多通道腦電波量測系統之研製

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(1)國立臺灣師範大學機電科技學系碩士論文. 指導教授：葉榮木博士蔡俊明博士. 多通道腦電波量測系統之研製 Design and Implementation of a Multi-Channel EEG Acquisition System. 研究生：許育財. 撰. 中華民國九十七年七月.

(2) 目錄圖目錄 ........................................................................................................... v 表目錄 ........................................................................................................viii 致謝 ..............................................................................................................ix 摘要 ............................................................................................................... x Abstract ........................................................................................................xi 第一章緒論 ............................................................................................1-1 1.1. 研究背景 ...................................................................................... 1-1. 1.2. 研究動機及目的 .......................................................................... 1-1. 1.3. 研究流程 ...................................................................................... 1-2. 1.4. 論文架構 ...................................................................................... 1-3. 第二章理論背景 ....................................................................................2-1 2.1. 腦電波簡介 .................................................................................. 2-1. 2.2. 頻帶定義 ...................................................................................... 2-1. 2.3. 電極佈置定義 .............................................................................. 2-2. 2.4. 電極組合(Montage)模式 ............................................................. 2-5. 2.5. 腦機介面系統 .............................................................................. 2-5. 第三章腦電波量測系統設計 ................................................................3-1 3.1. 系統概述、架構及規格.............................................................. 3-1 ii.

(3) 3.2. 腦電波放大電路設計.................................................................. 3-3 3.2.1 3.2.2 3.2.3 3.2.4 3.2.5 3.2.6. 附帶積分回授的儀表放大輸入級(Stage 1)................................. 3-5 共模抵補電路(Stage 2)................................................................. 3-8 前置低通濾波的反向放大級(Stage 3)....................................... 3-10 前置低通濾波的可變增益輸出級(Stage 4)............................... 3-13 偏壓與截波電路(Stage 5)........................................................... 3-16 放大電路整合 ............................................................................. 3-18. 3.3. 資料擷取設備 ............................................................................ 3-21. 3.4. 應用軟體設計 ............................................................................ 3-22 3.4.1 LabVIEW 簡介 ........................................................................... 3-23 3.4.2 前置面版設計 ............................................................................. 3-24 3.4.3 程式方塊圖設計 ......................................................................... 3-27 3.4.3.1 檢視設定程序設計 ..................................................... 3-28 3.4.3.2 事件驅動程序設計 ..................................................... 3-30 3.4.3.3 資料存檔程序設計 ..................................................... 3-32 3.4.4 程式運作流程 ............................................................................. 3-34. 第四章印刷電路板佈局 ........................................................................4-1 第五章實驗設計及系統驗證流程 ........................................................5-1 5.1. 量測系統架構 .............................................................................. 5-1. 5.2. 量測前校正 .................................................................................. 5-2. 5.3. 實驗流程 ...................................................................................... 5-3. 5.4. 資料處理及分析 .......................................................................... 5-4. 第六章結果分析 ....................................................................................6-1 6.1. 6.2. 分析方法 ...................................................................................... 6-1 6.1.1. 誤差評估方式 ............................................................................... 6-1. 6.1.2 6.1.3. 相似度評估方式 ........................................................................... 6-2 相關係數評估方式 ....................................................................... 6-4. 誤差評估結果 .............................................................................. 6-4 iii.

(4) 6.2.1 6.2.2. 時域分析結果 ............................................................................... 6-5 頻域分析結果 ............................................................................... 6-9. 6.3. 相似度評估結果 ........................................................................ 6-13. 6.4. 相關係數評估結果.................................................................... 6-13. 6.5. 頻帶評估結果 ............................................................................ 6-14. 第七章結論與未來展望 ........................................................................7-1 7.1. 結論 .............................................................................................. 7-1. 7.2. 未來展望 ...................................................................................... 7-2. 參考文獻 ....................................................................................................8-1. iv.

(5) 圖目錄圖 1.1 研究流程圖 ............................................................................................ 1-2 圖 2.1 腦電波頻帶定義 .................................................................................... 2-2 圖 2.2 大腦皮質區域之功能 ............................................................................ 2-3 圖 2.3 國際 10/20 標凖電極定義示意圖 ......................................................... 2-3 圖 2.4 國際 10/20 標凖電極佈置(美國腦電學會重繪版) .............................. 2-4 圖 2.5 國際 10/20 標凖 64 電極佈置圖 ........................................................... 2-4 圖 2.6 腦機介面的標準架構 ............................................................................ 2-6 圖 2.7 腦機介面的應用實例 ............................................................................ 2-6 圖 3.1 腦電波量測系統架構 ............................................................................ 3-1 圖 3.2 腦電波放大電路架構 ............................................................................ 3-4 圖 3.3 儀表放大電路 ........................................................................................ 3-6 圖 3.4 儀表放大級及積分回授電路 ................................................................ 3-8 圖 3.5 共模抵補電路 ........................................................................................ 3-9 圖 3.6 共模抵補電路增加前後訊號量測比較 .............................................. 3-10 圖 3.7 主動式 RC 低通 2 階濾波器(Sallen Key) ............................................3-11 圖 3.8 前置低通濾波之運算放大電路 .......................................................... 3-12 圖 3.9 低通濾波前後訊號量測比較 .............................................................. 3-13 圖 3.10 數位電阻器內部結構與示意圖 ........................................................ 3-14 圖 3.11 數位電阻器 MCP41X1 方塊圖......................................................... 3-15 圖 3.12 前置低通濾波之運算可變增益電路 ................................................ 3-16 圖 3.13 直流偏壓電路 .................................................................................... 3-17 圖 3.14 截波偏壓 ............................................................................................ 3-18 圖 3.15 單通道腦電波放大電路完整設計圖 ................................................ 3-19 圖 3.16 多通道腦電波放大電路完整設計圖 ................................................ 3-20 v.

(6) 圖 3.17 資料擷取設備 USB-6009 外觀及電路圖......................................... 3-21 圖 3.18 模擬室溫監測(LabVIEW 範例)........................................................ 3-24 圖 3.19 應用軟體前置面板設計 .................................................................... 3-25 圖 3.20 程式方塊圖設計一覽 ........................................................................ 3-27 圖 3.21 應用軟體檢視設定程序 .................................................................... 3-29 圖 3.22 應用軟體事件驅動程序(存檔按鈕) ................................................. 3-31 圖 3.23 應用軟體事件驅動程序(時間旋鈕) ................................................. 3-32 圖 3.24 應用軟體資料存檔程序 .................................................................... 3-33 圖 3.25 應用軟體程式流程 ............................................................................ 3-34 圖 4.1 印刷電路板佈局 .................................................................................... 4-2 圖 4.2 印刷電路板成品空板 ............................................................................ 4-4 圖 4.3 四通道腦電波放大電路成品 ................................................................ 4-5 圖 4.4 連接器外觀 ............................................................................................ 4-5 圖 5.1 量測系統架構 ........................................................................................ 5-1 圖 5.2 增益校正前後訊號量測比較 ................................................................ 5-3 圖 5.3 量測實驗流程 ........................................................................................ 5-3 圖 5.4 量測實驗電極佈置 ................................................................................ 5-3 圖 5.5 資料前處理及分析流程 ........................................................................ 5-4 圖 6.1 受測者 1 時域比較圖(清醒) ................................................................. 6-6 圖 6.2 受測者 1 時域比較圖(閉眼) ................................................................. 6-6 圖 6.3 受測者 2 時域比較圖(清醒) ................................................................. 6-7 圖 6.4 受測者 2 時域比較圖(閉眼) ................................................................. 6-7 圖 6.5 受測者 3 時域比較圖(清醒) ................................................................. 6-8 圖 6.6 受測者 3 時域比較圖(閉眼) ................................................................. 6-8 圖 6.7 受測者 1 頻域比較圖(清醒) ............................................................... 6-10 vi.

(7) 圖 6.8 受測者 1 頻域比較圖(閉眼) ............................................................... 6-10 圖 6.9 受測者 2 頻域比較圖(清醒) ................................................................6-11 圖 6.10 受測者 2 頻域比較圖(閉眼) ..............................................................6-11 圖 6.11 受測者 3 頻域比較圖(清醒).............................................................. 6-12 圖 6.12 受測者 3 頻域比較圖(閉眼) ............................................................. 6-12 圖 6.13 受測者 1 清醒與閉眼頻帶比較圖 .................................................... 6-16 圖 6.14 受測者 2 清醒與閉眼頻帶比較圖 .................................................... 6-16 圖 6.15 受測者 3 清醒與閉眼頻帶比較圖 .................................................... 6-17. vii.

(8) 表目錄表 3.1 腦電波量測系統規格 ............................................................................ 3-2 表 3.2 儀表放大器 INA326 基本規格 ............................................................. 3-6 表 3.3 資料擷取設備(DAQ USB-6009)主要規格......................................... 3-22 表 3.4 前置面版功能說明 .............................................................................. 3-26 表 3.5 事件驅動程序列表 .............................................................................. 3-30 表 4.1 腦電波放大器 D 型連接器接腳描述 ................................................... 4-3 表 6.1 時域訊號差異比較表 ............................................................................ 6-5 表 6.2 頻域訊號差異比較表 ............................................................................ 6-9 表 6.3 趨勢相似度比較表 .............................................................................. 6-13 表 6.4 相關係數比較表 .................................................................................. 6-14 表 6.5 各頻帶訊號能量差異比較表 .............................................................. 6-15. viii.

