謝作述,王從慶
(南京航空航天大學(xué) 自動(dòng)化學(xué)院,南京 210016)
隨著科學(xué)技術(shù)的快速發(fā)展,人工智能控制在我們的日常生活中得到更廣泛的應(yīng)用,例如在服務(wù)業(yè)、軍工業(yè)、工業(yè)以及高端儀器設(shè)備制造業(yè)等領(lǐng)域。在一些高危險(xiǎn)性的特殊行業(yè),人們可以操控機(jī)械臂機(jī)器人[1]來完成一系列高強(qiáng)度且危險(xiǎn)的任務(wù)以保障人們的人生安全。以上所有的應(yīng)用場(chǎng)景都要求更加多元的操控方式,而如何做到更加高效自然的進(jìn)行人機(jī)交互便成了重要的研究方向。眾所周知,人體的所有活動(dòng)都受到大腦的控制,大腦通過神經(jīng)遞質(zhì)將動(dòng)作信號(hào)傳遞給人體各個(gè)部位的肌肉組織,肌肉組織通過收縮運(yùn)動(dòng)進(jìn)而實(shí)現(xiàn)肢體的各種動(dòng)作功能。而肌肉收縮時(shí)會(huì)產(chǎn)生肌電信號(hào),經(jīng)研究發(fā)現(xiàn)這種肌電信號(hào)是淺層肌肉和神經(jīng)干上電活動(dòng)在皮膚表面的綜合效應(yīng),能在一定程度上反映神經(jīng)肌肉的活動(dòng)。因此我們可以通過研究肌電信號(hào)的產(chǎn)生機(jī)理和肌電信號(hào)與肌肉運(yùn)動(dòng)之間的相關(guān)關(guān)系以達(dá)到讓機(jī)器識(shí)別出人體的各種動(dòng)作。
目前采集人體肌電信號(hào)的神經(jīng)接口技術(shù)可分為插入式針電極(Indwelling EMG,IEMG)和表面肌電(surface electromyography,sEMG)兩大類,插入時(shí)針電極由于需要將電極刺入皮下組織,所以可以得到比較純凈的肌肉電信號(hào),但給被試者帶來較大的心理和生理上的的創(chuàng)傷,尤其是在對(duì)被試者進(jìn)行多次不同部位采樣時(shí),會(huì)帶來極大的痛苦。而表面肌電信號(hào)采集由于只需將電極貼在受試者皮膚上,可以做到無痛、無創(chuàng),正是因?yàn)檫@個(gè)優(yōu)勢(shì)使得表面肌電信號(hào)處理技術(shù)可以廣泛應(yīng)用在運(yùn)動(dòng)分析、康復(fù)醫(yī)療、人機(jī)交互等諸多領(lǐng)域,表面肌電信號(hào)處理技術(shù)也得到了很好的發(fā)展。在利用sEMG進(jìn)行人機(jī)交互方面,國(guó)外的多所大學(xué)和科研單位已經(jīng)在從事相關(guān)工作,其中包括加拿大的英國(guó)帝國(guó)理工學(xué)院和紐布倫斯威克大學(xué)、美國(guó)的約翰霍普金斯大學(xué)的應(yīng)用物理實(shí)驗(yàn)室等。比較著名的有加拿大Thalmic Labs公司基于sEMG分析與識(shí)別設(shè)計(jì)了一款名為MYO的腕帶,它實(shí)現(xiàn)了與電腦聯(lián)動(dòng)的虛擬仿真控制。國(guó)內(nèi)有中國(guó)科技大學(xué)設(shè)計(jì)的一種具有體積小,待機(jī)時(shí)間長(zhǎng),精度高,可采集多路信號(hào)等特點(diǎn)的無線多通道表面肌電信號(hào)采集裝置[2]。浙江大學(xué)設(shè)計(jì)的一種有助于研究肌群活動(dòng)狀態(tài)的高密度表面肌電信號(hào)采集系統(tǒng)[3]。本文根據(jù)一種可穿戴康復(fù)手套的研發(fā)需求,開展了多通道肌電信號(hào)采集的神經(jīng)接口設(shè)計(jì),并進(jìn)行了相關(guān)實(shí)驗(yàn)分析。
