表面肌電信號(hào)采集與處理系統(tǒng)研究

滕燕，王士允，尹振全，李小寧

(南京理工大學(xué)機(jī)械工程學(xué)院，江蘇南京 210094)

近年來(lái)由于交通事故、人口老齡化等造成的膝關(guān)節(jié)損傷患者的數(shù)量急劇上升，在康復(fù)治療早期對(duì)受傷膝關(guān)節(jié)進(jìn)行及時(shí)、有效的康復(fù)訓(xùn)練是恢復(fù)關(guān)節(jié)功能、提高康復(fù)質(zhì)量的有效臨床干預(yù)手段［1］。作者在前期研究開發(fā)了一種柔順膝關(guān)節(jié)康復(fù)訓(xùn)練裝置［2］，利用氣動(dòng)肌肉［3］自身良好的柔順性較好地解決了傳統(tǒng)CPM機(jī)(Continuous Passive Motion)由于剛性驅(qū)動(dòng)而極易對(duì)受傷關(guān)節(jié)造成二次傷害的問題。為了達(dá)到更優(yōu)的康復(fù)訓(xùn)練效果和訓(xùn)練安全性，需要根據(jù)康復(fù)的不同對(duì)象或不同階段，制定個(gè)性化、智能化的康復(fù)訓(xùn)練，這就需要把握不同康復(fù)對(duì)象或康復(fù)階段在接受康復(fù)訓(xùn)練時(shí)實(shí)際的肢體響應(yīng)。表面肌電信號(hào)sEMG(surface Eectromyography)能反映肌肉和神經(jīng)的活動(dòng)狀態(tài)［4］，由于關(guān)節(jié)與韌帶、肌肉的相互關(guān)聯(lián)性，因此sEMG信號(hào)也可以間接反映出關(guān)節(jié)的康復(fù)程度。目前，sEMG信號(hào)的采集和處理技術(shù)是人們研究的熱點(diǎn)。但由于人體sEMG信號(hào)具有幅值小、信噪比低、易受干擾、較難采集的特點(diǎn)［5］，目前雖已研制出一些表面肌電信號(hào)的采集裝置，但大多結(jié)構(gòu)復(fù)雜、價(jià)格昂貴，不利于將其直接應(yīng)用于所開發(fā)的膝關(guān)節(jié)康復(fù)訓(xùn)練裝置中。

設(shè)計(jì)一種結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單、成本低廉的表面肌電信號(hào)調(diào)理器，通過兩級(jí)放大、濾波、陷波等技術(shù)手段，保證在有效放大sEMG信號(hào)的同時(shí)抑制高、低頻噪聲和工頻干擾;通過開發(fā)基于LabVIEW的表面肌電信號(hào)采集與處理系統(tǒng)以得到清晰準(zhǔn)確的sEMG信號(hào)。研究結(jié)果將為膝關(guān)節(jié)康復(fù)訓(xùn)練驅(qū)動(dòng)力的自適應(yīng)控制奠定理論和試驗(yàn)基礎(chǔ)。

1 表面肌電信號(hào)調(diào)理器

1.1 表面肌電信號(hào)調(diào)理器的設(shè)計(jì)

設(shè)計(jì)了如圖1所示的表面肌電信號(hào)調(diào)理器。采用了前、后兩級(jí)放大電路，總的電壓放大倍數(shù)等于組成它的兩級(jí)放大電路電壓放大倍數(shù)之積。同時(shí)，設(shè)計(jì)了專用濾波器以減小外界低頻、高頻噪聲及工 頻干擾。

圖1 表面肌電信號(hào)調(diào)理器電路原理圖

(1)前置放大器

采用TI公司的儀表放大器INA128UA作為前置放大器，并在該放大器的輸入端采用差動(dòng)接線方式，即將兩個(gè)輸入端上的信號(hào)差值放大后作為輸出，而兩個(gè)輸入端上共同施加的噪聲信號(hào)則不能放大，可有效抑制共模信號(hào)的干擾。

如圖1所示，前置放大器的放大倍數(shù)由跨接在放大器腳1和腳8之間的外部增益調(diào)節(jié)電阻Rg調(diào)節(jié)，調(diào)節(jié)Rg的阻值可設(shè)定1～10 000的放大倍數(shù)。文中中取Rg=51 Ω，根據(jù)INA128UA增益計(jì)算公式得:

(2)后級(jí)可變?cè)鲆娣糯箅娐?/p>

考慮到不同人體的個(gè)體差異等因素導(dǎo)致的sEMG信號(hào)幅值特性不同的特點(diǎn)，采用反相比例放大器和電位器對(duì)后級(jí)可變?cè)鲆娣糯箅娐愤M(jìn)行設(shè)計(jì)。采用TI公司的OPA134芯片作為放大器芯片進(jìn)行反饋放大，利用50 kΩ電位器進(jìn)行放大倍數(shù)的選擇。

