戴季高,徐秀林△,吳曦

(1.上海理工大學醫(yī)療器械與食品學院，上海 200082；2.上海市長海醫(yī)院，上海 200433)

1 引 言

表面肌電信號(surface electromyography, sEMG)是一種伴隨著肌肉活動，在皮膚表面?zhèn)鬟f的生物電，蘊含了多種肌肉運動信息。其作為一種新穎的人機交互輸入方式，廣泛應(yīng)用于疾病診斷、康復(fù)醫(yī)學、運動科學等領(lǐng)域[1-2]。Raj等[3]提出了基于PID控制直流電機的實時sEMG驅(qū)動的假肢模型。Jang等[4]實現(xiàn)了電動輪椅基于sEMG的簡單分類器的連續(xù)控制。

從信號精準度來講，無線采集模塊相對有線方式具有較大優(yōu)勢，電池供電有效避免了工頻干擾，采集過程中也不會因為人體的運動而造成導聯(lián)線的串擾，且體積相對較小，便于攜帶[5]。但對于sEMG采集及基于sEMG控制策略的電路集成，無線采集系統(tǒng)很難滿足功能性電刺激、控制電機[6]等的功率要求。對于有線方式，Khushaba等[7]在利用sEMG控制假肢的實驗中，用32個電極對手指運動的sEMG進行采集，準確率高達98%，之后利用雙電極，準確率也能達到93%，因此，在不影響分類準確度的前提下，減少電極數(shù)量將大大簡化對控制策略的要求。

本研究設(shè)計了一款雙通道sEMG采集裝置，采用上下位機結(jié)構(gòu)。下位機主要由sEMG采集模塊和STM32主控芯片等組成，實現(xiàn)sEMG的采集。上位機由MATLAB編寫的圖形用戶界面(GUI)，實現(xiàn)了與下位機的數(shù)據(jù)通訊，可以對采集的sEMG進行處理分析，并且可以發(fā)送指令對下位機進行控制。

2 設(shè)計與實現(xiàn)

sEMG采集裝置包括上、下位機兩部分。下位機主要包括電源模塊、信號采集模塊及MCU控制模塊；上位機是由MATLAB編寫的圖形用戶界面，主要用來進行數(shù)據(jù)的處理分析及對下位機的指令控制，數(shù)據(jù)處理包含串口數(shù)據(jù)收發(fā)功能及對數(shù)據(jù)的頻譜轉(zhuǎn)換。系統(tǒng)整體流程結(jié)構(gòu)框圖見圖1。

圖1 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖Fig.1 System structure block diagram

2.1 硬件設(shè)計

硬件電路見圖2，其設(shè)計包括sEMG采集模塊、ADC前級驅(qū)動電路、MCU主控模塊[8]。主要工作流程為：信號采集模塊通過對信號濾波放大，再經(jīng)由ADC前級驅(qū)動電路獲得0～3.3 V范圍內(nèi)的sEMG，最終STM32芯片將轉(zhuǎn)換數(shù)據(jù)通過串口發(fā)送至上位機。

圖2 硬件電路板Fig.2 Hardware circuit board

2.1.1電源模塊 本研究通過電源適配器將交流電轉(zhuǎn)化為直流電，通過DC-DC芯片將適配器電壓轉(zhuǎn)換至穩(wěn)定的5 V電壓以保證信號采集模塊的供電，通過低壓差線性穩(wěn)壓器(LDO)將+5 V轉(zhuǎn)至3.3 V保證MCU的正常供電。

2.1.2信號采集模塊 人體sEMG幅值一般在0～500 μF，下肢功能性障礙患者的sEMG更加微弱。因此,為了更加清晰地觀察患者的sEMG，本研究將原始sEMG放大5 000倍，并在此基礎(chǔ)上添加了模擬選擇開關(guān)CD4052芯片作為增益調(diào)節(jié)電路，見圖3，通過Stm32控制A、B的邏輯狀態(tài)，其對應(yīng)增益見表1。