圖1給出了本文所設(shè)計(jì)的用于肌電信號(hào)采集的神經(jīng)接口結(jié)構(gòu),包括穿戴在手臂上的肌電信號(hào)采集手環(huán)、對(duì)肌電信號(hào)進(jìn)行濾波放大的裝置、DSP28335對(duì)肌電信號(hào)采集處理并發(fā)送給上位機(jī),上位機(jī)對(duì)最終采集的信號(hào)進(jìn)行分析識(shí)別。
圖1 神經(jīng)接口結(jié)構(gòu)圖
本系統(tǒng)采用兩次濾波放大,采集手環(huán)對(duì)信號(hào)進(jìn)行第一次濾波放大,濾波電路對(duì)信號(hào)進(jìn)行第二次濾波放大。根據(jù)多級(jí)放大器的噪聲合成原理,要實(shí)現(xiàn)最大程度的降低噪聲,就要盡可能地將較多的增益分配給前級(jí)放大器[4]。本文設(shè)計(jì)方案采用前級(jí)放大60倍,后級(jí)放大20倍,總計(jì)約1 200倍。
在表面肌電信號(hào)的檢測(cè)中,人體產(chǎn)生的sEMG信號(hào)的電壓值通常在0~5 000 μV之間,信號(hào)頻率主要集中在0~500 Hz之間,其中20~250 Hz范圍內(nèi)的信號(hào)包含了sEMG信號(hào)的主要信息[5-6],這樣微弱的信號(hào)非常容易受到外界的干擾,而最常引入的外界干擾是市電的工頻干擾,其頻率主要為50 Hz或60 Hz,恰好處于50~250 Hz范圍內(nèi)[7]。為了盡可能的消除這種工頻干擾對(duì)肌電信號(hào)檢測(cè)的影響,可以采取金屬板屏蔽或隔離的方法來消除這種影響。金屬板屏蔽消除即是將受試者與整個(gè)神經(jīng)接口系統(tǒng)置于完全封閉的金屬板屏蔽室,且該屏蔽室要與地良好接觸。經(jīng)研究,這種方法可以很好地抑制工頻干擾,但是由于屏蔽室的體積十分龐大且造價(jià)高昂,移動(dòng)搬運(yùn)也不便,所以一般不采用這種方法,而是尋求一種更加簡(jiǎn)便有效的屏蔽措施即隔離消除。所謂隔離消除[8]即是使肌電信號(hào)采集系統(tǒng)與市電系統(tǒng)之間沒有任何的電流通路,本文采用獨(dú)立的電池供電可以有效地將肌電信號(hào)采集系統(tǒng)與市電系統(tǒng)完全隔離開,圖1給出了該神經(jīng)接口的結(jié)構(gòu)圖。
在設(shè)計(jì)肌電信號(hào)神經(jīng)接口時(shí),當(dāng)使用獨(dú)立的直流電源來避免直接引入市電系統(tǒng)的工頻干擾后,還應(yīng)注意其它使用市電供電的電器所產(chǎn)生的干擾。在進(jìn)行肌電信號(hào)檢測(cè)時(shí),這些用電器例如室內(nèi)空調(diào)、電腦等都會(huì)產(chǎn)生工頻的交變電場(chǎng),這些充斥在環(huán)境中的交變電場(chǎng)會(huì)通過磁場(chǎng)耦合在sEMG電極上,在理想情況下,當(dāng)兩個(gè)sEMG電極與參考電極之間的阻抗相等時(shí),耦合在上面的電壓則是一對(duì)幅度和相位都相同的共模信號(hào),以共模途徑被引入到sEMG信號(hào)中[9]。而差分放大電路對(duì)共模輸入信號(hào)有很大的抑制能力,為了最大程度的抑制這種共模信號(hào)就要保證差分電極與參考電極之間的阻抗盡量相等,一般的做法是使參考電極遠(yuǎn)離差分電極,同時(shí)將sEMG電極和儀表放大器直接集成在PCB板上,并且使PCB上的電路嚴(yán)格對(duì)稱。一般的儀表放大器所具有的共模抑制比為80~120 dB,對(duì)共模干擾信號(hào)的抑制作用有限。故為了更好地抑制這種性質(zhì)的工頻干擾可以使用具有高共模抑制比的儀表放大器。