(9) 致謝研究所之時光匆匆而逝，二年的光陰，承蒙指導教授葉榮木博士及蔡俊明博士在學業、研究及生活上的諸多指導與教誨，使學生受益良多。此外，感謝口試委員李炯三博士及陳弘斌博士所給予之建議與協助，並提出之諸多精闢見解，使論文內容更臻完善。其次，感謝研究室學長許溥鑫、邱柏智、陳致仰、王勝均、鄔誌仁、戴宏運與林茂元，同學李超然，學弟石曜嘉、邱建中、廖宇聰、陳奕成與張國煌在學業上的指導與生活上的相互扶持。最後要感謝我的家人，父親許明通先生，母親林介彗女士及妹妹沛甄、碧玲及女友鈴珺。感謝他們的體諒與支持，使我得以無後顧之憂，專心於研究上。. ix.

(10) 摘要腦機介面(BCI, Brain Computer Interface)提供一個全新的通訊方式，使因神經肌肉受損或患有肌肉萎縮性脊髓側索硬化症等病患，可以透過腦部的活動直接控制外部的裝置，而不需經過神經及肌肉的媒介。但是腦機介面的相關設備，不僅昂貴且體積龐大，對於腦機介面的普及，實不是一項優勢。因此，本研究目的在於研製一多通道、低成本、小體積及模組化之腦電波擷取系統。本系統包含基本的電子電路，可調適增益放大器、交換式電容濾波模組及以 LabVIEW 為平台所設計之應用軟體。硬體設計上，以驅動右腳線路消除共模雜訊，以單晶式交換式電容濾波器，取代傳統主動 RC 濾波器降低頻率偏移，以數位電阻器取代傳統可變電阻，提高精確度，去除人為調整造成之誤差。印刷電路板佈局上，加入模組化的概念，使腦電波放大電路可進行堆疊，擴充通道數。製作完成後，將本系統與腦電波專業量測儀器 NuAmps 進行比較。結果顯示，誤差評估在時域上的誤差平均值與標準差分別為 0.1809 伏，及 0.1153；在頻域上誤差平均值與標準差分別為 0.0606 伏及 0.167。趨勢相似度評估的相似度平均為 83.25%。相關評估的相關係數可達 0.8 以上。根據實驗結果，說明所研製之多通道腦電波量測系統具可行性。未來期望能將本系統與嵌入式系統做結合，可協助行動不便之使用者獲得更好的生活品質。關鍵字：腦機介面、腦電波、可調式增益、放大器、交換式電容濾波器。. x.

(11) Abstract Brain Computer Interface (BCI) provides a novel communication method for patients with neuromuscular disorders or amyotrophic lateral sclerosis to directly control external devices with their brain activities, without pass conventional motor output pathways of nerves and muscles. However, the BCI relevant equipment is expensive and bulky, it is hard to be popularized. The objective of this research is to design and implement a multi-channel, low cost, small-volume and modularized Electro-Encephalo-Gram (EEG) acquisition system. The system consists of fundamental circuits, the programmable gain amplifiers, the switch capacity filter modules and the LabVIEW-based application software. Concerning the design of hardware, the Drive Right Leg (DRL) is adopted to reduce the common-mode noise. The switch capacity filter is used to replace the traditional active RC filter to reduce the drift of frequency. The digital potentiometer is used to replace traditional rheostat to increase the accuracy and reduce the error caused by artificial adjustment. The concept of module is introduced into the layout of Printed Circuit Board (PCB) to increase the numbers of channel through circuit stacking. After the system is developed, the measurement performance of the system is compared with the NuAmp which is a professional instrument of BCI. The results show that the average error and the standard deviation are 0.1809 volts and 0.1153, respectively. In frequency domain, the average error and the standard deviation are 0.0606 volts and 0.167, respectively. The average of trend similarity is 83.25%. The correlation coefficient is larger than 0.8. According to the experiment results, the system is feasible. In the future, the system can be integrated with an embedded system for benefits disabled persons. Key word：BCI, EEG, Programmable Gain, Amplifier, Switch Capacity Filter.. xi.

(12) 第1章第一章緒論緒論本章將概略說明腦機介面的研究背景，並就研究動機及目的加以闡述。另外，論文結構及研究流程亦會於本章中說明。. 1.1. 研究背景自德國精神科醫師漢斯伯格(Hans Berger)首次成功的記錄到人類大腦. 皮質上之活動迄今已七十餘年。在這數十年中，人類對於大腦皮質上活動之興趣，有增無減。相關研究研究儀器也陸續的被開發出來。在早期，此類的研究需要依靠大型主機來進行大量資料的運算，相關的訊號記錄儀器也相當昂貴。隨著相關技術的進步，使個人電腦效能的提升，資料的運算不再需要依靠大型主機，但相關的訊號記錄儀器卻仍相當昂貴，推估其原因，不外乎是因小眾市場且市場獨占之原因造成。系統建置的昂貴價格，對於腦機介面的普及，實不是一項利基。另外，雖然現今的資料運算不再需要依靠大型主機，但個人電腦的體積龐大，不易攜帶，不利於可攜式腦機介面之實現。因此，要促使腦機介面的普及化，如何發展一個價位低、體積小之可攜式腦機介面系統，變成一項極為重要之課題[13]。. 1.2. 研究動機及目的要建立一個成功的可攜式腦機介面系統，必須兼顧許多的面向，其中的. 關鍵點包含：如何成功的擷取到有效的腦電波、如何成功的萃取出有效的腦電波特徵、如何進行有效的分類、如何縮小系統體積以及如何進行有效的電源管理等[7]。. 1-1.

(13) 由此觀點可發現，如能致力於前端的腦電波擷取能力提高，獲得更有效的腦電波，便可減輕特徵萃取及分類的負擔，也可提高辨識成功率。不過在一般應用於腦電波醫療診斷上的儀器，不僅造價高昂，系統的體積也相當龐大[11]，成為腦機介面普及化的一大阻礙。因此，本論文之目的在於研製一低成本、小體積之模組化多通道腦電波放大器，並與專業的腦電波儀器進行比對，驗證所研製之系統的可行性。以期能改善成本與體積之問題，為腦機介面的普及化盡一份心力。. 1.3. 研究流程. 圖 1.1 研究流程圖 1-2.

(14) 本研究之研究流程可參閱圖 1.1。首先進行文獻的研讀，接著同時進行硬體電路、軟體介面與驗證實驗的設計。研究架構則可大致區分為硬體設計、軟體設計及實驗設計與驗證三大部分。硬體電路的設計必須經過二次驗證，理論設計完成後，須先在麵包版上進行驗證，接著透過雕刻機，製作電路板，進行第二次驗證後，最後才製作成印刷電路板。軟、硬體設計完成後進行整合測試，通過驗證後，便結合所設計之驗證實驗進行驗證，最後進行結果的分析，並依分析結果進行評估與改善。. 1.4. 論文架構測試本論文共分為七章，各章內容如下第 1 章緒論說明本研究之研究背景、動機、目的與研究流程。第 2 章理論背景說明本研究之相關背景知識及理論。第 3 章腦電波量測系統設計說明本研究所研製系統其軟、硬體之設計概念與設計方法。第 4 章印刷電路板佈局說明本研究所研製之硬體電路其印刷電路板佈局之設計概念。第 5 章實驗設計及系統驗證流程說明為量測實驗的設計與系統驗證的方法與流程。. 1-3.

(15) 第 6 章結果分析系統驗證結果分析與討論。第 7 章結論與未來展望本研究之成果與未來工作與期望。. 1-4.

(16) 第2章第二章理論背景理論背景 2.1. 腦電波簡介提及腦電波研究的發展歷史，就不得不提及最早發現腦電波的英國生理. 學大師理察卡頓(Richard Carton)。1875 年理察卡頓在研究兔子的大腦皮質時發現，兔子的大腦皮質上有一奇特的微弱電波，此電波與呼吸及心跳無關，當兔子受到外在因素干擾時(如麻醉或缺氧)該電波會遭到破壞，且兔子死亡後該電波也隨之消失。其後理察卡頓又發現透過刺激動物身體的各部份，可令腦電波發生不同的變化，進而分析出大腦皮質中各區域之功能，此項研究成果後來成為神經診斷學中誘發電位(EP, Evoked Potential)發展的基礎[7]。 50 年後，德國精神科醫師漢斯伯格(Hans Berger)透過兩根插入人類大皮質的白金電極，首次成功的記錄到人類大腦皮質上的活動。其電波變化與理察卡頓之研究相似。其後，漢斯伯格經過多年的研究紀錄，最後發表所得之成果，由於該電波與大腦皮質的活動有關，因此遂將該電波正式命名為腦電波(EEG, Electro-Encephalo-Gram)[6][7]。事實上，腦電波的產生是由於神經細胞對離子的通透性產生改變所造成，神經細胞之細胞膜可以透過離子通道來決定鈉、鉀、鈣等離子是否可進出細胞內部，被阻隔在細胞膜內外兩側的離子便產生微小的電場，形成活動電位(Action Potential)，持續進行的離子運動過程，造成電場持續不斷變化，也就形成腦電波[7]。. 2.2. 頻帶定義一般在腦電波的研究上，會就腦電波在時間、頻率與空間上的變化進行 2-1.

