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，廣泛應用于疾病診斷、康復醫(yī)學、運動科學等領域[1-2]。Raj等[3]提出了基于PID控制直流電機的實時sEMG驅動的假肢模型。Jang等[4]實現了電動輪椅基于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，減少電極數量將大大簡化對控制策略的要求。

本研究設計了一款雙通道sEMG采集裝置，采用上下位機結構。下位機主要由sEMG采集模塊和STM32主控芯片等組成，實現sEMG的采集。上位機由MATLAB編寫的圖形用戶界面(GUI)，實現了與下位機的數據通訊，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 設計與實現

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，主要用來進行數據的處理分析及對下位機的指令控制，數據處理包含串口數據收發(fā)功能及對數據的頻譜轉換。系統整體流程結構框圖見圖1。

圖1 系統結構框圖Fig.1 System structure block diagram

2.1 硬件設計

硬件電路見圖2，其設計包括sEMG采集模塊、ADC前級驅動電路、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，再經由ADC前級驅動電路獲得0～3.3 V范圍內的sEMG，最終STM32芯片將轉換數據通過串口發(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化為直流電，通過DC-DC芯片將適配器電壓轉換至穩(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，并在此基礎上添加了模擬選擇開關CD4052芯片作為增益調節(jié)電路，見圖3，通過Stm32控制A、B的邏輯狀態(tài)，其對應增益見表1。

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

表1 增益調節(jié)倍數真值表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增益調節(jié)電路，為保持信號穩(wěn)定，需要保持濾波器品質因數的遞增，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，并且易受其他設備的干擾。對于該共模干擾，本研究采用了信號預處理電路，見圖4，高共模抑制比的差分放大器配合對消驅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。該預處理方法使得50 Hz的工頻干擾及周邊設備工作時產生的共模電壓難以逾越屏蔽層電位，而包括50 Hz在內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，分割模擬數字區(qū)域，以阻隔高頻數字信號對肌電采集信號的串擾。

2.1.4ADC前級驅動電路 本研究設計ADC前級驅動電路將放大后-5～+5 V范圍內的sEMG轉至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前級驅動電路Fig.5 ADC front drive circuit

2.2 軟件設計

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功能。在此基礎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)描述并做相應的頻譜變換，串口通信與數據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，本研究對電路設計的有效頻段(20～500 Hz)內的信號做信噪比(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。根據電壓幅值的比例關系20lg(VS/VN)換算的結果，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出5 000倍左右的差異，但是真正說明結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，二者數值結果呈正相關。實驗過程中，周圍其他設備正常工作的情況下，波形未產生明顯波動。結果表明，本研究裝置能濾除50 Hz的工頻干擾，經信號頻譜分析，本裝置抗干擾能力強，可靠性良好。

圖8 雙通道采集設備與Noraxon無線采集設備比較(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 結論

本研究針對基于sEMG控制策略的需求，設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果的對比，評估了兩者的抗干擾能力及準確性。結果表明，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治療相關設備奠定了良好的基礎。