李琳杰， 趙偉博

(陜西工業(yè)職業(yè)技術(shù)學(xué)院 數(shù)控工程學(xué)院，陜西 咸陽 712000)

0 引 言

傳統(tǒng)的足底壓力測量系統(tǒng)多采用數(shù)據(jù)采集卡，利用LabVIEW開發(fā)環(huán)境設(shè)計系統(tǒng)的界面及數(shù)據(jù)的采集和處理程序，簡單直觀但成本比較高。此外，該測量系統(tǒng)多數(shù)含有信號和電源連接線，必然導(dǎo)致受試者的運動方式和運動范圍受到一定程度的制約[1,2]。針對這方面的問題已提出了許多解決方案，如基于MSP430和nRF2401的無線傳輸系統(tǒng)解決了設(shè)備間繁瑣的連線[3,4]。但設(shè)計的系統(tǒng)大多存在能耗大，或者硬件復(fù)雜，或通道數(shù)少不易擴(kuò)展，信號誤差太大且界面無法升級等問題[5～7]。

綜合已有足底壓力測量系統(tǒng)優(yōu)點，本文設(shè)計了足底壓力測量系統(tǒng)，具有如下特點：1)可同時采集足底8個部位的壓力信號，且系統(tǒng)增益可調(diào)；2)數(shù)據(jù)無線傳輸，顯示簡單，便于處理，方便調(diào)試；3)系統(tǒng)攜帶方便，易功能擴(kuò)展。

1 系統(tǒng)總體設(shè)計

如圖1所示，系統(tǒng)的硬件部分主要包括數(shù)據(jù)采集部分和數(shù)據(jù)通信部分。系數(shù)據(jù)采集部分采用了并列的8通道方式，即每一路都有相應(yīng)的信號采集和信號處理電路。盡管此方式會導(dǎo)致元器件繁多系統(tǒng)較為龐大，但這種方式保證每一路均能采集到干凈的信號，且保證主流信號受到的干擾少，系統(tǒng)整體誤差較小。

圖1 8路足底壓力測量系統(tǒng)設(shè)計框圖

由圖1可以看出，同時采集的8路模擬量信號，分別通過ATmega16單片機(jī)內(nèi)部自帶的模/數(shù)(A/D)轉(zhuǎn)換器進(jìn)行轉(zhuǎn)換，經(jīng)A/D轉(zhuǎn)換得到的數(shù)字量通過無線數(shù)傳模塊YL—100IL及USB轉(zhuǎn)串口模塊發(fā)送給上位機(jī)。

2 硬件電路設(shè)計

2.1 電荷轉(zhuǎn)換電路設(shè)計

聚偏二氟乙烯(polyvinylidene fluoride,PVDF)壓電薄膜傳感器的輸出阻抗約為1 012 Ω，系統(tǒng)選用輸入阻抗高達(dá)1.5 TΩ的CA3140運算放大器作為前置放大器[8,9]。CA3140在±5 V供電電源下的輸入失調(diào)電流僅為0.1 pA，輸入失調(diào)電壓為5 mV，輸出電阻值約為60 Ω，頻帶寬度為3.7 MHz，可以滿足PVDF壓電薄膜傳感器的輸出性能[10]。

如圖2所示，選用互補(bǔ)對稱功率放大電路對電荷放大器輸出信號進(jìn)行初步放大。互補(bǔ)對稱電路可以在2個三極管的發(fā)射結(jié)上加一很小的正偏壓，使兩管有一個很小的電流流過，即在靜態(tài)時處于微導(dǎo)通狀態(tài)。由于電路對稱，靜態(tài)時流過兩管的電流相等，所以負(fù)載上無靜態(tài)電流流過[11]。

圖2 電荷轉(zhuǎn)換原理

2.2 信號調(diào)理電路設(shè)計

足底壓力測量系統(tǒng)的信號調(diào)理電路選取LM6171芯片來搭建陷波電路用以抑制50 Hz工頻信號[12]的干擾，如圖3所示。

圖3 50 Hz工頻陷波電路

在對人體行走過程中足底壓力進(jìn)行頻域分析時發(fā)現(xiàn)，有98 %的信號頻率低于10 Hz，大約99 %的信號低于15 Hz。因此，還需設(shè)計低通濾波器來消除或抑制主流信號中混雜的其他噪聲和雜波，電路原理如圖4所示。

