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)

0 引言

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(lái)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(guò)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(guò)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(guò)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(lái)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(lái)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(wú)痛、無(wú)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(wú)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。

1 肌電信號(hào)神經(jīng)接口結(jié)構(gòu)

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(lái)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。

2 肌電信號(hào)采集手環(huán)設(shè)計(jì)

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(lái)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(guò)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(lái)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(wú)重疊，因此可以利用高通濾波來(lái)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。

3 濾波電路設(shè)計(jì)

在經(jīng)過(guò)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(guò)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。

4 DSP28335的軟件配置

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(guò)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)

5 實(shí)驗(yàn)測(cè)試與分析

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(guò)對(duì)所采集到的肌電信號(hào)進(jìn)行分析來(lái)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。

6 結(jié)束語(yǔ)

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(guò)實(shí)驗(yàn)得到了較為準(zhǔn)確的肌電信號(hào)，并且通過(guò)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。