設(shè)計(jì)過程中選取R16=100 kΩ，R17=R18=10 kΩ，R19=50 kΩ。運(yùn)放“虛短”和“虛斷”原理，可得后級(jí)可變?cè)鲆娣糯笃鞯姆糯蟊稊?shù)為:

經(jīng)過前置放大器和后級(jí)可變?cè)鲆娣糯笃鳎瑂EMG的總放大倍數(shù)約為2 000～6 800。

(3)濾波電路

設(shè)計(jì)了濾波器電路以減小外界的低頻或高頻噪聲對(duì)sEMG信號(hào)采集的干擾。由于sEMG的有用信號(hào)頻率位于0～500 Hz之間［6］，而且功率譜最大頻率隨肌肉而定，通常在20～300 Hz之間［7］，所以研究中設(shè)定低通濾波器截止頻率為500 Hz以濾除高頻信號(hào)的干擾，同時(shí)，為了減少測(cè)量過程中由皮膚和電極之間移動(dòng)的偽差產(chǎn)生的低頻干擾，設(shè)定高通濾波器截止頻率為20 Hz。

另一方面，設(shè)計(jì)了以50 Hz為中心的陷波器來(lái)達(dá)到抑制50 Hz工頻干擾的目的。采用BB公司的UAF42芯片設(shè)計(jì)50 Hz陷波電路［8－9］，設(shè)定陷波器中心頻率為50 Hz，外圍元件參數(shù)值如表1所示。

表1 UAF42外圍元件參數(shù)

1.2 表面肌電信號(hào)調(diào)理器整體電路仿真分析

(1)表面肌電信號(hào)調(diào)理器放大電路測(cè)試

對(duì)所設(shè)計(jì)的放大電路進(jìn)行了仿真。通過調(diào)節(jié)電位器阻值，設(shè)定sEMG信號(hào)調(diào)理器總體放大倍數(shù)為3 924。向前置放大器的兩個(gè)輸入端分別輸入幅值為2、4 mV、頻率為100 Hz的兩組同相位正弦波。由于INA128UA芯片為差動(dòng)輸入、單端輸出，所以從理論上講，放大電路是將峰值為2 mV、頻率為100 Hz的正弦波進(jìn)行放大。利用示波器實(shí)測(cè)到的放大器輸出波形峰值為7.521 V。由此可計(jì)算出實(shí)際放大倍數(shù)為3 760.5倍，誤差為4.12%，能夠滿足實(shí)驗(yàn)要求。

(2)表面肌電信號(hào)調(diào)理器濾波電路測(cè)試

對(duì)所設(shè)計(jì)的濾波電路進(jìn)行了仿真。設(shè)定濾波電路的輸入信號(hào)為幅值為1 V的正弦波，仿真過程中，掃描分辨率設(shè)定為1 000。實(shí)測(cè)得到的整個(gè)濾波器的幅頻特性如圖2所示，整個(gè)頻率響應(yīng)曲線是由高通濾波器、低通濾波器以及50 Hz陷波器所決定的。高通濾波器在截止頻fL為20 Hz處衰減增益為－5.928 dB，低通濾波器在截止頻率fH為500 Hz處的衰減增益為－5.953 dB，可以滿足濾波要求。而50 Hz陷波器在陷波點(diǎn)的衰減增益為－20.581 dB，說明能夠很好地抑制工頻信號(hào)的干擾，達(dá)到了設(shè)計(jì)要求。

圖2 濾波電路幅頻特性曲線

2 表面肌電信號(hào)采集與處理系統(tǒng)

開發(fā)了如圖3所示的表面肌電信號(hào)采集與處理系統(tǒng)。

圖3 表面肌電信號(hào)采集與處理系統(tǒng)組成示意圖

2.1 硬件系統(tǒng)

表面肌電信號(hào)采集與處理系統(tǒng)的硬件部分主要包括表面電極片、表面肌電信號(hào)調(diào)理器、PCI-1710L數(shù)據(jù)采集卡以及PC機(jī)，主要功能是通過硬件設(shè)備對(duì)從人體肌肉表面采集到的原始表面肌電信號(hào)進(jìn)行放大、濾波等處理，并進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換使其以數(shù)字信號(hào)的形式傳送到計(jì)算機(jī)。

2.2 軟件系統(tǒng)

軟件系統(tǒng)所能實(shí)現(xiàn)的功能主要包括實(shí)驗(yàn)控制、數(shù)據(jù)采集與顯示、數(shù)據(jù)分析與處理等，如圖4所示。圖5給出了所開發(fā)的表面肌電信號(hào)采集與處理系統(tǒng)的軟件界面。

圖4 軟件系統(tǒng)功能

圖5 表面肌電信號(hào)采集與處理系統(tǒng)軟件界面

3 試驗(yàn)研究

利用所研發(fā)的表面肌電信號(hào)采集與處理系統(tǒng)，在人體下肢膝關(guān)節(jié)做屈伸運(yùn)動(dòng)時(shí)，對(duì)股二頭肌進(jìn)行了表面肌電信號(hào)的采集試驗(yàn)。試驗(yàn)裝置組成示意如圖6所示。圖7為試驗(yàn)時(shí)的照片。