(17) 分析。從過去的研究中發現，人類處在不同的精神狀態時，其腦波在不同頻率上的變化均不同，因此後來的學者依精神狀態的不同，歸納出頻率範圍，並以希臘字母加以命名，各頻帶都具有其代表之精神狀態[21]。. 圖 2.1 腦電波頻帶定義圖 2.1 為各頻帶的所定義之名稱及其頻率之分布範圍。依頻率低至高(左至右)分別為 δ、θ、α、β 及 γ 頻帶。δ 及 θ 頻帶分別介於 1 ~ 4 赫茲及 4 ~ 8 赫茲，此兩頻帶又稱為慢波頻帶，通常在人類處於睡眠狀態及深度睡眠狀態下會出現較高能量。α 頻帶則介於 8 ~ 12 赫茲，通常在人類處於清醒之閉眼休息狀態下會出現較高能量。β 頻帶及 γ 頻帶又被稱為快波頻帶，其中， β 頻帶介於 12 ~ 30 赫茲，而 γ 頻帶指的是 30 赫茲以上之頻帶，上限未有明確之定義。β 頻帶通常在人類處於清醒之眨眼狀態下會出現較高能量，γ 頻帶在一般人身上之能量通常較低，但在具有多年修行經驗的修行者身上，能發現較高之能量。. 2.3. 電極佈置定義在大腦皮質上的每個區域都有其各自掌管的人體功能，如圖 2.2[33]。例. 如：顳葉主要功能在負責記憶與聽覺，而頂葉則負責皮膚感覺與認知活動。透過功能性的區域分割，各研究團隊便可依其研究目標，選擇對應的區域進行研究。. 2-2.

(18) 圖 2.2 大腦皮質區域之功能但由於大腦皮質區域廣大，為了使研究團隊間在腦電波的量測上有共同的依據，因此在 1958 年，身心理兼神經及解剖學家賀伯特‧漢瑞‧賈斯伯(H. H. Jasper)便提出一測電極的佈置標凖「國際 10/20 標凖電極佈置」。. 圖 2.3 國際 10/20 標凖電極定義示意圖其定義如圖 2.3 所示，該標凖在鼻根(Nasion)到枕骨隆突(Inion)間的建立一縱向的虛擬連線。並將這條線上前、後各 10%的長度作為起點與終點，在這兩點間每隔 20%的長度各設置一個電極。橫向的虛擬連線則是以左、右兩耳的頂點為凖，同樣以各 10%的長度作為起點與終點，每隔 20%的長度各設置一電極[14][20]。 2-3.

(19) 圖 2.4 國際 10/20 標凖電極佈置(美國腦電學會重繪版). 圖 2.5 國際 10/20 標凖 64 電極佈置圖透過此定義，使研究團隊有一可依循的標準，不過由於每個人的大腦皮質區域位置並不完全相同，區域大小也不同，原先所制定訂的電極點數量不足，因此，1991 年美國腦電學會（America Electroencephalographic Society）重新針對原先的「國際 10/20 標凖電極佈置」加以擴充，擴充電極數量至 4 0、64 及 128 個，圖 2.4 為其重繪之電極配置圖，圖 2.5 即為 64 電極佈置之 2-4.

(20) 俯視圖，此擴充之標凖對於腦電波的研究，提供一更加有利的幫助[14]。. 2.4. 電極組合(Montage)模式腦電波電極訊號的獲取方式，一般來說可區分為兩類，分別為參考式組. 合模式(Reference montage)與雙極式組合模式(Bipolar montage)[14][23]。參考式組合模式是指使用一固定電極位置，作為其他電極點的參考。換言之，也就是以一固定電極位置之訊號作為背景訊號，所有其他電極量測之訊號都必須與背景訊號相減後，才能進行比較。一般固定電極的位置，通常會選擇具中性電位的區域，典型的位置通常選擇耳後或耳垂處[14]。雙極式組合模式指的是，參考電極點並無固定於特定位置，而是以任意兩電極間的差異作為紀錄。此組合模式的電極排列並無特定，隨不同的試驗設計與目的而不同[23]。. 2.5. 腦機介面系統腦機介面(BCI, Brain Computer Interface)，指的是可以透過大腦的運作. 直接對外部的裝置進行控制活動的一套系統。根據第一次國際腦機介面會議的定義為，「透過腦機介面，使用者可以使用腦部的活動直接控制外部裝置，而不需要依賴神經及肌肉系統的媒介」[23]。早在腦電波剛被發現的年代，便有人提出此概念，但由於當時個人電腦的運算速度及效力不足，加上沒有完善的腦電波量測設備及有效的演算法，所以遲遲無法有所進展。直到二十世紀初期，由於電子電路技術的提升，使個人電腦的能力大幅提升，腦機介面的相關研究才如雨後春筍般的冒出來[2 3]，近十數年來，國內外各專門研究機構紛紛成立，許多其他領域的專家學 2-5.

(21) 者也開始跨足腦機介面的研究，證明各國對於腦機介面技術的高度興趣。. 圖 2.6 腦機介面的標準架構圖 2.6 為典型的腦機介面之標準架構。標準架構的腦機介面，可區分為訊號擷取、與特徵萃取及分類三部份。訊號擷取部份的功能為將自大腦所取得之微弱電波，透過放大、濾波及凖位修正等各種技巧，取得無雜訊干擾之腦電波，並將該訊號透過類比數位轉換器(ADC, Analog-to-Digital Converter) 轉換成數位資料，並送入電腦端。. 圖 2.7 腦機介面的應用實例由於腦電波資料的維度相當高，如果直接以分類器處理，如此高維度的資料將使分類效率大打折扣，為了提高分類的效率，通常會嘗試在這群資料中，找出某些具代表性的資料點，用來代表整體的資料。透過特徵的萃取，. 2-6.

(22) 便能用較少的資料，取代高維度的腦波資料，達成降低資料維度，提高分類效率的目的。最後將萃取所得之特徵送入分類器進行訓練。經訓練後，分類器便可進行分類，並輸出分類結果。利用此結果可用來控制輪椅，滑鼠等外部裝置。如圖 2.7 即為腦機介面的應用實例，透過電極帽獲得腦電波，經由放大、濾波後，將腦電波轉換為數位資料，接著透過特徵萃取及分類，可達到控制輪椅前進及後退等動作[36]。從實例當中我們能夠清楚感受到，腦機介面最大的應用，在於提供有重大傷殘的人士，一個全新與外界互動的方式。這些傷殘的人士或許因外傷或疾病致使其無法以自主意識控制身體的運動，但透過腦機介面卻得到一個新的解決方式。. 2-7.

(23) 第3章第三章腦電波量測系統設計腦電波量測系統設計本章將完整介紹腦電波量測系統的硬體及軟體的設計概念。首先會先說明整體的系統架構及其功能。接著會就硬體部分的設計做說明，逐級的說明設計的概念與實際的設計方式。最後會說明軟體部分的設計，包含人機介面設計、程式方塊圖設計與程式架構及流程。以下各節將依序說明系統的架構與規格，接著說明腦電波放大器的設計概念與想法，並簡介所使用之資料擷取設備，最後說明應用軟體的設計概念與方法。. 3.1. 系統概述、架構及規格. 圖 3.1 腦電波量測系統架構圖 3.1 為本研究所研製之腦電波量測系統之架構。主要分為三部份： 1.. 腦電波放大電路(Amplifier) 負責進行腦電波的放大及濾波等工作，電路設計有四組腦電波放大電路。可同時進行四組腦電波的處理。. 2.. 資料擷取設備(Acquisition) 負責將類比訊號轉換為數位資料，並透過通用串列匯流排(USB,. 3-1.

(24) Universal Serial Bus)將資料送入電腦中。 3.. 應用軟體(Software) 負責將自資料擷取設備所獲得之資料加以處理，進行即時顯示與分析，也同時進行資料的記錄，以利後續研究分析。. 系統的運作流程首先自電極取得腦電波，此時的腦電波不僅微弱，且帶有許多干擾及雜訊，因此，自各電極所獲得之腦電波訊號必須先經由腦電波放大電路，各自進行放大及濾波等處理過程，以濾除雜訊，還原乾淨且經放大的腦電波。經處理過後的腦電波則透過資料擷取設備，轉換成數位資料，送入電腦中。應用軟體收到來自資料擷取設備的數位資料後，依相關的資訊，將資料加以處理，最後將資料呈現於介面上，也同時進行同步的存檔，以便於後續的研究與分析。表 3.1 腦電波量測系統規格名稱. 規格值. 供應電壓. +5 伏(V). 通道數量. 4 組(Ch.). 電極組合模式. 參考組合式. 電壓增益. 1,000 ~ 20,000. 取樣率. 250 赫茲(Hz). 取樣解析度. 14 位元. 濾波範圍. 0.05 ~ 50 赫茲(Hz). 輸出直流凖位. +1.8 伏(V) / +2.5 伏(V). 輸出訊號擺幅. 0 ~ 3.3 伏(V) / 0 ~ 5 伏(V). 表 3.1 為本系統之規格說明，系統採單電源 5 伏特供應，4 組腦電. 波通道，可同時進行四組腦電波的放大、濾波等處理。腦電波的輸入組合模式為參考組合式(參閱 2.4 節)。電壓增益為可調式，增益範圍介於 1,000 ~ 3-2.

