脑电接触阻抗精确测量系统设计与实现

文斌，叶继伦, ，张旭,，袁懋结，刘杰

1 深圳大学 医学院 生物医学工程系，深圳市，518060

2 广东省生物医学信号检测与超声成像重点实验室，深圳市，518060

3 深圳市生物医学重点实验室，深圳市，518060

0 引言

近年来，脑电在脑机接口领域以及脑疾病诊断中有着广泛的应用。这些领域的应用离不开可靠的脑电信号。在采集脑电信号时，如果遇到接触电极的松动或脱落，那么采集到的脑电信号受干扰大，这影响信号的质量及检测的可靠性，若不及时处理，很有可能造成误诊等一些不良影响。在采集过程中，及时判断出有没有出现接触电极松动及脱落状态，给出报警很有必要。电极出现松动或脱落，电极与皮肤接触阻抗也会相应的变高。脑电电极-皮肤的接触阻抗大小与脑电信号质量好坏有着很大的关系。接触阻抗越大，表示电极与皮肤接触不好，采集的脑电信号质量可靠低；接触阻抗越小，表示电极与皮肤接触良好，采集的脑电信号质量可靠性高。因此，对脑电接触阻抗的监测在脑电信号采集中有着重要意义。

1 接触阻抗检测原理与方案设计

1.1 阻抗检测原理

人体组成的基本单元是细胞，细胞主要由细胞内液和细胞膜组成，细胞与细胞之间存在着大量的细胞外液和细胞间质。在一定安全电流的刺激之下，生物组织和器官的电特性会呈现欧姆定律的变化规律，此方法具有无创、无害、实时和操作方便等优点[1]。

根据ZHU等[2]提出的模拟理论，人体阻抗模型可以等效成图1(a)。Ri表示电极与皮肤之间的接触电阻，Rs表示皮肤电阻，Cin为皮肤与脂肪之间的电容，Cf、Rf表示脂肪中的阻抗和电容，Re表示细胞外液的阻抗，Cm、Rm表示细胞膜电容和细胞内阻，Rb为骨骼电阻。在激励信号频率低于1 MHz时，细胞膜的导电性能较差，细胞内液和细胞外液的介电特性弱。因此人体等效阻抗模型能够进一步简化为图1(b)。根据频散理论，激励信号的频率在10～100 kHz，激励电流小于1 mA，人体组织会随着刺激频率的提高导电性能也随着变好，并且人体内部阻抗通常不到100 Ω，而人体的皮肤接触电阻通常在5～50 kΩ[3]。相对于皮肤接触阻抗，可以忽略不计人体内部电阻对皮肤接触电阻的影响。

图1 人体阻抗等效图Fig.1 The equivalent circuit model of body impedance

本文是将信号发生器芯片产生的频率为50 kHz，电流为10 μA的方波作为激励信号，使用模拟选择开关循环将激励信号注入测试电极；将反馈的信号进行滤波、放大、解调等处理，使用高精度模数转换AD进行采样；将AD采集到的值进行转换，利用欧姆定律，计算接触阻抗[4]。由于产生的激励信号的电流会有一定的误差，同时脑电电极-皮肤接触阻抗会随着时间的变化而变化[5]。为减小这些因素带来的误差，在系统中加入了高精度、低温漂精密电阻进行定标，每隔5 min重新进行定标和阻抗测量，这样能够更精确地测量电极-皮肤接触阻抗，能够很好地保证采集到可靠的脑电信号。

1.2 系统整体方案

本接触阻抗测量系统由高频激励模块、反馈信号处理模块、AD模块、主控模块、电源模块等组成。系统的整体功能框图如图2所示。

图2 接触阻抗测量系统功能框图Fig.2 The system of impedance detection acquisition system

2 系统硬件设计

2.1 高频激励产生电路

本文中的高频激励信号使用美信MAX038芯片产生频率为50 kHz，占空比为50%，幅值为±2 V的方波激励信号。该芯片具有输出信号频率稳定性好，波形分辨率高，失真度小，频率和占空比可单独调节等优点。

2.2 恒流源产生电路

在生物组织电阻抗测量系统中，为保证系统的测量安全，电流一般不超过1 mA[6]。为提高输出阻抗，如图3所示，使用改进型HOWLAND电路将方波激励信号转变成10 μA，频率为50 kHz的恒流源激励信号。其中图3中的5个电阻必须构成一个平衡电桥即：

此时输出电流Io只与电阻R5有关，即：

根据所需要的的恒流源激励信号设置R3=R6=R7=1 MΩ，R4=900 kΩ，R5=100 kΩ。将产生的恒流源激励信号通过模拟开关注入到需要测量阻抗的通道。

图3 改进型Howland恒流源电路Fig.3 Improve Howland constant current source circuit

2.3 前级放大电路

正常连接情况下，电极与皮肤的接触阻抗一般在5～50 kΩ之间，此时反馈回来的电压信号在毫伏级，需要将反馈的信号进行放大。由于反馈回来的电压信号幅值在100～500 mV之间，运放采用双电源供电，防止放大倍数过大信号出现失真现象，如图4所示，这里R8=10 kΩ，R9=70 kΩ，放大倍数为8倍。

图4 前级放大电路Fig.4 The front amplifier circuit

2.4 解调和低通滤波电路

通过放大之后的信号幅值大约在1～4 V之间，信号频率为50 kHz，为使得AD能够正常采集信号，使用检波二极管将信号进行解调，解调后的信号经过一个低通滤波器，之后进入24位AD进行采样。本文采用的是二阶低通滤波器，截止频率大约为40 Hz，电路如5所示。