除了直接使用市電系統(tǒng)供電帶來的工頻干擾和其它由市電系統(tǒng)供電的電器產(chǎn)生的工頻干擾外,還有一種主要的干擾產(chǎn)生于受試者本身,這種干擾叫運(yùn)動(dòng)偽跡[10]。金屬電極上的微量金屬在與皮膚表面接觸后會(huì)以離子的形式進(jìn)入皮膚表面的電解質(zhì)。在實(shí)際的肌電信號(hào)檢測(cè)中,電解質(zhì)的數(shù)量和離子的濃度會(huì)因受試者肢體運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的肌肉膨脹、皮膚抖動(dòng)而發(fā)生變化,界面處的電荷分布也不斷變化,從而電極電位會(huì)隨著受試者的肢體運(yùn)動(dòng)狀態(tài)產(chǎn)生波動(dòng),這種波動(dòng)被稱為運(yùn)動(dòng)偽跡。運(yùn)動(dòng)偽跡的頻譜主要集中在10~20 Hz以下的低頻段,與肌電信號(hào)的主要采集范圍并無重疊,因此可以利用高通濾波來消除這種干擾。
采集手環(huán)上總共有16路采集電路,每2路采集電路集成在一塊2*4 cm的PCB板上。如圖2所示為第一級(jí)放大濾波電路的其中一路電路圖,該電路使用差分放大消除共模干擾,所用儀表放大器為AD620芯片,擁有較高的共模抑制比,芯片引腳1和引腳4分別接一個(gè)彈簧探針電極,引腳2和引腳3之間串聯(lián)一個(gè)電容Cg和電阻Rg組成濾波電路以實(shí)現(xiàn)20 Hz的高通濾波。引腳5和引腳8上分別連接接地電容Cs1和Cs2,用以消除耦合作用[11]。
圖2 第一級(jí)放大濾波電路
該電路放大增益計(jì)算公式為:
(1)
其中:A為輸出增益,R0=49.4 kΩ為儀表放大器內(nèi)部固定阻值,Rg為電阻,Cg為電容,j為虛數(shù)單位,w為信號(hào)頻率。
該電路的濾波截至頻率計(jì)算公式為:
(2)
其中:F為截止頻率,Rg=800 Ω,Cg=10 μF,對(duì)直流和極低頻運(yùn)動(dòng)偽跡放大倍數(shù)為1,對(duì)肌電信號(hào)的放大倍數(shù)為1+R0/Rg,約為62倍,截止頻率為20 Hz,有效的抑制了運(yùn)動(dòng)偽跡。
在經(jīng)過采集手環(huán)對(duì)肌電信號(hào)的第一級(jí)濾波放大后,肌電信號(hào)中還有較多的高頻噪聲,同時(shí)肌電信號(hào)需經(jīng)第二次放大。采集手環(huán)和濾波裝置都采用9 V的雙電源供電,因此所采集到的肌電信號(hào)范圍為-9~+9 V,考慮到DSP28335內(nèi)部的AD采樣范圍為0~3 V,故需采用分壓電路,將其降到-1.5 V~1.5 V之間,再采用加法器電路,對(duì)其增加1.5 V電壓,最后得到0 V~3 V的肌電信號(hào)可供DSP進(jìn)行采樣。綜上所述,濾波裝置的功能包括對(duì)經(jīng)采集手環(huán)濾波放大的信號(hào)進(jìn)行20~250 Hz帶通濾波,將肌電信號(hào)的電壓轉(zhuǎn)換為可供DSP28335采集的電壓,對(duì)肌電信號(hào)進(jìn)行第二次放大處理,如圖3所示。
圖3 第二級(jí)濾波放大
帶通濾波電路如圖4所示,該電路為巴特沃斯[12]電路結(jié)構(gòu),采用單位增益濾波器,由低通濾波電路和高通濾波電路串聯(lián)形成帶通濾波,供電方式為9 V的雙電源供電,其中C1、C2、C3、C4、R1、R2、R3、R4為該濾波電路的參數(shù)。前級(jí)為高通濾波,為了實(shí)現(xiàn)截止頻率為20 Hz的高通濾波,電路中所用電容C1=C2=0.1 μF,電阻R1、R2的計(jì)算公式為:
圖4 帶通濾波電路圖
(3)
(4)
其中:采用R1=100 kΩ,R2=51 kΩ,可得截止頻率f約為22 Hz。
后級(jí)為了實(shí)現(xiàn)250 Hz的低通濾波,取電路中電容C4=2 μF,C3=0.2 μF,則計(jì)算電阻R3、R4的公式為:
(5)
其中當(dāng)R3=R4=4.5 kΩ,可得截止頻率f1為250 Hz。