(25) 20,000 倍，依輸入訊號的不同強度，可動態調整。訊號的取樣頻率為 250 赫茲，取樣解析度為 14 位元。濾波範圍為 0.05 ~ 50 赫茲，濾除 0.05 赫茲以下之訊號及 50 赫茲以上之訊號。輸出直流凖位與輸出訊號擺幅設計為兩類，目的是為了因應資料擷取設備的不同供應電壓狀態，若資料擷取設備採 3.3 伏電壓供應，則可調整為直流凖位為+1.8 伏，輸出訊號擺幅 0 ~ 3.3 伏；若資料擷取設備採 5 伏電壓供應，則可調整為直流凖位為+2.5 伏，輸出訊號擺幅 0 ~ 5 伏，調整方式透過電路上的短路器(Jump)調整。. 3.2. 腦電波放大電路設計在人體的構造中，大腦位於頭骨的內部，被頭骨緊密的保護著，此種構. 造使大腦可以獲得完善的呵護，使生命安全獲得最佳的保護。但上述的人體結構造成了在擷取腦電波上的不便。當腦部所發出微弱訊號經由大腦皮質傳遞至大腦皮質表面，再經由頭骨傳遞至頭皮時，腦電位已受到相當大的衰減，訊號由原先數十毫伏(mV, Mi lli-Voltage)大幅的衰減至數十微伏(μV, Micro-Voltage)，若要擷取訊號，則必須經由高倍數的放大，才能使腦電波訊號之振幅能夠滿足類比數位轉換電路的需求。另外一方面，經由層層傳遞所帶來的雜訊也使得訊號雜音比(SN R, Signal Noise Ratio)嚴重的下降，若要獲得有效的訊號則必須經由多階的濾波，才能提高訊號雜音比。再者，由於腦電波通常帶有相當大的直流成分 (約數毫伏)，如不先加以濾除，而貿然進行放大，則結果會造成直流成分過大導致放大器直接呈現飽合狀態，因此放大之前必須先進行直流成分的濾除，才能避免直流成分造成放大器飽合問題之發生。綜合以上問題點，腦電波放大電路的設計上，必須考量放大倍率的設. 3-3.

(26) 計、雜訊及直流成分的濾除等。圖 3.2 則為本研究依以上問題點所提出的腦電波放大電路之架構。大致可區分為五大部分：. 圖 3.2 腦電波放大電路架構 1.. Stage 1 附帶積分回授的儀表放大輸入級此級的主要功能在於利用儀表放大器(Instrumentation Amplifier)高共模拒斥比(CMRR)的特性，除去腦電波訊號中帶有的大量共模訊號，並利用積分回授器，除去腦電波訊號中的直流成分。. 2.. Stage 2 共模抵補電路此級的主要利用驅動右腳線路(DRL, Driven-Right-Leg)[18][24]提供一動態參考凖位，目的是使儀表放大器的兩個輸入端點可以具有同一參考電位，達到大幅抑制共模訊號之功效。. 3.. Stage 3 前置低通濾波的反向放大級此級的主要是利用運算放大器(Operational Amplifier)與交換式電容濾波器[10][19]組合成濾波與反向放大電路，提供低通濾波與訊號放大之功能。. 4.. Stage 4 前置低通濾波的可變增益輸出級 3-4.

(27) 此級的主要是利用數位電阻器與運算放大器構成增益可變的放大電路並加上與交換式電容濾波器組合成濾波與增益可變的反向放大電路，提供低通濾波與訊號放大之功能。 5.. Stage 5 偏壓與截波電路偏壓電路(Voltage regulater)的主要功能是提供電路所需之各種電壓，另外也用於產生直流偏壓以承載腦電波之訊號。截波(Clamp) 線路則是用於輸出保護，避免輸出的電壓擺幅過大，導致後端的類比數位轉換器(ADC, Analog-to-Digital Converter)遭到破壞。. 以下各節將逐級解說各級的詳細功能與作法。. 3.2.1. 附帶積分回授的儀表放大輸入級(Stage 1). 本級的設計重點在於對共模訊號進行拒斥，同時對腦電波上的直流成份加以濾除，並進行訊號的放大。通常在人體上帶有許多的干擾訊號，這些干擾訊號嚴重影響在進行腦電波訊號擷取的效果。這些干擾訊號包含來自外界的雜訊(Noise) ，如市電 50 或 60 赫茲弦波訊號等；或者來自人體內部其他非目標訊號(Artifact)，如眼動訊號(EOG)、肌肉訊號(EMG)等。其中最嚴重的莫過於 50 或 60 赫茲的市電干擾。由於市電干擾訊號強度遠大於腦電波的訊號強度(比例大約數百倍)，因此必須加以去除才能獲得有效的訊號。幸運的是，市電干擾並不針對人體的特定區域產生，也就是說人體的各部分都有此干擾，因此，可將此訊號視為共模訊號，透過具高共模拒斥比(CMRR, Common Mode Rejection Ratio)放大器來進行去除。. 3-5.

(28) 為了有效的排除這些共模訊號，本研究採用具高共模拒斥比的儀表放大器作為輸入放大級，並以德州儀器(TI, Texas Instruments)編號 INA326 之儀表放大器實作輸入放大級。其基本特點整理如表 3.2 所式[30]：表 3.2 儀表放大器 INA326 基本規格名稱. 規格值. 電源供應. +2.7 ~ +5.5 伏. 輸入阻抗. 1010 Ω 以上. 共模拒斥比(CMRR). 114 dB 以上. 雜訊(1/f Noise). 0.8 μVp-p (0.01 ~ 10 Hz)以下. 輸出擺幅(Swing). 20 mV ~ ( Vdd -100 mV). 儀表放大器 INA326 採用單電源供應，免除部分儀表放大器採雙電源供應，需要製備雙電源的不便。其輸入阻抗高達 1010 歐姆(Ω)，共模拒斥比典型值在 114 dB 以上。低頻雜訊僅 0.8 μVp-p，且具高輸出擺幅，擺幅為 20 毫伏至電源電壓以下 100 毫伏處。. 圖 3.3 儀表放大電路圖 3.3 則為儀表放大器 INA326 的典型線路，本研究中本級的設計採用典型線路為設計基礎。其中 E+與 E-為輸入端，O 為輸出端，在本研究中 E+ 端接至目標電極點，如 C3，C4 等電極，E-則接至參考點，如耳後參考點(A1， 3-6.

(29) A2 等)，其放大增益則可透過 R1 ， R2 與 R3 的比值來決定，其計算方式如式 (3.1)所式。另外，INA326 的典型線路附帶有一低通濾波器，可透過 R3 與 C1 的數值來決定適當的高頻截止頻率點，其計算方式如式(3.2)所式。. ⎛ R3 ⎞ ⎟⎟ Gain = 2 × ⎜⎜ + R R 2 ⎠ ⎝ 1. fo =. 1 2πR3C1. (3.1). (3.2). 實作上，此級的增益(Gain)設定為 20 倍，低通濾波器的截止頻率則設為 50 赫茲。透過儀表放大器的處理，確實能有效的降低訊號中的共模成分，提高差模訊號的成分。但由於腦電波訊號中帶有相當大的直流成分，通常直流成分約數十毫伏，但腦電波訊號僅數十微伏。如此大比例的差距，增益的設計過大，則訊號中的直流成分經過放大後，會直接造成輸出進入飽和狀態，無法有效的放大交流成分。但腦電波訊號又過於微弱，若不設計成高增益，又無法取得有效之腦電波。因此，若能將直流成份去除，則可將增益提高，取得有效之腦電波。此問題的解決方式，在一般生理訊號放大電路中，常在前置放大器輸入端加入隔離電容，以避免直流電壓使高增益的放大器進入飽和狀態，但由於訊號源的內阻過高且兩端輸入不平衡，隔離電容會使得共模干擾轉變為差模干擾，結果適得其反，反而損害放大器的性能[11]。. 3-7.

(30) 為了解決此問題，本研究選擇採用直接耦合加以積分回授方式，來達到去除直流成分的需求，其電路如圖 3.4 所示。電路架構在 INA326 的典型線路上，但多增加一積分回授電路(低通濾波器)，其目的在於提供一有條件的回授，當儀表放大器輸出之訊號頻率在截止頻率以下時，則提供較大之回授值，以抑制輸出；反之，當輸出之訊號頻率在截止頻率以上時，回授則較小。其高頻截止頻率計算方式如式(3.3)所示。透過 R4 與 C2 的數值來決定適當的高頻截止頻率點。. 圖 3.4 儀表放大級及積分回授電路. fo =. 1 2πR4C2. (3.3). 實作上，此積分回授電路的截止頻率設為 0.05 赫茲。用意在以濾除訊號中的直流成分，保留交流成分。. 3.2.2. 共模抵補電路(Stage 2). 本級的設計重點在於提供一動態參考凖位，導回人體，以構成一負回授 3-8.

