突触电流更符合真实的生理突触。如此，突触电流的产生又取决于耦合结构、衰减率以及突触前膜的放电状态。耦合结构由突触权值矩阵来表示，当突触前神经元放电时，突触电流增加Ws且突触电流开始随时间衰减直至下一次突触前神经元放电。突触前各个神经元的膜电位由流水线数据模型计算得至IJ，并存储在FPGA的BRAM中，突触权值矩阵以及衰减率由外设寄存器存储，计算时进行同步调用，这样便可实现心肌细胞网络模型和CPG中各神经元之间的耦合。
[0025]所述FFT变换模块:通过傅里叶变换，可以将信号变换到频域便于分析，傅里叶变换成为应用最广泛的数据处理算法之一。快速傅里叶变换算法是离散傅里叶变换的快速算法，它根据离散傅氏变换的奇、偶、虚、实等特性，对离散傅立叶变换的算法进行改进，大量减少了乘法运算的次数，从而有效减少运算量。两个离散点的离散傅里叶变换成为蝶形运算，蝶形运算是快速傅立叶变换的核心，整个FFT算法通过若干级迭代的蝶形运算组成，该算法可以采用硬件描述语言在FPGA中设计实现。本发明将心肌细胞膜电位信号以及上位机输入的呼吸节律信号分别进行FFT变换，然后将变换后的心肌细胞膜电位信号和呼吸节律信号输入到比较模块进行比较处理，然后将比较后的输出信号作为CPG模型的输入，实现控制CPG模型的输出随比较信号的变化而变化，进而影响心肌细胞的放电发生相应变换，实现心肺节律同步，为研究心肺系统节律调控机制提供思路和方法。
[0026]所述上位机软件界面:上位机软件界面由NI公司的LabVIEW(Laboratory VirtualInstrument Engineering Workbench，实验室虚拟仪器工程平台)软件设计实现。LabVIEW提供了丰富的仪器控制功能，支持虚拟仪器架构VISA(Virtual Instrument SoftwareArchitecture) ,VISA完整的集成了与诸多硬件的通信功能。FPGA开发板通过USB设备与上位机相连，上位机LabVIEW软件界面可以通过“VISA读取”来连续接收从FPGA开发板USB接口上传的心肌细胞膜电位信号和CPG输出的控制信号动态数据，在上位机的软件界面上进行实时的波形显示，同时可以在上位机软件界面进行参数设置，通过“VISA写入”输入数据到FPGA开发板中对心肌细胞模型参数和突触权值及衰减率进行配置。由于连接FPGA开发板与上位机的USB是串行总线，不能同时进行读写，因此VISA读取和VISA写入不能同时被执行。由于LabVIEW采用可视化的图形语言设计，开发过程便捷直观，简化了人机交互界面的实现，增强了程序的可靠性和易用性。
[0027]本发明的基于FPGA的多电极阵列仿真实验平台结构是由相互连接的FPGA开发板I和上位机2两部分组成。其中FPGA开发板I中集成有心肌细胞网络模型7、CPG模型15以及FFT变换模块，上位机2用来实现上位机软件界面3并与FPGA开发板I进行通讯。以下分别加以说明:
[0028]心肌细胞网络模型7
[0029]如图1所示，对硬件实验平台系统进行设计，采用Altera高性能低功耗的StratixIIIEP3SL150F1152C2N型号FPGA开发板1，利用Matlab中的开发工具DSP Builder进行可视化图形编程。心肌的电生理活动是以心脏的神经传导系统为基础的，现有心肌细胞模型都是基于对H-H模型的改进。本发明采用LR(Luo-Rudy)心肌模型，根据心肌细胞的数学模型，经欧拉法离散化后，运用DSP BuiIder搭建心肌细胞的流水线模型8，并编译下载到FPGA开发板I中。心肌细胞网络模型7主要包括有心肌细胞流水线模型8、初值模块11和突触电流模块13 ο心肌细胞网络模型7接收上位机软件界面3传递到初值模块11的初值信号12和CPG输出控制信号21进行运算，运算产生的心肌细胞膜电位信号19存储到心肌细胞膜电位寄存器18中，心肌细胞膜电位信号19通过输出数据总线6传回上位机软件界面3进行观察处理;FPGA开发板I上心肌细胞网络模型7中各细胞之间通过突触权值矩阵30来模拟真实神经元之间的相互耦合，相应权值越大则耦合强度越强;如图2所示，心肌细胞流水线模型8共有七条流水线数据通路27，主要由加减法、乘法、查找表、移位寄存器等模块组成，流水线深度根据具体网络规模设计。根据FPGA的结构，运用QUARTUSII软件实现硬件描述语言的转换并编译下载到FPGA中实现。将心肌细胞流水线模型8运算得到的心肌细胞膜电位信号19存储到FPGA开发板I的BRAM中，心肌细胞流水线模型8接收初值信号12、突触电流信号14和CPG输出控制信号21作为输入进行运算处理，经过心肌细胞流水线模型8运算产生的心肌细胞的膜电位信号19输入到FPGA开发板I内部心肌细胞膜电位信号寄存器18存储，以便在FFT变换模块22以及突触电流模块13中的峰值检测模块29进行调用。