图5 解调和低通滤波电路Fig.5 Demodulation and low pass filter circuits

3 系统软件设计

在系统软件配置方面，主要包括各模块的硬件初始化以及定时中断、串口、GPIO口等。使用定时器中断进行AD采样，读取AD转换的数字信号，通过计算判断实际阻抗值是否大于阈值。为保证采集到脑电信号的可靠性，阻抗阈值设置为50 kΩ。若所测接触阻抗大于50 kΩ，系统报警提示阻抗过大，此时需要人工干预调整电极状态，一直到阻抗通过测试为止。软件流程图如图6所示。

图6 软件流程图Fig.6 Software flow pattern

4 系统测试

4.1 测试过程

在整个系统自检完成之后，将进行阻抗测量。将50 kHz、10 μA恒流源激励通过模拟开关电路，注入需要测试的电极。系统测试示意图，如图7所示。

其中A、B、C、D为测量脑电的四个电极，ZA、ZB、ZC、ZD分别为四个位置所对应的阻抗，Io为注入测试通道的激励电流，S1、S2为开关，S3为芯片内部选择开关，R1、R2分别为精度为0.05%，阻值为10 kΩ、30 kΩ的高精密、低温漂定标电阻。

图7 系统测试示意图Fig.7 Schematic diagram of system test

当MCU控制芯片内部连接S3连接到3时，此时将S1闭合，S2断开，激励电流通过电极A到电极B形成回路，将采集到的信号进行放大、解调、滤波处理之后进入24位高精度AD进行转换，此时得到电压U3和激励电流IO关系：

同理，通过闭合S1，S2断开，激励电流通过MCU控制芯片内部开关分别注入到5，6得到：

此时将S2闭合，S1断开，激励电流通过MCU控制芯片内部开关分别注入到5，6，可得到：

由于产生的恒流源激励信号是使用模拟电路产生的，电阻电容均有误差，产生的恒流源精确度并不高，如果直接进行计算误差将会很大，为解决此问题，电路中引入R1和R2用于定标计算。

当MCU控制芯片内部开关S3连接到1时，此时得到电压U1和激励电流IO关系：

同理当内部开关连接2时，存在：

由于IO恒定不变，则测量电阻与定标电阻存在关系为：

电极与皮肤的阻抗正常范围在5～50 kΩ，本系统为保证能够测量到正常范围的阻抗，设计阻抗测量范围是2～150 kΩ。当阻抗值在0～30 kΩ之间，使用R1进行定标计算；当阻抗值大于30 kΩ时，使用R2进行定标计算。这样避免了模拟电路产生恒流源精确度不高和系统噪声对阻抗测量精度的影响。为减小系统的误差，按照此方法每隔5 min进行一次阻抗测试。

由于U1、U2、U3、U4、U5、U6由外部AD转换得到，是已知的，R1、R2也是已知的。可以通过联立（3）～（10）方程组分别求出ZA，ZB，ZC，ZD。将计算得到的阻抗值与设置的阈值进行比较。如果小于50 kΩ，则表示此信号通道的电极-皮肤接触阻抗通过测试，向上位机发送通过阻抗测试标志；反之，则表示电极-皮肤接触阻抗测试不通过，向上位机发送未通过阻抗测试标志，系统进行报警提示阻抗过大，此时需要人工进行调整相应的电极状态，一直到阻抗通过测试为止。

4.2 测试结果

为了测试此系统的测量精度，使用了精度为0.1%阻值为2～150 kΩ之间的36个不同值的电阻，进行3次测量求平均值，测量数据与参考数据拟合曲线如图8所示。表1显示实测阻值与参考阻值的偏差，其中mean为实测阻值与参考阻值的平均偏差，SD是实测阻值与参考阻值的偏差的标准差。

图8 数据拟合曲线图Fig.8 The graph of data fitting

表1 测量阻值与参考阻值偏差Tab.1 The deviation between measured and actual resistance

由实测阻值和参考阻值中的平均误差的绝对值为0.385 6 kΩ，标准差为0.624 5 kΩ，可以得出实测阻值与参考阻值的偏差很小。由数据拟合曲线图可以看出，在2～50 kΩ时，实测阻抗值很接近参考阻值，数据拟合度很好；在50～100 kΩ时，虽然误差有所增加，但是此时的数据拟合程度仍然较好；在100～150 kΩ时，由于电阻本身也有误差，随着阻值的增大，电阻的误差也会相应的增大，此时实测阻值与参考阻值偏差有所增加是正常的，导致数据拟合度相较于100 kΩ以下略有降低，但是仍然在误差允许的范围内，不影响系统对于接触电阻状态的定量判别。

5 总结

本文基于生物电阻抗测量方法，设计出一种精确脑电电极-皮肤接触系统。该系统大大地降低了由于使用模拟电路产生高频激励信号不精确和外界因素造成的误差，提高了测量的精确性，可以实时、精确实现对脑电监测过程中的电极接触电阻监测，从而评判电极的接触状态，以保证脑电信号采集的可靠性。上述系统可以直接应用在多导联脑电采集系统中，进行电极接触电阻的监测，具有极好的应用价值，目前已经应用在所开发的4通道脑电监测系统中，后续将继续开发16/32通道的脑电检测系统，为脑电诊断提供优质的检测平台。