(31) 結構，降低人體上之共模訊號所造成的影響。腦電波訊號在經過高共模拒斥比的儀表放大器處理後，訊號中的共模訊號離論上應被有效的抑制，但實際上由於在人體各處的共模訊號之間，具有些微的相位及振幅的差異，此些微的差異仍會被儀表放大器視為差模訊號加以放大，此問題單靠儀表放大器並無法克服。為了解決上述問題，本研究加入了常應用於生醫訊號放大電路中，作共模訊號抑制的驅動右腳電路(DRL, Driven-Right-Leg) [10][15]。驅動右腳電路的主要目的是將儀表放大器的共模輸出訊號導回人體，構成一負回授的結構，以降低人體上之共模訊號所造成之影響[12]。其電路如圖 3.5 所示，CM 為共模輸出訊號的輸入點，來自儀表放大器(由圖 3.4， R1 與 R2 連接處取得)。訊號經由電壓隨耦器作阻抗匹配，提高推動力，再經反向放大器將放大後的共模訊號，自 DRL 輸出點導回人體皮膚表面。其放大倍率計算方式則如式(3.4)所式，為標準的反向放大器公式，透過. R3 與 R1 的比值來決定。. 圖 3.5 共模抵補電路. Gain = −. R3 R1 3-9. (3.4).

(32) 實作上，本級將增益設定為-20 倍，將訊號導回人體皮膚表面後，進行測試，其實測結果如圖 3.6 所示。圖 3.6(a)為未增加共模抵補電路時，自儀表放大器之輸出端量測而得之；圖 3.6 (b)則為增加共模抵補電路後，自儀表放大器之輸出端量測而得之。比較兩圖可明顯發現，未增加共模抵補電路時，訊號中充斥許多不知名訊號，導致真實腦電波訊號被隱沒在雜亂的訊號中，無法分辨；增加共模抵補電路後，可清楚發現，共模訊號被大幅抑制，保留下來的差模訊號與圖 3.6 (a)比較，明顯清晰許多，可明顯的看到眼動訊號(圖中向下擺動之尖端 (Peak)訊號)。. (a) 增加共模抵補前量測訊號 (b) 增加共模抵補後量測訊號圖 3.6 共模抵補電路增加前後訊號量測比較. 3.2.3. 前置低通濾波的反向放大級(Stage 3). 本級的設計重點在於濾除非目標頻帶(Frequency band)的訊號，並進行訊號的二次放大。經由前兩級的處理後，腦電波訊號中直流成份以及共模訊號被有效的去除，處理後的訊號已可見腦電波之輪廓。雖然訊號可見輪廓，但仍有許多高頻雜訊隱藏其中，因此必須濾除目標頻帶外之訊號後。其次，雖然腦電波的訊號已經過儀表放大器的初級放大，但其訊號仍相當微弱，因此為了將訊號放大至易於觀察及處理的範圍，必須再經過第二級的訊號放大。 3-10.

(33) 為了濾除非目標頻帶之訊號，必須使用濾波器達成此需求。一般常見生醫訊號的濾波器設計上，通常採用運算放大器與電阻、電容所組成之主動式 RC 濾波器，如圖 3.7 所示。ㄧ個運算放大器組成之電路，可產生 2 階濾波的效果，因此若想達成高階數的濾波效果，則可透過串接數級之主動式 RC 濾波器達成[2][11][23]。. 圖 3.7 主動式 RC 低通 2 階濾波器(Sallen Key) 但採用串接數級之方式，必須耗費大量的主動元件與電阻、電容，此舉不但造成成本的提高，也造成電路板面積直線上升之問題。另外，由於濾波器截止頻率設計的準確度完全仰賴電阻與電容的精凖度，但實際的電阻、電容均帶有一定的誤差值，在實務設計上，僅單級濾波器的設計上具有相當的誤差，如多級串接，則此誤差將成指數的成長，造成誤差過大的問題。為了解決以上問題點，本研究採用單晶式濾波器「MAX291」[24]，來改善此問題。MAX29X 系列為美商達拉斯(Dallas Maxim)開發，利用交換式電容(Switching capacitor)為結構所設計之濾波器。交換式電容濾波器的基本原理是以電荷轉移(Charge transfer)技巧，利用兩個相位不重疊(Non-overlapping)的脈波訊號對電容器快速的進行連續充、放電，利用電容器的電荷變化模擬出等效電阻，取代掉主動式 RC 濾波器上的電阻。由於在積體電路中，要實現電阻需耗費相當大面積，另外，阻值的誤差也高達 40%以上。因此，改由電容來取代電阻不僅能大幅降低面積，也 3-11.

(34) 可降低誤差，提高線性度[10]。 MAX29X 系列包含 MAX291 ~ MAX296。其中 MAX291 是以巴特沃茲 (Butterworth)架構所實現之低通濾波器[6][18][24]。以 MAX291 設計之濾波器最大的特點在於，僅需一顆即可獲得 8 階低通濾波的效果，與使用主動式 RC 濾波器所組成之濾波器相較，使用面積上有相當大的差異。另外，MAX 291 的高頻截止頻率之設計，僅需透過一外部電容做調整即可獲得，與使用主動式 RC 濾波器所組成之濾波器相較，更可減少因被動元件累積誤差，造成截止頻率偏移之問題。. 圖 3.8 前置低通濾波之運算放大電路在本級，本研究採用單晶式濾波器「MAX291」取代主動式RC濾波器，所設計之電路如圖3.8所示。圖中左半部為濾波器線路，右半部為典型的反向放大器。觀察圖3.8便可發現，左半部的濾波線路相當簡單，除MAX291 外，只需搭配一顆電容即可。濾波器的高頻截止頻率之設計，可透過式(3.5) 求得。其中 C1 為外部電容，單位為兆分之ㄧ法拉(pf, Pico-Farad)。 f osc 為內部震盪頻率，與截止頻率 f o 具有100:1的關係，單位為千赫茲(KHz, kilo-H z)。右半部的反向放大器，其放大倍率計算方式則如式(3.6)所式，透過 R1 與. R2 的比值來決定。. 3-12.

(35) fo =. f osc 103 ≈ 102 3 × C1. f (kHz ), C ( pf ). Gain = −. R2 R1. (3.5). (3.6). 實作上，本級將增益設定為-20 倍，濾波器的高頻截止頻率設為 50 赫茲。圖 3.9 則為實測結果，圖 3.9(a)為訊號未進行濾波器的時域訊號情況，圖 3.9(b)則為訊號經過 MAX291 的 8 階巴特沃茲低通濾波器後的結果。觀察比較(a)，(b)兩圖可明顯的發現兩者的差異，經過低通濾波器後的訊號，其雜訊完全被濾除。. (a) 低通濾波前 (b) 低通濾波後圖 3.9 低通濾波前後訊號量測比較. 3.2.4. 前置低通濾波的可變增益輸出級(Stage 4). 本級的電路結構大致與前級相同，唯一不同在於將前級原為固定增益之放大電路，改為可變增益的設計。在過去文獻中可發現，其放大電路的增益設計，都採取固定電阻[2][11] [23]、或可變電阻[5]的方式設計。採取固定電阻的設計方式，帶來的問題在於，因為增益固定，無法隨輸入訊號的強弱進行調整，訊號過強時，則輸出 3-13.

(36) 便呈現飽和狀態，訊號過弱時，訊號放大不足，造成處理上的困擾。採取半可變電阻的設計方式，可改善上述問題，但由於可變電阻必須透過人工調整，誤差是相當大的問題。此問題尤其在多通道放大電路設計時尤其重要。由於人工調整的誤差，會造成每個通道的調整結果均不同，每次進行調整的結果也不同。阻值的重現度不良，阻值無法獲得精確的控制。另外，由於可變電阻具有機械結構，結構的疲乏與磨損，均會影響阻值精度。再者，可變電阻非密封結構，濕度與灰塵也會影響阻值精度。綜合以上問題點，可變電阻並不適用於增益調正。為了改善此問題，本研究採用數位電阻器(DP, Digital Potentiometers)，取代可變電阻，避免上述之問題。數位電阻器，顧名思義，是可透過數位方式進行阻值調整的一種電子元件，該元件被廣泛的運用在各種訊號處理的領域。其基本構造與示意圖如圖 3.10 所示。圖 3.10(a)為其內部結構之概念示意圖，圖 3.10(b)則為等效元件示意圖。圖中 A，B 兩點為電阻兩端，W 則為中間接點。. (a) 數位電阻器內部結構 (b) 數位電阻器示意圖圖 3.10 數位電阻器內部結構與示意圖依圖 3.10(a)所示，數位電阻器之原理是透過數位通訊介面，控制多個 C MOS 的開關，致能或除能電路上的等效電阻，進而達到調整 W 的所在位置， 3-14.