圖6 試驗(yàn)裝置組成示意圖

圖7 sEMG信號(hào)采集寫真

表面電極片采用了三點(diǎn)式差動(dòng)輸入電極，其中，兩個(gè)為肌電信號(hào)的輸入端，另一個(gè)為參考地。試驗(yàn)前，首先用醫(yī)用酒精擦拭電極片貼片部位，去掉表皮角質(zhì)層，以盡量減小電極之間的阻抗;然后，將電極片正負(fù)接線兩端順著肌肉纖維的方向放置在肌腹處，并固定好相應(yīng)的電極導(dǎo)線。試驗(yàn)時(shí)，受試者下肢膝關(guān)節(jié)在矢狀面內(nèi)做有規(guī)律的屈伸運(yùn)動(dòng)，利用表面電極片檢測(cè)肌電信號(hào)，經(jīng)sEMG信號(hào)調(diào)理器濾波、放大后，由信號(hào)采集系統(tǒng)進(jìn)行采集得到實(shí)時(shí)的sEMG信號(hào)。圖8給出了其中一條sEMG信號(hào)實(shí)測(cè)曲線。

圖8 sEMG信號(hào)實(shí)測(cè)曲線

分析圖8可以看出:檢測(cè)得到的表面肌電信號(hào)可以清楚地反映關(guān)節(jié)關(guān)聯(lián)肌肉的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)。圖中對(duì)應(yīng)橫坐標(biāo)0.25～0.75 s、1.30～1.70 s以及2.25～2.50 s時(shí)間段為肌肉收縮時(shí)的狀態(tài)，sEMG信號(hào)幅值較大，最大幅值可達(dá)1.25 V;其余時(shí)間段為肌肉放松時(shí)的狀態(tài)，sEMG信號(hào)幅值較小，在0.25 V左右。

圖9為測(cè)試者股二頭肌在一個(gè)運(yùn)動(dòng)周期內(nèi)的sEMG信號(hào):關(guān)節(jié)彎曲時(shí)，肌肉收縮，sEMG信號(hào)的幅值增大;關(guān)節(jié)伸直時(shí)，肌肉放松，sEMG信號(hào)的幅值減小。可見，肌電信號(hào)幅值大小與肌肉的收縮程度密切相關(guān)。

圖9 肌肉運(yùn)動(dòng)一個(gè)周期內(nèi)的sEMG信號(hào)

另一方面，sEMG信號(hào)是一種隨時(shí)間變化的隨機(jī)信號(hào)，其統(tǒng)計(jì)幅度隨肌肉的收縮程度而改變?？梢赃x取sEMG信號(hào)的均方根值 (RMS)作為特征值來(lái)反映信號(hào)的瞬時(shí)功率，代表肌電信號(hào)能量的大小，它的波形與肌電信號(hào)線性包絡(luò)的波形類似，與肌肉力的線性關(guān)系更好，是一種比肌電信號(hào)線性包絡(luò)更好的數(shù)學(xué)表示。sEMG信號(hào)的這一時(shí)域特性，可以在后續(xù)的研究中用于對(duì)柔順膝關(guān)節(jié)康復(fù)訓(xùn)練裝置的力適應(yīng)控制研究中。

4 結(jié)論

針對(duì)sEMG幅值小、信噪比低、易受干擾、較難采集的問題，開發(fā)了一種結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單、成本低的表面肌電信號(hào)采集與處理系統(tǒng)，主要的研究成果包括:

(1)設(shè)計(jì)了表面肌電信號(hào)調(diào)理器，通過前置放大器和后級(jí)可變?cè)鲆娣糯笃鳎箂EMG信號(hào)總的放大倍數(shù)可達(dá)到2 000～6 800倍;通過濾波器有效抑制外界噪聲和工頻信號(hào)的干擾。

(2)開發(fā)了表面肌電信號(hào)采集與處理的軟、硬件系統(tǒng)，該系統(tǒng)具有對(duì)sEMG信號(hào)進(jìn)行實(shí)時(shí)采集、過程控制、分析處理等功能。

(3)利用所研發(fā)的表面肌電信號(hào)采集與處理系統(tǒng)對(duì)人體下肢做屈伸動(dòng)作時(shí)的股二頭肌的肌電信號(hào)進(jìn)行了采集試驗(yàn)，得到了清晰的sEMG信號(hào)，驗(yàn)證了所開發(fā)的表面肌電信號(hào)采集與處理系統(tǒng)的有效性，為后續(xù)的柔順膝關(guān)節(jié)康復(fù)訓(xùn)練裝置力適應(yīng)控制研究打下了良好的基礎(chǔ)。

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