1、雙通道表面肌電信號(hào)采集裝置的設(shè)計(jì)與分析摘要：本研究設(shè)計(jì)了一種雙通道的表面肌電信號(hào)(surface electromyography, sEMG)采集裝置。該裝置以 STM32為主控芯片，配以sEMG采集模塊，實(shí)現(xiàn)對肌電信號(hào)的采集，并將數(shù)據(jù)傳至由MATLAB編程的上位機(jī) 進(jìn)行分析處理。該裝置對于人體內(nèi)部及周圍環(huán)境干擾噪聲的處理均在硬件上實(shí)現(xiàn)，信噪比約為6070 dB。 將本裝置與Noraxon - DTS系列無線sEMG采集裝置采集的肌電信號(hào)進(jìn)行比對，結(jié)果表明，該裝置能更好地 濾除50 Hz的工頻干擾；當(dāng)受試者做屈肘動(dòng)作時(shí)，肱二頭肌的頻譜信號(hào)與Noraxon裝置的測試結(jié)果一致，表明 該裝置能高精

2、度地采集sEMG，且具有很強(qiáng)的抗干擾能力$關(guān)鍵詞：表面肌電信號(hào)；信號(hào)采集；信噪比；硬件濾波；干擾噪聲處理Design and analysis of dual channel surface electromyographyacquisition equipmentAbstract: Used STM32 as the main control chip,we designed a dual channel surface electromyography( sEMG) signal acquisition device. The equipment used STM32 as the mai

3、n control chip and sEMG acquisition module to achieve the acquisition of original EMG signal and transmit the data to the upper computer complied by MATLAB for analysis and processing. It dealt with the interference noise of human body and surrounding environment completely in hardware, the signal -

4、 to - noise ratio( SNR) was about 60 70 dB. Compared with Noraxon 一 DTS series wireless sEMG acquisition system, the experiment results showed that the equipment could further filter out 50 Hz power frequency interference, the signal spectrum of biceps brachii was equivalent to that of Noraxons devi

5、ce when subjects do elbow flexion. The device can acquire sEMG signal with high precision and has strong anti 一 interference ability.Key words： Surface electromyography; Original signal acquisition; Signal to noise ratio; Hardware filtering; Signal interference processing1引言表面肌電信號(hào)(surface electromyo

6、graphy, sEMG)是一種伴隨著肌肉活動(dòng)，在皮膚表面?zhèn)鬟f的 生物電，蘊(yùn)含了多種肌肉運(yùn)動(dòng)信息。其作為一種新 穎的人機(jī)交互輸入方式，廣泛應(yīng)用于疾病診斷、康復(fù) 醫(yī)學(xué)、運(yùn)動(dòng)科學(xué)等領(lǐng)域#一2。Raj等提出了基于 PID控制直流電機(jī)的實(shí)時(shí)sEMG驅(qū)動(dòng)的假肢模型。Jang等實(shí)現(xiàn)了電動(dòng)輪椅基于sEMG的簡單分類器 的連續(xù)控制。從信號(hào)精準(zhǔn)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(huì)因?yàn)槿梭w的運(yùn)動(dòng)而造成導(dǎo)聯(lián)線的串 擾，且體積相對較小，便于攜帶。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(jī)等的功率要 求。對

7、于有線方式,Khushaba等在利用sEMG控 制假肢的實(shí)驗(yàn)中，用32個(gè)電極對手指運(yùn)動(dòng)的sEMG 進(jìn)行采集，準(zhǔn)確率高達(dá)98%，之后利用雙電極，準(zhǔn)確 率也能達(dá)到93%，因此，在不影響分類準(zhǔn)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(jì)了一款雙通道sEMG采集裝置，采 用上下位機(jī)結(jié)構(gòu)。下位機(jī)主要由sEMG采集模塊和 STM32主控芯片等組成，實(shí)現(xiàn)sEMG的采集。上位 機(jī)由MATLAB編寫的圖形用戶界面（GUI），實(shí)現(xiàn)了 與下位機(jī)的數(shù)據(jù)通訊，可以對采集的sEMG進(jìn)行處 理分析，并且可以發(fā)送指令對下位機(jī)進(jìn)行控制$2設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)sEMG采集裝置包括上、下位機(jī)兩部分。下位 機(jī)主要包括電源

8、模塊、信號(hào)采集模塊及MCU控制模 塊;上位機(jī)是由MATLAB編寫的圖形用戶界面，主 要用來進(jìn)行數(shù)據(jù)的處理分析及對下位機(jī)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$Fig. 1 System structure block diagram2.1Fig. 1 System structure block diagram硬件電路見圖2,其設(shè)計(jì)包括sEMG采集模塊、 ADC前級驅(qū)動(dòng)電路、MCU主控模塊囪。主要工作流 程為:信號(hào)采集模塊通過對信號(hào)濾波放大，再經(jīng)由 ADC前級驅(qū)動(dòng)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

9、發(fā)送至上位圖2硬件電路板Fig. 2 167可674 circuit boardL1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(hào)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(hào)采集模塊 人體sEMG幅值一般在0 500 F,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，見圖通過Stm32控制A、B的邏輯狀態(tài),其對應(yīng)增益