圖3 增益調(diào)節(jié)電路Fig.3 Gain adjusting circuit

表1 增益調(diào)節(jié)倍數(shù)真值表Table 1 True value of gain adjustment multiple

前級放大電路利用差分放大器AD8221先放大10倍；由于采用了CD4052增益調(diào)節(jié)電路，為保持信號穩(wěn)定，需要保持濾波器品質(zhì)因數(shù)的遞增，因此，本研究中級放大電路由三個一階和一個二階高通濾波器組成，截止頻率為20 Hz；后級放大電路采用7階巴特沃斯低通濾波器，截止頻率為500 Hz。

2.1.3干擾噪聲處理 由于sEMG的微弱性，采集過程中極易受到干擾，而包含人體內(nèi)各種組織生物電信號、采集裝置器件之間的串擾及周圍環(huán)境的噪聲等[9-10]。對于這些干擾，不能單純依靠上位機軟件濾波，要盡可能地在硬件設(shè)計環(huán)節(jié)將其抑制最大化[11]，本研究主要考慮以下四個方面：

(1)人體皮膚阻抗會隨周圍環(huán)境的變化而顯出差異，除在測試前利用酒精擦拭皮膚外，本研究利用運算放大器OP2177將人體信號與后級測量電路分隔，其具有高阻輸入、低阻輸出的特點。

(2)sEMG主要集中于200 Hz以下，而心電信號作為sEMG采集過程中最大的生物電干擾，其頻率范圍集中于0.25～20 Hz，因此，為避免心電信號的干擾，本研究選取20～500 Hz作為信號采集的范圍。

(3)工頻干擾是外部最主要的一個干擾源，但50 Hz也是sEMG能量最為豐富的頻段，當周圍其他不同工作頻率的設(shè)備打開時，通過50 Hz陷波器去除工頻干擾并不能較好地濾除，并且易受其他設(shè)備的干擾。對于該共模干擾，本研究采用了信號預(yù)處理電路，見圖4，高共模抑制比的差分放大器配合對消驅(qū)動電路降低工頻共模干擾，OP2177跟隨器的輸出不僅給了后級68倍的反相放大，還驅(qū)動了屏蔽層，從人體獲得的共模電壓使外部干擾難以突破該屏蔽電位，保證兩個電極之間的電位差最小。該預(yù)處理方法使得50 Hz的工頻干擾及周邊設(shè)備工作時產(chǎn)生的共模電壓難以逾越屏蔽層電位，而包括50 Hz在內(nèi)所有頻段的肌電差模信號則能夠通過差分放大器輸出?；钚噪姌O沿著肌肉纖維方向擺放，參考電極置于活性電極中線正交處[12-13]。

圖4 信號預(yù)處理電路Fig.4 Signal preprocessing circuit

(4)通過PCB良好的布局布線，最大限度地降低干擾噪聲，分割模擬數(shù)字區(qū)域，以阻隔高頻數(shù)字信號對肌電采集信號的串擾。

2.1.4ADC前級驅(qū)動電路 本研究設(shè)計ADC前級驅(qū)動電路將放大后-5～+5 V范圍內(nèi)的sEMG轉(zhuǎn)至0～3.3 V，以便ADC能夠安全精確的測量肌電原始信號，ADC前級驅(qū)動電路見圖5。0.3 μF電容保證了采樣過程中運放只需提供微弱的電流，Riso避免了電容可能引起的自激振蕩，同時與0.3 uF電容組成截止頻率為884 Hz的一階無源低通濾波器，具有抗混疊作用。

圖5 ADC前級驅(qū)動電路Fig.5 ADC front drive circuit

2.2 軟件設(shè)計

上位機界面由MATLAB的GUI搭建而成，串口收發(fā)功能可以接收采集的sEMG，并實時顯示，也可以發(fā)送命令使下位機完成相應(yīng)功能。在此基礎(chǔ)上增加了波形實時顯示與快速傅里葉變換(FFT)模塊，能夠直觀地觀察到sEMG的動態(tài)描述并做相應(yīng)的頻譜變換，串口通信與數(shù)據(jù)處理功能通過可視化界面編譯在一起，可以方便地對肌電信號進行分析,見圖6。