圖4 二階Butterworth低通濾波器

2.3 濾波電路的硬件測試

硬件電路樣板如圖5所示，包括電荷放大器電路、50Hz工頻陷波電路及二階Butter worth低通濾波電路。

圖5 硬件電路樣板

采用PCI1715數(shù)據(jù)采集卡分別對濾波前后的電壓數(shù)據(jù)進(jìn)行采集，并通過LabVIEW軟件實時顯示濾波前后的數(shù)據(jù)曲線。如圖6所示，可以看出PVDF壓電傳感器輸出信號經(jīng)過模擬量部分電路的調(diào)整后，能夠得到干凈的電壓信號。

圖6 濾波前后電壓輸出曲線

2.4 后級調(diào)整輸出

由于ATmega16單片機(jī)的輸入電壓范圍是0～5 V，所以在完成信號濾波之后，還需進(jìn)一步的調(diào)整才能由A/D轉(zhuǎn)換器進(jìn)行采樣。如圖7所示，后級調(diào)整輸出電路為運放OP07組成的同相比例放大電路。

圖7 后級調(diào)整輸出電路

2.5 最小系統(tǒng)設(shè)計

系統(tǒng)以ATmega16單片機(jī)為核心搭建微控制器最小系統(tǒng)，主要包括電源部分、復(fù)位電路部分、I/O接口、晶振電路模塊等。ATmega16微控制器最小系統(tǒng)作為整個系統(tǒng)的主控制器，接收8路PVDF壓電薄膜傳感器的輸出信號并進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換，將轉(zhuǎn)換后的數(shù)據(jù)經(jīng)無線數(shù)傳模塊發(fā)送給上位機(jī)。

2.6 數(shù)據(jù)通信設(shè)計

系統(tǒng)選用YL—100IL小功率無線數(shù)傳模塊，具有高穩(wěn)定性，低功耗，高性價比，能夠在不改變系統(tǒng)任何數(shù)據(jù)和協(xié)議的條件下，完成數(shù)據(jù)的無線傳輸。相對一般模塊該模塊具有尺寸小，靈敏度高，傳輸距離遠(yuǎn)(可達(dá)1.5 km)，內(nèi)部自動完成通信協(xié)議轉(zhuǎn)換和數(shù)據(jù)收發(fā)控制等特點。通過上位機(jī)軟件可以靈活配置模塊的串行速率，工作信道，發(fā)射功率，通信數(shù)率等參數(shù)。

本系統(tǒng)通過無線數(shù)傳模塊與USB轉(zhuǎn)UART串口模塊的配接來實現(xiàn)與上位機(jī)的通信。

3 足底壓力分布實驗研究

3.1 步態(tài)運動實驗方案

選取8個關(guān)鍵部位布置PVDF壓電傳感器，如圖8所示。從1～8點依次為第5趾、第1趾、第5跖骨、第3跖骨、第1跖骨、足中部、足弓和足跟。其中，1～7位置的PVDF壓電傳感器的大小為φ25 mm，足跟8處的PVDF壓電傳感器的大小為φ40 mm，8個PVDF壓電傳感器的厚度均為50 μm×(1±5 %)。

圖8 PVDF傳感器布置效果

將圖8(a)中的鞋墊放置于運動鞋中，鞋墊與鞋底面完全貼合，如圖8(b)所示。赤腳穿上運動鞋在平地上進(jìn)行一個步態(tài)運動的足底壓力分布測量實驗。

3.2 步態(tài)運動實驗數(shù)據(jù)分析

將所測得的實驗數(shù)據(jù)導(dǎo)入MATLAB軟件中進(jìn)行數(shù)據(jù)處理，得到的實驗曲線如圖9所示。圖9中為2次測量得到的步態(tài)運動足底壓力分布曲線。圖中的8條曲線均為由零逐漸增加到最大值，然后再從最大值逐漸減小到零。整個過程與人體正常行走的步態(tài)周期所經(jīng)歷的各個階段相一致。

圖9 平地運動鞋行走實驗過程

由圖9可以計算出足底8個關(guān)鍵部位分別承受人體重量的百分比，如表1所示。

由表1可知，跖骨區(qū)在人體行走時受力最大，其次為足趾區(qū)和足中區(qū)域，足跟區(qū)和足弓區(qū)受力最小。其中，前腳掌(足趾區(qū)和跖骨區(qū))受力最大是由于人體在行走過程中重心前移導(dǎo)致的。

表1 行走中足底各部位所占比重 %

4 結(jié) 論

本文結(jié)合PVDF壓電薄膜傳感器開發(fā)了一種足底壓力測量系統(tǒng)，實驗結(jié)果表明：跖骨區(qū)在人體行走時受力最大，其次為足趾區(qū)和足中區(qū)域，足跟區(qū)和足弓區(qū)受力最小。

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