[0030]在心肌细胞网络模型7搭建好以后，需要建立心肌细胞之间耦合关系，心肌细胞之间的耦合作用都由突触电流信号14实现，本发明采用更符合真实的生理突触的具有衰减特性的突触电流。突触电流的产生主要取决于耦合结构、衰减率以及突触前膜的放电状态。耦合结构由突触权值矩阵30来表示，当突触前神经元放电时，突触电流增加Ws且突触电流开始随时间衰减直至下一次突触前神经元放电。如图3所示，突触电流模块13包含峰值检测模块29、突触权值矩阵30、衰减率31和突触电流逻辑运算模块32，耦合结构由突触权值矩阵30来表示，突触取值矩阵30和衰减率31都由上位机软件QUARTUS Π设计直接存储到FPGA开发板I的寄存器SRAM中。为了节省硬件资源和加快运算速度，数据采用定点数形式进行运算。突触电流模块13计算时同步调用存储在SRAM中的突触权值矩阵30以及存储在BRAM中的心肌细胞膜电位信号19，当峰值检测模块29检测到突触前心肌细胞膜电位信号19处于放电状态时，突触权值矩阵30被选择器28选中并经过突触电流逻辑运算模块32计算使得突触电流增量Ws并开始随时间衰减直至下一次峰值检测模块29检测到突触前心肌细胞放电。
[0031]CPG 模型 15
[0032]CPG是由两个或多个神经元或振荡器组成的网络。本发明的CPG模型15采用八个相互连接的神经元组成，左右两侧各四个，神经元之间通过突触17连接，如图1所示。突触17由突触电流来模拟，其突触电流产生方法与心肌细胞之间的突触电流产生方法一致。为了更好的复现神经元的电生理特性，够成CPG模型15的八个神经元均采用较复杂的H-H神经元模型，经欧拉法离散化后，运用DSP Builder搭建H-H神经元流水线模型16，并编译下载到FPGA开发板I中。如图4所示，H-H神经元水线模型16包含四条流水线数据通路27，主要由加减法、乘法、查找表、移位寄存器等模块组成。每个H-H神经元流水线模型16都接受上位机2通过输入数据总线5传递的输入数据信号10进行初始化，其中构成CPG模型15的左边一侧四个神经元L1、L2、L3和L4的H-H神经元流水线模型16接收比较模块25输出的比较输出信号26进行运算，构成CPG模型15的右边另一侧四个神经元Rl、R2、R3和R4的运算产生的CPG输出控制信号21存储到CPG输出控制信号寄存器20中，同时CPG输出控制信号21通过输出数据总线6传回上位机软件界面3进行观察处理。
[0033]初值模块11由信号给定模块、常值模块以及多路复用模块共同完成。初值模块11通过FPGA开发板I内部的输入数据总线5接收由上位机软件界面3传递的输入数据信号10，对心肌细胞网络模型7进行初始参数的配置，初值模块11通过接收上位机软件界面3赋予的不同参数，可使心肌细胞流水线模型8在运算时表现出不同的电位活动特性。
[0034]?ψτ变换模块22
[0035]FFT变换模块22运用硬件描述语言根据快速傅里叶变换算法编程，并编译下载到FPGA开发板I中实现。整个FFT算法通过若干级迭代的蝶形运算组成，其中蝶形运算如图5所示，它包括蝶形运算单元133、蝶形运算单元Π 34、选择控制器三部分。蝶形运算单元133和蝶形运算单元Π 34主要由加减法器、移位寄存器、多路复用器等模块组成，其中寄存器35由移位寄存器组成，在运算过程中实现流水线作业，加快运算速度;选择器28则由两路复用器组成，其输出由选择控制器36输出的选择控制信号37决定TFT变换模块22接收由上位机软件界面3通过输入数据总线5传递的呼吸节律信号9运算得到FFT变换后的呼吸节律信号24，同时FFT变换模块22接收存储在心肌细胞膜电位信号寄存器18中的心肌细胞膜电位信号19运算得到FFT变换后的心肌细胞膜电位信号23。经过FFT变换模块22运算产生的FFT变换后的呼吸节律信号24和FFT变换后的心肌细胞膜电位信号23同时输入到比较模块25，比较模块主要由比较器、减法器和寄存器模块组成，经过比较模块25进行比较得到的比较输出信号26再输入到CPG模型15中调节GPG模型15运算得到的CPG输出控制信号21。
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