(37) 改變 A 至 W 與 B 至 W 的電阻值。數位電阻器可透過程式，以數位通訊介面，直接達到改變電阻值之功能。這點是可變電阻無法達成的功能。由於採取程式控制，排除人為因素，因此不會有每次調整阻值都不同的問題。另外，數位電阻器無機械結構，所以沒有疲乏與磨損問題。再者，數位電阻器為積體電路元件，結構上為密封結構，因此也不受濕度與灰塵的影響。綜合以上問題點，數位電阻器不論在精準度、靈活性、及阻值重現度上都遠遠優於可變電阻。圖 3.11 則為本研究所使用之數位電阻器 MCP41X1[25]，該系列數位元電阻器透過串列周邊介面(SPI, Serial Peripheral Interface)控制，阻值調整的解析度為 28 階，其阻值的調整關係式如式(3.7)所示。其中 Raw 為接腳 A 至 W 間的阻值， Rbw 為接腳 B 至 W 間的阻值。 i 為所調整的階數， Rwhole 則為 A 至 B 兩端的電阻值。. 圖 3.11 數位電阻器 MCP41X1 方塊圖. i 28 − i Raw = 8 × Rwhole , Rbw = 8 × Rwhole 2 2. (3.7). 本級電路設計如圖 3.12。圖中左半部為濾波器線路，與前級設計相同，相關設計請參考前級設定，右半部則為可變增益放大電路，其中的 R1 即為數位電阻器。另外，由於本級為輸出級，為了考量與其它裝置連接時的阻抗 3-15.

(38) 匹配問題，在輸出端多加上一電壓隨偶器，以避免此問題。. 圖 3.12 前置低通濾波之運算可變增益電路透過數位電阻器的阻值調整，可用以修正多通道放大電路間的增益差異。在針對不同強度的輸入訊號時，也可動態調整增益，以獲得最大有效振幅輸出。另外，對於溫度與壽命造成的增益變化，也可透過數位電阻器的阻值改變，獲得改善。實作上，本級濾波器的高頻截止頻率設定與前級相同，定為 50 赫茲，電壓增益則透過數位電阻器控制在-1 ~ -20 倍間。. 3.2.5. 偏壓與截波電路(Stage 5). 本級的目的在於產生電路所需之各種偏壓，其中包含用以承載訊號直流偏壓，以及用以限制輸出電壓範圍的截波(Clamp)電壓。由於本研究研製之放大電路，採單電源方式設計，因此所有的負電位訊號，均會因為接地的緣故，產生截止現象，無法正確被放大。為了避免此問題，所以必須提供一組直流凖位承載腦電波，將腦電波訊號提升到正電壓範圍內。一般的直流凖位設定都設計為電源電壓的一半，以使訊號的正負週都能得到最大的擺幅。以本系統而言，因供應電壓設定為 5 伏，故直流位凖設計為 2.5 伏。另外，考量與 3.3 伏的系統的連接問題，因此電路設計上多增. 3-16.

(39) 加一組 1.8 伏直流凖位，以利連接。此處特別說明，由於無現成之 1.65 伏電壓參考器，因此折衷採用最為接近之 1.8 伏電壓參考器設計。電路設計如圖 3.13 所示，圖中左側為兩組不同之電壓參考器(Voltage R eference)，分別提供 1.8 及 2.5 伏的電壓凖位。圖中右側則為電壓隨偶器，用於提高推動能力。電壓的選擇則透過短路器(Jump)作設定。電壓凖位的產生，本研究捨棄使用電壓調節器(Voltage regulator)，如 7 8xx/79xx，而改用電壓參考器。原因在於一般的電壓調節器調節雖然推動能力較大，但其電壓凖位的漂移(Drop-out)相較於電壓參考器嚴重。一般來說，電壓參考器的電壓誤差通常在(±1%以下)，因此可提供更精凖的直流電壓凖位，減少直流位凖的漂移。但由於電壓參考器的輸出功率較小，無法直接供應電路之需求，因此電路設計上加入由一運算放大器所組成之電壓隨偶器，以提高推動力，補強其缺點。. 圖 3.13 直流偏壓電路腦電波經由放大器濾波及放大後，訊號會接著送往資料擷取設備做類比對數位的轉換。為了避免放大器所輸出的訊號，因不可預期電路問題，導致輸出的訊號超過資料擷取設備所能承受之最大的電壓範圍，而故障燒毀。因此必須在輸出訊號上加以限制，限制其最大的訊號擺幅，限制方式則使用二 3-17.

(40) 極體的基本應用電路「截波電路」。以本系統而言，因供應電壓設定為 5 伏，故透過截波電路將輸出的訊號擺幅限制在 0 ~ 5 伏。另外，與直流位凖電路的設計考量相同，擺幅限制也多增加 0 ~ 3.3 伏的設定。. 圖 3.14 截波偏壓圖 3.14 為截波電路之偏壓設計，圖中左側為 3.3V 之電壓參考器，右側為電壓隨耦器。同樣捨棄電壓調節器，改採用電壓參考器，並利用電壓隨耦器提高推力。電壓的選擇同樣透過短路器(Jump)作設定。. 3.2.6. 放大電路整合. 將前幾節所介紹之各級電路加以組合，即可形成多通道腦電波放大電路，其完整線路設計請參閱圖 3.15 與圖 3.16。圖 3.15 為單通道腦電波放大電路的線路設計，圖 3.16 則是將四組單通道的腦電波放大電路與偏壓電路、數位電阻器等整合，形成本研究所規劃之多通道腦電波放大電路。. 3-18.

(41) 圖 3.15 單通道腦電波放大電路完整設計圖 3-19.

(42) 圖 3.16 多通道腦電波放大電路完整設計圖 3-20.

(43) 3.3. 資料擷取設備腦電波經由腦波放大器濾波、放大後，下一步便是將訊號送往資料擷取. 設備，進行類比對數位的轉換，將類比訊號轉換成數位資料，以利電腦端後續處理。本研究的資料擷取設備，採用美商國家儀器公司 (NI, National Instruments)所發展之資料擷取設備(DAQ, Data AcQuisition)，編號 DAQ USB-6009。透過該設備可在視窗介面下進行數位訊號與類比訊號的輸、出入控制與處理，其外觀參閱圖 3.17，設備之功能則簡列於表 3.3[26][27]。. 圖 3.17 資料擷取設備 USB-6009 外觀及電路圖 DAQ USB-6009 可搭配由美商國家儀器開發的虛擬儀控程式開發平臺 LabVIEW(Laboratory Virtual Instrument Engineering Workbench)或其他程式開發軟體如 Visual Basic, Visual C 等開發工具進行類比輸、出入及數位輸、出入，本研究則借用其類比輸入之功能，進行腦電波的擷取。實作上，本研究將 DAQ 的取樣模式設定為連續取樣，取樣頻率訂為 25 0 赫茲，取樣通道為頻道 0 至 3，共計 4 個頻道，亦即可同時擷取並轉換 4 組腦電波之訊號傳送至電腦端。. 3-21.

(44) 表 3.3 資料擷取設備(DAQ USB-6009)主要規格 USB-6009. 產品編號類比輸入頻道數量. 8 Ch. Single End / 4 Ch. Differential. 取樣速率. 48 k / SPS (Sample Per Sec). 解析度. 14 Bits. 電壓範圍. -10V ~ +10V 類比輸出. 頻道數量. 2 Ch.. 取樣速率. 150 / SPS (Sample Per Sec). 解析度. 12 Bits. 電壓範圍. 0V ~ +5V 數位輸出、入. 3.4. 頻道數量. 12 Ch.. 電壓範圍. 0V ~ +5V (TTL). 應用軟體設計應用軟體的設計重點，可即時的顯示所獲得之腦電波資料於介面上，並. 可提供一圖形化的使用者介面(GUI, Graphic User Interface)，讓使用者能進行各項的互動檢視。所獲得的腦電波資料除了可即時顯示於介面上外，也可將資料記錄於檔案中，以利後續的分析與處理。本研究之應用軟體以 LabVIEW 8.2 為平台，搭配資料擷取設備進行應用軟體各項功能的開發。以下各節將會先針對 LabVIEW 作簡介，接著說明所開發之應用軟體其前置面板的設計與程式方塊圖的設計。. 3-22.

(45) 3.4.1. LabVIEW 簡介 LabVIEW(Laboratory Virtual Instrument Engineering Workbench)為. 美國家儀器所開發之虛擬儀器控制程式開發平台。LabVIEW 以獨特的圖形化方式表現程式語法與結構，藉此進行程式設計，因此又被稱為「G」語言。程式的編寫方式，與傳統的文字式編寫不同，其概念更接近流程圖的設計，採用資料流的概念來編寫程式，因此在程式開發上大部分都僅需透過設定圖示(Icon)的資料流向(進、出)與屬性，就可滿足需求。並提供強大的圖形化元件，可快速建立具專業水準的圖形化使用者介面。 LabVIEW 基本架構包含三部份： 1. 前置面版 (Front Panel)：此部份為圖形化人機介面的設計區塊，如圖 3.18(a)，使用者可以透過鍵盤、滑鼠等輸入裝置，直接於介面上進行互動式操作。 2. 程式方塊圖 (Block Diagram)：此部份為程式運作流程的設計區塊，如圖 3.18(b)，程式架構的建立，輸出入、運算、指令分支、迴圈及事件驅動等，都在此區進行設定。程式中所需要的資料則可透過前置面板由使用者輸入，結果也會經由相同模式回饋給使用者。 3. 圖示與連接器 (Icon & Connector)：圖示則是用以取代傳統文字式語言(如 C, C++)的結構、處理程式等。連接器則是作為資料流的輸出入的端點，用以連接前級的資料輸入與連接下級的資料輸出。圖 3.18 為一模擬溫度監測之範例，用以說明 LabVIEW 的程式設計概念 3-23.

