萬(wàn) 莎,侯文生,楊丹丹,吳小鷹,鄭小林,Jiang Yingtao

(1.重慶大學(xué) 生物工程學(xué)院,重慶400044;2.Department of Electrical and Computer Engineering,University of Nevada,Las Vegas 89154)

表面肌電sEMG(surface Electromyography)信號(hào)是在皮膚表面記錄的神經(jīng)肌肉系統(tǒng)的生物電活動(dòng)，反映肌肉的活動(dòng)狀態(tài)，由于其無(wú)創(chuàng)性和簡(jiǎn)單性在臨床康復(fù)及人機(jī)交互方面[1]有廣泛的應(yīng)用前景。多通道sEMG信號(hào)檢測(cè)是一種新的記錄方法，它能同時(shí)獲得肌肉活動(dòng)時(shí)的大量空間和時(shí)間分布信息[2]，在肌肉活動(dòng)分析中具有重要價(jià)值。

近年來(lái)，國(guó)內(nèi)外在多通道sEMG信號(hào)檢測(cè)系統(tǒng)設(shè)計(jì)方面已做了相關(guān)工作。G.Vijaya Krishna Prasad[3]等研究了一種基于DSP的5通道sEMG信號(hào)實(shí)時(shí)采集系統(tǒng)；胡巍[4]等利用單片機(jī)設(shè)計(jì)了一種無(wú)線多通道sEMG信號(hào)實(shí)時(shí)采集系統(tǒng)。隨著電子技術(shù)的不斷發(fā)展，尤其是低成本高性能的計(jì)算機(jī)資源得到普及應(yīng)用，虛擬儀器VI（Virtual Instruments）應(yīng)運(yùn)而生，它是利用計(jì)算機(jī)強(qiáng)大的計(jì)算資源和豐富的軟硬件資源來(lái)組成的儀器系統(tǒng)，實(shí)現(xiàn)從傳統(tǒng)儀器向計(jì)算機(jī)系統(tǒng)的過渡，以便最大限度地降低系統(tǒng)成本，并增強(qiáng)系統(tǒng)的功能和靈活性。LabVIEW是一種易于編程和調(diào)試的圖形化工具平臺(tái)，是標(biāo)準(zhǔn)的數(shù)據(jù)采集和儀器控制軟件，具有強(qiáng)大的數(shù)據(jù)處理及分析能力。

本文設(shè)計(jì)了前置調(diào)理電路,并結(jié)合NI公司開發(fā)的DAQ數(shù)據(jù)接口卡和LabVIEW開發(fā)了一種實(shí)驗(yàn)用sEMG信號(hào)檢測(cè)分析系統(tǒng),完成4通道sEMG信號(hào)的實(shí)時(shí)采集顯示和時(shí)頻域的特征分析。

1 硬件電路設(shè)計(jì)

sEMG信號(hào)是一種微弱的、非平穩(wěn)的隨機(jī)電信號(hào)，其振幅約為 10～5 000 μV，頻率分布在 20～500 Hz[5]，容易受50 Hz工頻干擾的影響，因此本文設(shè)計(jì)了如圖1所示的硬件電路，主要包括前置放大、帶通濾波、50 Hz陷波、功率放大等部分。

1.1 前置放大

為有效放大差模信號(hào)并抑制共模信號(hào)以獲得較高信噪比，本文采用三運(yùn)放儀表放大器AD620(最小共模抑制比為 100 dB，輸入阻抗為 10 GΩ||2 pF)作為前置放大，如圖2(a)所示，可通過外接電阻 R1改變電路的增益。實(shí)驗(yàn)中選用R1為10 kΩ的可調(diào)電阻，設(shè)置R1≈185 Ω，前級(jí)放大倍數(shù)為:

1.2 高通、低通濾波電路

濾波電路是為了提取出有效頻段的sEMG信號(hào)，去除直流以及高頻、低頻信號(hào)成分，本文設(shè)計(jì)了一個(gè)通帶范圍為20～500 Hz的帶通濾波電路,具體如圖2(a)所示。高通濾波由一個(gè)二階有源濾波電路組成，實(shí)驗(yàn)選用R2=R3=150 kΩ，C1=C2=100 nF，截止頻率為:

實(shí)際測(cè)得幅頻特性如圖2(b)；對(duì)于低通濾波電路，本文選用8階開關(guān)電容濾波器MAX296,其中 C3=152 nF，對(duì)應(yīng)的截止頻率為:

實(shí)際測(cè)得其幅頻特性如圖2(c)所示。

1.3 50 Hz陷波電路

50 Hz工頻是sEMG信號(hào)有效頻段內(nèi)最主要的干擾，本文采用傳統(tǒng)雙T有源濾波器來(lái)濾除50 Hz工頻干擾，具體電路如圖 2(a)所示。其中 R4=R5=68 kΩ，C4=C5=47 nF，計(jì)算得陷波中心頻率為:

實(shí)際測(cè)得電路的幅頻特性如圖2(d)所示。

1.4 功率放大

本系統(tǒng)采用NI USB6008采集接口卡，其輸入范圍為-10 V～+10 V，因此設(shè)計(jì)了功率放大電路。功率放大電路采用低噪聲、非斬波穩(wěn)零的雙極性運(yùn)算放大器OP07實(shí)現(xiàn)，如圖 2(a)所示，其中 R8=R10=1 kΩ，R9為 100 kΩ的電位器，設(shè)置R9=20 kΩ，功率放大電路的增益為:

1.5 電路幅頻特性測(cè)試

實(shí)驗(yàn)采用掃頻信號(hào),即幅值2 mV、頻率范圍5～1 000 Hz的正弦信號(hào),對(duì)設(shè)計(jì)的sEMG信號(hào)拾取電路的幅頻特性進(jìn)行了測(cè)試,實(shí)際測(cè)得整個(gè)電路的幅頻特性如圖3所示。

由圖3可知，電路對(duì)高于500 Hz的高頻信號(hào)具有較好的抑制作用，對(duì)接近50 Hz以及50 Hz信號(hào)的衰減比較明顯，但對(duì)低于20 Hz的低頻和直流信號(hào)分量，其濾波效果不是很理想，會(huì)在后續(xù)分析處理中進(jìn)行數(shù)字濾波來(lái)改善這一效果。此外，在100～500 Hz頻段范圍內(nèi),電路的增益大于60 dB,基本接近電路的理論設(shè)計(jì)增益64 dB?？偟膩?lái)說,整個(gè)電路能對(duì)有效頻段內(nèi)信號(hào)進(jìn)行放大、濾波。

本實(shí)驗(yàn)同時(shí)對(duì)前置調(diào)理電路4個(gè)通道的性能參數(shù)進(jìn)行了測(cè)試，結(jié)果如表1所示。

表1 4通道性能參數(shù)

由表1可知，實(shí)際實(shí)驗(yàn)中4通道電路性能良好，能獲得20～500 Hz有效頻段內(nèi)的sEMG信號(hào)，并對(duì)50 Hz的工頻干擾有較好的抑制作用。

2 信號(hào)采集與分析

本研究需利用數(shù)據(jù)接口卡將前置調(diào)理電路拾取的sEMG信號(hào)上傳到PC機(jī)上,并結(jié)合LabVIEW軟件編程實(shí)現(xiàn)sEMG信號(hào)的實(shí)時(shí)采集顯示及時(shí)頻域的分析處理。整個(gè)部分包括數(shù)據(jù)采集和數(shù)據(jù)分析兩個(gè)模塊,程序如圖4所示。

2.1 信號(hào)采集

信號(hào)采集模塊是通過數(shù)據(jù)接口卡完成對(duì)4通道sEMG信號(hào)的實(shí)時(shí)采集與顯示，由參數(shù)設(shè)置、濾波控制、數(shù)據(jù)保存三個(gè)部分組成，并實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)濾波、數(shù)據(jù)保存以及數(shù)據(jù)控制。

