不采用这种方法。 由于人体生理电信号非常微弱，诱发脑电更是在微伏级别，而人体的阻抗很 大，头皮和颅骨、电极和头皮之间有几十千欧的阻抗，这些阻抗都会对人体电信 号产生分压，减小电极采集端采集到的信号强度。为了更完整的采集到信号，提 高对信号的提取能力，需要增加电路的输入阻抗，因此缓冲级采用跟随器模式增 加电路输入阻抗，选用高输入阻抗、高共模抑制比( c m r r ) 的运放实现。同时前 级的运放要有很低的偏置电流，减小对前端电极的影响，避免极化电极而产生极 化电压，造成直流偏移。 为了防止前端电极被极化，电路中的偏置电流要非常小。场效应晶体管( f e t ) 输入阻抗高，噪声小，功耗小，广泛应用与各放大电路中，最重要的是f e t 运算 放大器有着很小的偏置电流和很高的阻抗，其中a d 8 6 2 6 和a d 8 2 2 0 就是f e t 运算 放大器。a d 8 6 2 6 常被用于缓冲电路中，偏置电流最大i p a ，高c m r r ，且该运放 内部有e s d 保护电路，但是为了防止高能量的静电放电对器件造成永久性损坏， 在使用该运放时，前端最好再接入上述所说的保护电路“。具体实现电路如下图 4 2 ： 图4 2 输入保护电路 f i g4 - 2p r o t e c t i o nc i r c u i t 1 4 4 2 共模抑制电路 共模抑制电路即常说的右腿驱动电路，选用普通的双运算放大器来实现。如 上图4 - 2 ，从电阻r 1 0 3 和r 1 0 4 的公共端可提取出共模电压k 。共模抑制电路如 下图4 - 3 所示，经电压跟随器提高输入阻抗后，再经过放大器的反向放大后，将 反向的共模信号反馈到人体，与原来的人体共模电压相加，形成共模电压负反馈， 即构成人体地共模反馈电路，大大减小共模电压的输入值，从而提高电路对工频 干扰的能力比。其中电阻r 1 2 1 的选择要考虑保证人体的安全性，不能使流入人体 的电流超标瞄“。 、， 。 l + 5 4 3 前置放大电路 图4 - 3 共模抑制电路 f i g4 - 3c m r rc i r c u i t 除了外界环境会对被测信号产生干扰外，微弱的信号还常常被淹没于测试系 统内部的噪声中。抗干扰和低噪声是构成生物信号测量的基本条件，因此当前置 电路的抑制干扰能力不够时，其输出的工频干扰电压可达几百毫伏甚至几伏，给 微弱信号的采集带来极大的困难。为了更好的检测诱发脑电信号，i i i 置电路要在 抑制共模干扰方面有较好的效果，因此除了保证两个输入端电路的对称性外，元 器件的选择也非常重要川驯u 引。 在诱发脑电信号的整个采集电路中，前置放大器对信号采集的影响最大，它 不仅有助于提取有用的脑电信号，也可以将干扰信号降低到最低水平：同时在生 物信号检测电路中，处理微弱信号时前置放大器宜用仪表放大器，其精度高、电 噪声小、输入阻抗大，所以本系统设计采用a d 8 2 2 0 仪表放大器。a d 8 2 2 0 是结型场 效应管输入仪表放大器，输入偏置电流小于2 0 p a ，满足前端偏置电流小的要求， 且a d 8 2 2 0 也有很高的输入阻抗和共模抑制比c m r r 。 前置放大电路处理的信号中还混有许多噪声，如直流电压、5 0 h z 工频干扰、 其余低频和高频干扰，当有用信号和这些噪声同时采集进电路时，如果f ； 置放大 倍数过大，则噪声同样被放大_ o 噪声幅度过大不利于后级处理，将很难有效去除 噪声，甚至可能使前置放大运放产生饱和，电路不能正常工作。因此将放大倍 数控制在1 0 倍，即使有毫伏级的大噪声进入电路，放大1 0 倍后也不会对有用信 号产生影响。如下图4 - 4 所示： 图4 4 前置放人电路 f i g4 - 4p r e a m p l i f i e rc i r c u i t 4 4 隔直高通滤波电路 前端电路将有用信号采集并放大1 0 倍，此时信号仍处于微伏级，而直流干扰 和共模干扰等噪声能达到毫伏缴，远远大于有用信号。因此在前置放大电路后设 计个隔直的高通滤波器，滤除直流干扰。直流干扰除了采集端引入的直流电压 外，眼电、肌电以及测量人的轻微的运动引起的干扰信号往往也会使信号基线产 生漂移。同时a b r 信号主要采集1 k h z 的频段的信息，低频信号的滤除不会对有用 信号的完整性产生太大影响。二阶高通巴特沃斯滤波器的滤波斜率1 2 d b o c t a v e ， 既能将小于1 h z 的直流信号衰减8 0 d b 左右，同时也能部分滤除低频5 0 h z 工频信 号、自发脑电、眼电等干扰信号。如下图4 5 所示，该部分电路对运放没有高的 要求，选用普通的双运放l m 3 5 8 即可。 1 6 r 1 0 6 4 55 0 n z 陷波器 图4 - 5 隔直高通滤波器 f i g4 - 5h i g hp a s sf i l t e r 人体所处的环境中有大量的电气设备，这些设备的周围空间电磁场频率主要 是5 0 h z 。由于人体自身存在的分布电容，工频信号极易引入人体，而且强度远比 诱发脑电信号大。工频干扰包括5 0 h zj 下弦信号及其谐波，在一定环境下频率相对 稳定，但有微小的的波动。 通常我们所说的5 0 h z 工频干扰实际上频率不仅仅只有5 0 h z ，还包括其整数倍 的谐波频率，但其幅值比5 0 h z 的干扰小。上述所说5 0 h z 工频干扰会存在漂移的 现象，因此4 9 5 h z 5 0 5 h z 范围的频率都当视为工频干扰，因此陷波的频