10、見 表1。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(hào)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(gè)一階和一個(gè)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$Table 1 True value of gain adjustment multipleBA增益（倍）0020151010111Table 1 True value of gain adjustment multipleBA增益（倍）0020151010111表1增益調(diào)節(jié)倍數(shù)真值表（1）人體皮

11、膚阻抗會(huì)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(yùn)算放大器OP2177將人體信號(hào)與后級測量電路分 隔，其具有高阻輸入、低阻輸出的特點(diǎn)$(2) sEMG主要集中于200 Hz以下，而心電信 號(hào)作為sEMG采集過程中最大的生物電干擾，其頻 率范圍集中于0.2520 Hz，因此，為避免心電信號(hào) 的干擾，本研究選取20 500 Hz作為信號(hào)采集的范 圍。Fig. 3 Gain adjusting circuitMOIX6b.z(3)工頻干擾是外部最主要的一個(gè)干擾源，但 50 Hz也是sEMG能量最為豐富的頻段，當(dāng)周圍其他 不同工作頻率的設(shè)備打開時(shí)，通過50 Hz陷波器去

12、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(hào)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(dòng)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(dòng)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(gè)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(shí) 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(hào)則能夠通過差分 放大器輸出。活性電極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 $(4)通過PCB良好的布局布線，最大

13、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(hào)對肌電采集信號(hào)的串?dāng)_。圖4信號(hào)預(yù)處理電路Fig. 4 Signal preprocessing circuit2.1. 4 ADC前級驅(qū)動(dòng)電路 本研究設(shè)計(jì)ADC前 級驅(qū)動(dòng)電路將放大后- 5+5V范圍內(nèi)的sEMG 轉(zhuǎn)至03.3 V，以便ADC能夠安全精確的測量肌電 原始信號(hào)，ADC前級驅(qū)動(dòng)電路見圖5$ 0.3 F電容 保證了采樣過程中運(yùn)放只需提供微弱的電流，R.：。 避免了電容可能引起的自激振蕩，同時(shí)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。Fig. 5 ADC front drive cir

14、cuit2. 2Fig. 5 ADC front drive circuit上位機(jī)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(shí)時(shí)顯示，也可 以發(fā)送命令使下位機(jī)完成相應(yīng)功能。在此基礎(chǔ)上增 加了波形實(shí)時(shí)顯示與快速傅里葉變換(FFT)模塊，能 夠直觀地觀察到sEMG的動(dòng)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(hào)進(jìn)行分析，見圖6。圖6上位機(jī)界面Upper computer interfaceFig.63實(shí)驗(yàn)與結(jié)果3.1硬件電路測試為了驗(yàn)證本裝置采集信號(hào)的準(zhǔn)確性，本研究對 電路設(shè)計(jì)的有效頻段(20 500 Hz)內(nèi)

15、的信號(hào)做信 噪比(signal to noise ratio，SNR)定量分析$ 利用 信號(hào)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(hào)與輸入端空載時(shí) 的輸出信號(hào)，輸入端未輸入信號(hào)時(shí)示波器的峰峰值 V/ =2.9 mV,當(dāng)給定輸入峰峰值為2 mV，不同頻率 fs時(shí),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( Vj/V/)換算的結(jié)果，見圖7，Vj 和V/分別代表信號(hào)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(dāng) 微弱,表明采集信號(hào)準(zhǔn)確性較高。表

16、2不同頻率示波器的輸出值Table 2 Output values of oscilloscopes with different frequencies TOC o 1-5 h z fs (Hz)2030405060708090100Vs (V)2.906.007.408.128.408.648.849.009.2M s ( Hz)200300400450460470480490500Vs (V)9.209.209.208.408.207.907.507.106.60050100 150 200 250 300 350 400 450 500頻率(f/Hz)圖7信噪比頻譜圖Fig. 7 SN

17、R spectrum3. 2結(jié)果分析為了進(jìn)一步評估本研究裝置的信號(hào)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(jìn)行對比。實(shí)驗(yàn)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(yùn)動(dòng)兩種狀態(tài)下的 sEMG，屈肘運(yùn)動(dòng)要求受試者在一個(gè)測試周期內(nèi)做相 同角度及速率的兩次屈肘運(yùn)動(dòng)。圖8為靜息電位與 屈肘運(yùn)動(dòng)兩種狀態(tài)下的肌電信號(hào)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(yùn)動(dòng)電 位，圖(d)為Ncokxcl測得的屈肘運(yùn)動(dòng)電位圖。本 裝置

18、是在原始肌電信號(hào)的基礎(chǔ)上放大了 5 000倍, Noraxon裝置測得是原始肌電信號(hào)，因此，在圖中原 信號(hào)與頻譜信號(hào)幅值上會(huì)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(b)時(shí)間(t/s)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(yùn)動(dòng)電位；(c) Noraxon靜息電位；( ).村:了牧:；屈肘運(yùn)動(dòng)電位8 Comparison Between two channel acquisition equipment an Noraxon wireless