參數(shù)設(shè)置是用來(lái)對(duì)數(shù)據(jù)采集卡進(jìn)行設(shè)置的,通過DAQ助手.VI實(shí)現(xiàn)，實(shí)驗(yàn)中設(shè)置 4通道模擬輸入,采樣頻率2 000 Hz，采樣數(shù)為1 000以及連續(xù)采樣的方式，同時(shí)為了提高精度，輸入范圍設(shè)為-3 V～+3 V。

濾波是由Filter.VI實(shí)現(xiàn)的，實(shí)驗(yàn)中將該Filter配置為3階Butterworth帶通濾波器，其頻率范圍為20～500 Hz，以進(jìn)一步提取20～500 Hz頻段內(nèi)的sEMG信號(hào)。

數(shù)據(jù)保存是將濾波后的信號(hào)進(jìn)行數(shù)字到字符串的變換，并寫入文本文件（.txt）以便回放顯示，它是通過Write To Spreadsheet File.VI實(shí)現(xiàn)的。

2.2 信號(hào)分析

信號(hào)分析模塊是完成采集信號(hào)的特征分析，包括時(shí)域中的均方根計(jì)算和頻域中的功率譜峰值計(jì)算。

(1)均方根

均方根（Root Mean Square）是 sEMG信號(hào)時(shí)域分析中的一種典型特征值，可以用來(lái)衡量肌電信號(hào)的大小，并且sEMG信號(hào)的均方根值隨力量水平的增加而增大[6]。計(jì)算公式為：

其中，s(t)為肌電信號(hào)；Xi為 s(t)的采樣值；T為觀測(cè)時(shí)間長(zhǎng)度；t0為觀測(cè)起始時(shí)間；N為觀測(cè)點(diǎn)數(shù)。

均方根計(jì)算的具體實(shí)現(xiàn)方法：先將濾波后的數(shù)字信號(hào)轉(zhuǎn)換為一維數(shù)組，然后調(diào)用RMS.VI讀取數(shù)組中的數(shù)字并計(jì)算其均方根值，將結(jié)果存于數(shù)組，最后調(diào)用波形圖表（waveform chart）讀取數(shù)組中的RMS值并顯示，這樣不斷計(jì)算采樣窗內(nèi)的濾波信號(hào)，直到窗內(nèi)無(wú)信號(hào)輸出為止。

(2)功率譜峰值

研究表明，當(dāng)肌肉收縮力變化不大時(shí)，sEMG信號(hào)的功率譜峰值比較穩(wěn)定[7]，并且sEMG信號(hào)的功率譜峰值會(huì)隨著力量的增加而增加[6]。功率譜峰值計(jì)算可分兩步實(shí)現(xiàn)：先計(jì)算濾波后信號(hào)的功率譜，公式為：

其中SXX(f)為輸出信號(hào)序列的功率譜；X(f)為肌電信號(hào)X(t)的傅里葉變換；N為信號(hào)序列的點(diǎn)數(shù)。然后計(jì)算信號(hào)功率譜最大值。

功率譜峰值計(jì)算的實(shí)現(xiàn)方法：先調(diào)用Spectrum measurement.VI，讀取濾波后的數(shù)字信號(hào)，計(jì)算功率譜值，其中窗選用hanning窗，輸出結(jié)果方式配置為線性輸出，結(jié)果保存在數(shù)組中；然后調(diào)用Array Max&Min.VI計(jì)算數(shù)組中的最大值，并以數(shù)組形式保存，最后利用波形圖表（waveform chart）讀取數(shù)組中的值并顯示。這樣不斷計(jì)算采樣窗內(nèi)濾波后的信號(hào),直到采樣窗內(nèi)無(wú)信號(hào)輸出為止。

2.3 采集分析結(jié)果

結(jié)合前臂表面肌電電極陣列[8]以及手部運(yùn)動(dòng)機(jī)能實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)[9]，實(shí)驗(yàn)采集了1名健康在校研究生前臂指總伸肌的sEMG信號(hào)，并對(duì)其進(jìn)行了特征分析。信號(hào)采集和分析程序的運(yùn)行界面如圖5所示，當(dāng)前顯示的是受試者在力量逐漸增大時(shí)采集到的4通道5 s時(shí)間的sEMG信號(hào)及其特征分析后的結(jié)果。