轉(zhuǎn)換電路圖如圖5所示,先將肌電信號(hào)進(jìn)行比例縮放,再利用加法器電路抬升肌電信號(hào)至0~3 V,加法器與縮放電路之間添加電壓跟隨器[13]使信號(hào)更穩(wěn)定。加法器公式為:
圖5 轉(zhuǎn)換電路圖
(6)
其中:Rf、R1、R2都為10 kΩ的電阻,V1、V2為相加的電壓,VOUT為輸出信號(hào)電壓。
經(jīng)過以上的濾波、轉(zhuǎn)換后,再對(duì)肌電信號(hào)進(jìn)行第二次放大,設(shè)置倍數(shù)為20倍,連接在轉(zhuǎn)換電路之后,則整個(gè)神經(jīng)接口系統(tǒng)的放大倍數(shù)為1 200倍。
本設(shè)計(jì)方案采用DSP28335對(duì)肌電信號(hào)實(shí)現(xiàn)采樣,使用EPWM周期觸發(fā)AD采樣,觸發(fā)方式為TBCTR=TBPRD,進(jìn)入AD中斷后再對(duì)SCI的發(fā)送中斷標(biāo)志位寫1,以使CPU依次響應(yīng)AD中斷、SCI中斷。所以需要運(yùn)行的DSP外設(shè)有EPWM、片內(nèi)AD和SCI,以下依次對(duì)各個(gè)外設(shè)部分進(jìn)行軟件配置。
EPWM配置:
EPwm1Regs.TBCTL.bit.CLKDIV=2;
EPwm1Regs.TBCTL.bit.HSPCLKDIV=2;
EPwm1Regs.ETSEL.bit.SOCAEN = 1; //使能SOCA觸發(fā)AD
EPwm1Regs.ETSEL.bit.SOCASEL = 2; //觸發(fā)方式為TBCTR=TBPRD
EPwm1Regs.ETPS.bit.SOCAPRD = 1;
EPwm1Regs.TBPRD = 0x249E; //采樣頻率設(shè)置
EPwm1Regs.TBCTL.bit.CTRMODE = 0;
EPwm1Regs.TBCTR=0;
AD配置:
AdcRegs.ADCTRL1.bit.SUSMOD=3;
AdcRegs.ADCTRL1.bit.ACQ_PS=0;
AdcRegs.ADCTRL1.bit.CPS=0; //預(yù)定標(biāo),對(duì)外輸時(shí)鐘進(jìn)行分頻
AdcRegs.ADCTRL1.bit.CONT_RUN=0;
AdcRegs.ADCTRL1.bit.SEQ_CASC=1; //級(jí)聯(lián)模式
AdcRegs.ADCTRL3.all = 0x00FE; // 給adc內(nèi)部上電
AdcRegs.ADCMAXCONV.bit.MAX_CONV1=0xF;//設(shè)置16對(duì)轉(zhuǎn)換通道
AdcRegs.ADCTRL2.bit.EPWM_SOCA_SEQ1=1; //使能PWMA SOC發(fā)
AdcRegs.ADCTRL2.bit.INT_ENA_SEQ1=1; //使能SEQ1中斷
SCI配置:
ScicRegs.SCICCR.bit.STOPBITS=0;//1位停止位
ScicRegs.SCICCR.bit.PARITYENA=0;//禁止極性檢測(cè)
ScicRegs.SCICCR.bit.LOOPBKENA=0;//禁止回送測(cè)試模式功能
ScicRegs.SCICCR.bit.ADDRIDLE_MODE=0;//空閑線模式
ScicRegs.SCICCR.bit.SCICHAR=7; //8位數(shù)據(jù)位
ScicRegs.SCICTL1.bit.TXENA = 1; //SCIA模塊的發(fā)送使能
ScicRegs.SCIHBAUD = 0x00;
ScicRegs.SCILBAUD = 0x1C; //波特率設(shè)置為160 000
手臂肌肉動(dòng)作產(chǎn)生的電信號(hào)十分微弱,即使放大了1 200倍依然很小,所采集的肌電信號(hào)在1.5 V上下只有很微小的波動(dòng),AD采樣的結(jié)果寄存器為12位,而SCI的發(fā)送緩沖寄存器為8位,將12位的值賦給8位的寄存器時(shí)會(huì)舍棄小數(shù)位,這對(duì)本就微弱的肌電信號(hào)是致命的。故為了盡可能多的保留小數(shù)位采取以下兩種方法。