圖6 上位機界面Fig.6 Upper computer interface

3 實驗與結(jié)果

3.1 硬件電路測試

為了驗證本裝置采集信號的準確性，本研究對電路設(shè)計的有效頻段(20～500 Hz)內(nèi)的信號做信噪比(signal to noise ratio,SNR)定量分析[14]。利用信號發(fā)生器給定恒定幅度的正弦波，調(diào)制頻率20～500 Hz,分別記錄輸入端接收信號與輸入端空載時的輸出信號，輸入端未輸入信號時示波器的峰峰值VN=2.9 mV，當給定輸入峰峰值為2 mV，不同頻率fs時，示波器的輸出峰峰值VS見表2。根據(jù)電壓幅值的比例關(guān)系20lg(VS/VN)換算的結(jié)果，見圖7，VS和VN分別代表信號和噪聲電壓的有效值。從圖7中可以看出，本研究的裝置在20～500 Hz范圍內(nèi)的信噪比保持在60～70 dB，噪聲對sEMG的干擾相當微弱，表明采集信號準確性較高。

表2 不同頻率示波器的輸出值Table 2 Output values of oscilloscopes with different frequencies

圖7 信噪比頻譜圖Fig.7 SNR spectrum

3.2 結(jié)果分析

為了進一步評估本研究裝置的信號采集效果，將其與美國Noraxon公司的DTS系列無線肌電采集設(shè)備進行對比。實驗選取4名健康的受試者，年齡(24±1) 歲，身高(170±2) cm，體重(70±3) Kg。測試受試者在靜息和屈肘運動兩種狀態(tài)下的sEMG，屈肘運動要求受試者在一個測試周期內(nèi)做相同角度及速率的兩次屈肘運動。圖8為靜息電位與屈肘運動兩種狀態(tài)下的肌電信號波形，其中圖8(a)為本裝置測得的靜息電位，圖8(c)為Noraxon測得的靜息電位，圖8(b)為本裝置測得的屈肘運動電位，圖8(d)為Noraxon測得的屈肘運動電位圖。本裝置是在原始肌電信號的基礎(chǔ)上放大了5 000倍，Noraxon裝置測得是原始肌電信號，因此，在圖中原信號與頻譜信號幅值上會表現(xiàn)出5 000倍左右的差異，但是真正說明結(jié)果的是頻譜分析中頻率分布及各頻率處的能量密度。由圖8(a)和圖8(c)兩種裝置的靜息電位比較可以看出，本研究的雙通道采集裝置的50 Hz工頻干擾能量密度顯著小于Noraxon無線采集設(shè)備，圖8(b)和圖8(d)分別顯示的是本研究裝置與Noraxon無線肌電采集裝置對受試者一個周期內(nèi)兩次屈肘運動過程中肱二頭肌肌電信號的采集情況，頻譜分布均在20～150 Hz，二者數(shù)值結(jié)果呈正相關(guān)。實驗過程中，周圍其他設(shè)備正常工作的情況下，波形未產(chǎn)生明顯波動。結(jié)果表明，本研究裝置能濾除50 Hz的工頻干擾，經(jīng)信號頻譜分析，本裝置抗干擾能力強，可靠性良好。

圖8 雙通道采集設(shè)備與Noraxon無線采集設(shè)備比較(a).本裝置靜息電位;(b).本裝置屈肘運動電位;(c).Noraxon靜息電位;(d).Noraxon屈肘運動電位Fig.8 Comparison between two channel acquisition equipment and Noraxon wireless acquisition equipment(a).resting potential of the device;(b).elbow flexion motor potential of the device； (c).resting potential of Noraxon;(d).elbow flexion motor potential of Noraxon

4 結(jié)論

本研究針對基于sEMG控制策略的需求，設(shè)計了一種低噪聲高精度的雙通道sEMG采集裝置。該裝置能對原始肌電信號進行放大，在硬件上實現(xiàn)了對人體sEMG采集過程中濾除其他生物電信號及工頻干擾信號，抗干擾能力強。通過與美國Noraxon公司的DTS系列無線肌電采集裝置測試結(jié)果的對比，評估了兩者的抗干擾能力及準確性。結(jié)果表明，該裝置采集的人體表面肌電信號測試精度高，且具有很強的抗干擾能力。本研究為開發(fā)集成高精度、智能化、多功能生物反饋電刺激治療儀等康復(fù)治療相關(guān)設(shè)備奠定了良好的基礎(chǔ)。