實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，sEMG信號(hào)的幅值、RMS值和功率譜峰值隨著力量的增加而增大，與參考文獻(xiàn)[6]結(jié)果一致，從而可知本文設(shè)計(jì)的4通道sEMG拾取電路能采集到健康受試者的sEMG信號(hào)，并且編寫的LabVIEW程序能實(shí)現(xiàn)采集信號(hào)的實(shí)時(shí)顯示及其不同特征分析處理。

本文搭建了4通道sEMG信號(hào)拾取電路并結(jié)合數(shù)據(jù)接口卡以及LabVIEW編程軟件，設(shè)計(jì)基于LabVIEW的4通道sEMG信號(hào)檢測(cè)分析系統(tǒng)。結(jié)合前臂表面肌電極陣列以及手部運(yùn)動(dòng)機(jī)能實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)，利用該系統(tǒng)采集并分析了受試者在力量增大時(shí)前臂肌肉的sEMG信號(hào)及其均方根、功率譜峰值。結(jié)果表明，本文設(shè)計(jì)的多通道sEMG信號(hào)檢測(cè)系統(tǒng)能實(shí)現(xiàn)4通道sEMG信號(hào)的實(shí)時(shí)采集顯示及其時(shí)頻域特征分析。

當(dāng)然，本設(shè)計(jì)也存在一些不足，如由于陷波器中R、C不完全對(duì)稱,從而引起50 Hz附近sEMG信號(hào)產(chǎn)生不同程度的衰減，后續(xù)以50 Hz的數(shù)字陷波器代替模擬陷波器。此外，本文只針對(duì)4個(gè)通道的信號(hào)進(jìn)行了采集及時(shí)頻域特征分析，如果擴(kuò)展到更多通道信號(hào)的采集及其他特征分析處理，則需考慮采樣數(shù)據(jù)的大小以及各通道間的延遲效應(yīng)，保證系統(tǒng)的實(shí)時(shí)性。

[1]Song Rong,Tong Kaiyu,Hu Xiaoling,et al.Assistive control system using continuous myoelectric signal in robotaided arm training for patients after stroke[J].IEEE Transaction on Neural Systems and Rehabilitation Engineering,2008,16(4):371-379.

[2]FRIGO C,CREEA P.Multichannel SEMG in clinical gait analysis:A review and state-of-the-art[J].Clinical Biomechanics,2009,24:236-245.

[3]SRINIVASAN K P,PATIL K M.A new DSP-based multichannel EMG acquisition and analysis system[J].Computers and Biomedical,1996,29(5):395-406.

[4]胡巍,趙章,路知遠(yuǎn),等.無(wú)線多通道表面肌電信號(hào)采集系統(tǒng)設(shè)計(jì)[J].電子測(cè)量與儀器學(xué)報(bào),2009,23(11):30-35.

[5]史萍,宋愛國(guó).基于C8051F的肌電信號(hào)采集儀設(shè)計(jì)[J].中國(guó)醫(yī)療設(shè)備,2009,24(7):18-20.

[6]KAPLANIS P A,PATTICHIS C S.Surface EMG analysis on normal subjects based on isometric voluntary contraction[J].Journal of Electromyography and Kinesiology,2009,19:157-171.

[7]加玉濤,羅志增.肌電信號(hào)特征提取方法綜述[J].電子器件,2007,30(1):326-330.

[8]侯文生,楊丹丹,胡寧,等.基于柔性印刷工藝的表面肌電電極陣列裝置的設(shè)計(jì)[J].傳感技術(shù)學(xué)報(bào),2010,23(5):621-625.

[9]侯文生,馬麗,鄭小林,等.基于 LabVIEW的手部運(yùn)動(dòng)機(jī)能研究實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)的設(shè)計(jì)[J].儀器儀表學(xué)報(bào),2007,28(9):1614-1617.