(46) 與方法。其中圖 3.18(a)為前置面板，圖 3.18(b)為程式方塊圖。程式模擬自外界溫度感測器獲得溫度資料，並將溫度變化呈現在介面上。程式的流程說明如下: 1.. 首先透過圖 3.18(b)中編號 1 之圖示(訊號模擬方塊)產生模擬室溫變動的訊號。. 2.. 將模擬室溫訊號送往編號 2 之圖示(波形檢視視窗，對照圖 3.18(a) 編號 2)。. 程式執行後，在圖 3.18(a)上便可看到模擬的室溫變動呈現在波形檢視視窗上。圖 3.18(b)中編號 4 之圖示代表迴圈(灰色外框)，迴圈停止條件透過程式圖 3.18(b)中編號 3 之圖示(虛擬按鈕)控制(對照圖 3.18(a)編號 3)。使用者可透過圖 3.18(a)編號 3 之按鈕控制程式的啟動或停止。. (a) 前置面版 (b) 程式方塊圖圖 3.18 模擬室溫監測(LabVIEW 範例). 3.4.2. 前置面版設計. 應用軟體的前置面板之設計重點，在於提供一便利的圖形化人機介面，供使用者可便利的進行腦電波的檢視與資料的操作等。. 3-24.

(47) 前置面版設計如圖 3.19 所示，圖中各區塊之功能簡列於表 3.4。軟體可同時呈現四組腦電波之訊號。自資料擷取設備所獲得之資料，會轉換成易於了解之資訊呈現於檢視視窗 (圖 3.19 編號 2) 中。. 圖 3.19 應用軟體前置面板設計檢視視窗的更新方式採用流動模式(Sweep mode)，亦即波形會隨時間自視窗左側描繪至右側，到達右側邊界時即返回左側重新繪製，視窗中的垂直線即代表更新點(圖 3.19 編號 11)，亦即垂直線左側為最新擷取之資料，直線右側即為過去一段時間的波形資料。波形之凖位與振幅可透過虛擬旋鈕進行調整。凖位透過凖位旋鈕調整 (圖 3.19 編號 4)，振幅透過振幅旋鈕調整(圖 3.19 編號 5)。凖位旋鈕調整範. 3-25.

(48) 圍介於 1 ~ 10 倍，振幅旋鈕調整範圍介於 -10 ~ 10 伏(凖位)。資料的檢視寬度亦可自行調整，透過時間旋鈕調整(圖 3.19 編號 6)。調整範圍介於 1 ~ 30 秒。程式執行時可透過存檔啟動按鈕(圖 3.19 編號 7)啟動進行同步存檔，以利後續資料分析使用。存檔檔案的路徑及檔名可自行設定(圖 3.19 編號 8)，存檔進行時，指示燈會點亮，提示使用者目前狀態。表 3.4 前置面版功能說明編號. 功能說明. 1. 虛擬電源開關，用於停止程式運作. 2. 訊號檢視視窗，擷取所得之腦電波資料即呈現於此. 3. 訊號檢視視窗之垂直刻度調整區. 4. 訊號檢視視窗之垂直位凖調整. 5. 訊號檢視視窗之垂直增益調整. 6. 訊號檢視視窗之水準刻度調整. 7. 資料存檔啟動按鈕，按下後進行同步存檔. 8. 訊號資料存檔時之目標路徑與檔案名稱. 9. 資料存檔狀態之提示燈號，燈亮時，表示存檔中. 10. 檢視畫面之垂直範圍調整. 11. 指示資料更新點. 檔案記錄格式為純文字方式記錄，檔案結構區分為檔頭與電壓資料兩部份，檔頭為檔案的相關描述與記錄起始時間等，電壓資料部份則為每次取樣時間點的各頻道之電壓值，紀錄方式依頻道編號順序，各頻道間以間隔符號 (Tab)區隔，每筆資料以換行符號做間隔(EOL)，範例如下: [Time] 2008/07/16 [Channel] 0 1 2 [Data] 4.977 4.035 0.036. 3 4.355 3-26.

(49) 4.058 4.969 4.834 … … 4.040 4.918 [EOF]. 3.4.3. 4.132 4.048 4.933 … … 4.060 4.923. 0.066 0.059 0.013 … … 0.033 0.053. 4.340 4.304 4.355 … … 4.475 4.574. 程式方塊圖設計. 圖 3.20 程式方塊圖設計一覽應用軟體的前置面板之設計如圖 3.20 所示。圖中各區塊依其功能可分 3-27.

(50) 為： 1. 「檢視設定程序」(圖 3.20 編號 1) 負責資料檢視相關的處理，包括資料解取設備的控制、振幅調整與位凖調整等。 2. 「事件驅動程序」(圖 3.20 編號 2) 負責針對各項事件的發生做對應處理，如:前置面板上按鈕與旋鈕狀態的改變。 3. 「資料存檔程序」(圖 3.20 編號 3) 負責進行同步資料寫入檔案的處理。另外，圖 3.20 編號 4 為程式的初值設定，設定程式起始前的各項變數之數值。整個程式由一個大型的 While 迴圈包住(圖 3.20 編號 5)，迴圈的停止條件則透過虛擬按鈕控制(圖 3.20 編號 5，對照圖 3.19 編號)，按鈕按下即跳出迴圈，停止程式執行。以下為了說明之便利性，將各區塊之設計分別呈現，並加以解釋。. 3.4.3.1. 檢視設定程序設計. 「檢視設定程序」最主要是處理資料擷取設備的控制，以及將資料顯示於檢視視窗前的相關處裡。圖 3.21 為「檢視設定程序」之程式方塊圖。首先說明圖中之方塊與前置面板物件中的對應關係。圖 3.21 編號 4 對應圖 3.19 編號 5(振幅旋鈕)。圖 3.21 編號 6 對應圖 3.19 編號 4(凖位旋鈕)。圖 3.21 編號 9 對應圖 3.19 編號 2 (檢視視窗)。 3-28.

(51) 圖 3.21 應用軟體檢視設定程序「檢視設定程序」程式之運作流程如下： 1.. 首先由資料擷取設備獲得自腦電波放大電路所轉換後的數位資料 (圖 3.21 編號 1)。. 2.. 由於所獲得之資料為 4 × n 之 2 維動態資料格式(4 個腦電波之通道，n 個取樣點)，為了將各通道資料單獨處理，必須將各通道之資料抽取出來，因此透過矩陣運算方塊取出個別通道資料(圖 3.21 編號 2，3)。. 3.. 各通道之資料與振幅旋鈕(圖 3.21 編號 4)之數值進行相乘動作，接著與凖位旋鈕(圖 3.21 編號 6)相加。. 4.. 將處理後的各通道之資料，重新結合成 2 維矩陣(圖 3.21 編號 8)，並送往檢視視窗，呈現在前置面板(圖 3.21 編號 9)上。 3-29.

(52) 圖 3.21 編號 10 之資料流，另連接至「資料存檔程序」。相關處理會在該節說明。. 3.4.3.2. 事件驅動程序設計. 「事件驅動程序」最主要是處理各項前置面板物件所發出的事件，包含面板上的按鈕狀態變化事件與旋鈕數值變化事件等。軟體中所設計之事件與對應程序簡列於表 3.5。表 3.5 事件驅動程序列表物件. 事件. 存檔按鈕*1. 按下. 時間旋鈕*2. 數值改變. 對應程序 1.指定檔名，開啟檔案。 2.點亮提示燈，持續寫入檔案。 1.調整檢視視窗水平顯示間隔。. *1: (圖 3.19 編號 7)，*2: (圖 3.19 編號 6)。此處以圖 3.22 說明「事件驅動程序」的結構與表 3.5 所提及之存檔按鈕相關事件。首先說明圖中之方塊與前置面板物件中的對應關係。圖 3.22 編號 4 對應圖 3.19 編號 7(存檔按鈕)。圖 3.22 編號 7 對應圖 3.19 編號 8(存檔路徑)。圖 3.22 編號 8 對應圖 3.19 編號 9(資料存檔狀態提示燈)。另外，「事件驅動程序」中所使用之結構，介紹如下。如圖 3.22 編號 1 為事件驅動結構，相關的物件與事件則呈現在圖框上方，「”Save”：Value C hange」即代表物件 Save(存檔按鈕)：事件數值改變。圖 3.22 編號 2 為事件驅動結構之逾時時間(Timeout)，意義為等待事件發生的時間長短，設為零表示不等待。圖 3.22 編號 5 為 if … then 結構，條件呈現在圖框上方，變數自 3-30.