(1)對(duì)AD采樣后的結(jié)果乘以80,以使一部分小數(shù)位變?yōu)閭€(gè)位或十位。如圖6(a)為處理后放松狀態(tài)下的一路肌電信號(hào),圖6(b)為握拳狀態(tài)下的該路肌電信號(hào),可以看出肌電信號(hào)變化范圍很小,結(jié)果不是很理想。
圖6 AD采集的肌電信號(hào)
(2)對(duì)AD采樣的結(jié)果進(jìn)行歸一化處理[14],即找出采集到的16路肌電信號(hào)幅值的最大值(max)和最小值(min),并進(jìn)行歸一化運(yùn)算:
(7)
其中:a為歸一化后的放大倍數(shù),由于SCI發(fā)送緩沖寄存器為8位,故最大發(fā)送值為256,取a=256,x、y分別為轉(zhuǎn)換前后的肌電信號(hào)值。
圖7(a)為經(jīng)過歸一化處理后放松狀態(tài)下的一路肌電信號(hào),圖7(b)為握拳時(shí)的這路肌電信號(hào),可以看出肌電信號(hào)變化范圍明顯變大,手臂動(dòng)作時(shí)的肌電信號(hào)很明顯。因此,本文設(shè)計(jì)的肌電采集系統(tǒng)采用第二種方案。
圖7 歸一化處理后的肌電信號(hào)
將采集手環(huán)、濾波裝置、DSP28335和上位機(jī)用導(dǎo)線連接好,采集手環(huán)和濾波裝置采用兩節(jié)9 V的直流電池組成的雙電源供電,DSP采用5 V2A的直流電源供電,在手臂上穿戴好設(shè)備并進(jìn)行肌電信號(hào)的采集實(shí)驗(yàn)。
本次實(shí)驗(yàn)選取4種手勢(shì)如圖8所示,每種手勢(shì)動(dòng)作時(shí)長(zhǎng)分別保持5 s,采集其肌電信號(hào),從左至右分別為握拳、OK、內(nèi)屈、外屈。
圖8 4種不同手勢(shì)
整個(gè)肌電信號(hào)采集神經(jīng)接口系統(tǒng)如圖9所示。
圖9 肌電神經(jīng)接口系統(tǒng)
圖10所示分別為本次實(shí)驗(yàn)握拳、OK、內(nèi)屈和外屈手勢(shì)的肌電信號(hào)圖。
圖10 4種手勢(shì)肌電信號(hào)圖
從實(shí)驗(yàn)所采集到的不同手勢(shì)的肌電信號(hào)圖,可以看出,不同手勢(shì)對(duì)應(yīng)的16路肌電信號(hào)各不相同,且區(qū)別明顯。由于采集手環(huán)上的16對(duì)彈簧探針均勻分布在手臂上一周,每路采集電路分別對(duì)應(yīng)不同的肌肉部位。當(dāng)做不同的手勢(shì)時(shí),肌電信號(hào)采集區(qū)域的肌肉收縮程度會(huì)隨動(dòng)作手勢(shì)的不同而相應(yīng)變化,在做一些對(duì)力量需求較大的手勢(shì)時(shí),肌肉的收縮程度也會(huì)變大,所檢測(cè)到的肌電信號(hào)強(qiáng)度也會(huì)增加。因此可以很容易的通過對(duì)所采集到的肌電信號(hào)進(jìn)行分析來識(shí)別出其所對(duì)應(yīng)的手勢(shì),從而應(yīng)用到人機(jī)交互的應(yīng)用中。
本文對(duì)一種采集手臂肌電信號(hào)的神經(jīng)接口設(shè)計(jì)方法進(jìn)行了詳細(xì)的研究,所設(shè)計(jì)的肌電采集系統(tǒng)對(duì)各種噪聲進(jìn)行了濾除。通過實(shí)驗(yàn)得到了較為準(zhǔn)確的肌電信號(hào),并且通過線性歸一化對(duì)DSP采樣信號(hào)進(jìn)行了較好的處理,使信號(hào)更真實(shí)的反應(yīng)肌肉的動(dòng)作變化,利用DSP的設(shè)置靈活性,可任意配置采樣頻率和通信波特率。