(53) 左方”?”處引入。圖 3.22 編號 5 為順序結構，在結構內之程序，必須由左至右順序完成。. 圖 3.22 應用軟體事件驅動程序(存檔按鈕) 「事件驅動程序」存檔按鈕”數值改變”事件程式之運作流程如下： 1.. 首先當存檔按鈕發生數值變化(true to false / false to true)時，啟動圖 3.22 之程序執行。. 2.. if … then 結構判斷存檔按鈕是否為”true”，亦即按鈕(圖 3.22 編號 4) 是否為”按下”狀態，若成立則執行內部程序；若否，離開此事件程序。. 3.. 確認存檔按鈕為”按下”狀態後，透過檔案對話方塊(圖 3.22 編號 6) 執行開檔動作，並將檔案路徑及檔名送至文字方塊顯示在前置面板上(圖 3.22 編號 7)。. 4.. 接著將資料存檔狀態提示燈點亮，之後便離開此事件程序。. 3-31.

(54) 表 3.5 所提及之時間旋鈕事件則以圖 3.23 說明。圖 3.22 編號 3 對應圖 3. 19 編號 6(時間旋鈕)。圖 3.22 編號 2 及 5 為檢視視窗水平軸之左右邊界。事件驅動結構之物件為 Ssale(時間旋鈕)，事件為數值改變。. 圖 3.23 應用軟體事件驅動程序(時間旋鈕) 「事件驅動程序」時間旋鈕”數值改變”事件程式之運作流程如下： 1.. 首先當時間旋鈕發生數值變化時，啟動圖 3.23 之程序執行。. 2.. 將檢視視窗水平軸左邊界數值與時間旋鈕數值相加，結果送入檢視視窗水平軸右邊界，藉以改變左右邊界之差距。之後便離開此事件程序。. 3.4.3.3. 資料存檔程序設計. 「資料存檔程序」最主要是負責進行資料寫入檔案的處理。此處以圖 3. 24 說明「資料存檔程序」的結構與程式運作流程。圖 3.24 編號 1 為 if … t 3-32.

(55) hen 結構，條件呈現在圖框上方，變數自左方”?”處引入。圖 3.24 編號 2 對應圖 3.19 編號 9(資料存檔狀態提示燈)。圖 3.24 編號為自資料解取設備獲得之資料流(對應圖 3.21，編號 10)。圖 3.24 編號 4 為存檔方塊，可將資料存入所指定之檔案。圖 3.24 編號 5 對應圖 3.19 編號 8(存檔路徑)。. 圖 3.24 應用軟體資料存檔程序「資料存檔程序」程式之運作流程如下： 1.. 首先當資料存檔狀態提示燈點亮時，啟動圖 3.24 之程序執行。. 2.. 將自資料解取設備獲得之資料，透過存檔方塊存入檔案中。路徑及檔名透過文字方塊獲得(圖 3.24 編號 5)。. 3.. 在存檔狀態提示燈點亮未熄滅前，此程序會持續執行，直至存檔狀態提示燈熄滅，離開此事件程序。. 3-33.

(56) 3.4.4. 程式運作流程. 說明完個別方塊運作後，此節由上往下，針對軟體的整體運作以流程圖做說明。. 圖 3.25 應用軟體程式流程圖 3.25 為應用軟體之流程，程式一開始首先進行各項初始化動作，包括環境設定以及程式中各項物件、變數初值的指定，另外也進行資料擷取設備 DAQ 的各項設定。接著進入迴圈中，該迴圈的停止條件為「使用者按下電源按鈕」。在迴圈中，首先與 DAQ 進行溝通，獲得自腦電波放大電路轉換之資料。接著進行波形振幅及偏壓的調整，調整情況，則依使用者於前置面板中所設定之振幅旋鈕與偏壓旋鈕決定。處理後，再將波形資料送往波型檢視視窗， 3-34.

(57) 將腦電波資料呈現於前置面板上。. 3-35.

(58) 第4章第四章印刷電路板佈局印刷電路板佈局本章將針對多通道腦電波放大電路在印刷電路板(PCB, Printed Circuit Board)上的佈局考量做說明。說明設計的概念與想法，並呈現實際的成品。在進行腦電波放大電路的印刷電路板設計之前，電路必須先於麵包板上的進行初步的實驗驗證，主要目的在於確認電路的功能、特性是否符合需求，並進行各項阻值、容值的調整設定。確認電路設計可行之後，再透過印刷電路板設計軟體 Protel 繪製印刷電路板。完成繪製後，先經由電路板雕刻機製作出原型(Prototype)板，進行第二次驗證，主要目的在於確認銅箔的佈置是否正確、是否有短路、斷路及缺件等。另外，也再次確認電路的功能、特性，並對阻值、容值得設定作微調。經由上述步驟後，才可將所設計之印刷電路製成印刷電路板。設計完成之印刷電路板如圖 4.1 所示。圖 4.1(a)為頂層之佈局，圖 4.1(b) 為底層之佈局。為了有效減少印刷電路板的體積與重量，電路上佈置之元件除少數連接器與短路器 (Jump) 等外，均採用表面接著元件 (SMD, Surface-Mount Device)設計，以減少元件所佔用之體積，以達減少基版面積之目的。銅箔佈局則採用雙面印刷(Double-side)方式進行設計，以進一步減少基版面積，達到減少體積與重量的目的。為了減低雜訊，積體電路之供應電源與地線間，均加入旁路(By-pass) 電容，訊號線的佈置多採平行式走線，並設置大面積的接地鋪銅(圖 4.1(a) 編號 7，圖 4.1(b)編號 1、2)，電源走線也以加粗方式處理(圖 4.1(b)編號 3)。. 4-1.

(59) (a).頂層佈局. (b).底層佈局圖 4.1 印刷電路板佈局. 4-2.

(60) 在印刷電路板佈局上，總共設計四組腦電波放大電路，(圖 4.1(a)，編號 1、 2、3、4)。各組放大電路的訊號輸入則統一透過 9 腳(Pin) D 型母頭做連接(圖 4.1(a)，編號 5)，外部電極則透過 D 型公頭做連接，D 型接頭腳位設定可參考表 4.1。表 4.1 腦電波放大器 D 型連接器接腳描述接腳編號. 代碼. 說明. 型態. 1. E1. 連接至第一組放大器正輸入端. 輸入. 2. E2. 連接至第二組放大器正輸入端. 輸入. 3. E3. 連接至第三組放大器正輸入端. 輸入. 4. E4. 連接至第四組放大器正輸入端. 輸入. 5. N.C.. 未指定. 6. N.C.. 未指定. 7. N.C.. 未指定. 8. DRL. 連接至頭皮上的接地點. 輸出. 9. E_Ref. 連接至放大器負輸入端. 輸入. 表 4.1 中接腳編號 1(E1)、2(E2)、3(E3)、4(E4)為各組放大器之正端輸入，接腳編號 9(E_Ref)則為參考電壓點，連接至各組放大器之負輸入端。接腳編號 8(DRL)，則為共模抵補訊號，由腦電波放大電路中 DRL 輸出點，透過電極連接至頭皮上的接地點(參閱國際 10/20 標凖電極佈置)。除了輸入訊號統一以 D 型接頭連接外，其餘線路均透過 40 腳(Pin)之雙面連接器(圖 3.1(a)，編號 6)連接，其中包含放大器之輸出訊號、電源電壓及控制訊號等等。另外，佈局上導入模組化概念，亦即可進行腦電波放大電路的組合，擴大放器通道數，以利多通道訊號擷取。單一塊印刷電路板有四組腦電波放大電路，堆疊兩塊即可成為具八組腦電波放大器之電路，最大可堆疊四塊，形 4-3.

(61) 成十六通道之腦電波放大器。堆疊的目的在於可共用同一電源與偏壓，避免電源供應與偏壓之誤差所造成之差異，使多組腦電波放大電路可相同條件下運作。為了此模組化的設計，雙面連接器的腳位預先定義多組放大器所需求之腳位，電源電壓與控制訊號也透過此連接器達到共用目的(請參閱圖 3.16 連接器 CON2 與 CON3 之規劃)。. 圖 4.2 印刷電路板成品空板圖 4.2 實際完成之印刷電路板空板，整體面積為 105×98 mm2。單一通道的腦電波放大電路所佔之面積約 5.25 mm2。製作完成之電路及 D 型連接器則如圖 4.3 與圖 4.4 所示。. 4-4.

(62) 圖 4.3 四通道腦電波放大電路成品. 圖 4.4 連接器外觀. 4-5.

(63) 第5章第五章實驗設計及系統驗證流程實驗設計及系統驗證流程本章主要在說明腦電波量測實驗的設計以及系統驗證的方法與流程。為了測試所研製之腦電波放大電路之運作效能，本研究以本實驗室之腦電波測量儀器 NuAmps 與所研製之腦電波放大電路進行同步的量測，並各自紀錄所獲得之資料，透過數據的比對與分析，並討論兩者之差異。本章將說明量測實驗的設計與驗證流程，結果分析部份則於下一章說明。. 5.1. 量測系統架構. 圖 5.1 量測系統架構實驗以本實驗室之腦電波測量儀器 NuAmps 與所研製之腦電波放大電路進行同步的量測。實驗驗設計架構如圖 5.1 所示。透過電極獲得腦電波，並分別經由 NuAmps 與所研製之腦電波放大電路(OurAmps)進行放大。NuAmps 的資料透過其專屬軟體 Scan 紀錄至電腦端；OurAmps 的資料則透過本研究所設計 5-1.