双通道表面肌电信号采集装置的设计与分析

1、双通道表面肌电信号采集装置的设计与分析摘要：本研究设计了一种双通道的表面肌电信号(surface electromyography, sEMG)采集装置。该装置以 STM32为主控芯片，配以sEMG采集模块，实现对肌电信号的采集，并将数据传至由MATLAB编程的上位机 进行分析处理。该装置对于人体内部及周围环境干扰噪声的处理均在硬件上实现，信噪比约为6070 dB。 将本装置与Noraxon - DTS系列无线sEMG采集装置采集的肌电信号进行比对，结果表明，该装置能更好地 滤除50 Hz的工频干扰；当受试者做屈肘动作时，肱二头肌的频谱信号与Noraxon装置的测试结果一致，表明 该装置能高精

2、度地采集sEMG，且具有很强的抗干扰能力$关键词：表面肌电信号；信号采集；信噪比；硬件滤波；干扰噪声处理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引言表面肌电信号(surface electromyo

6、graphy, sEMG)是一种伴随着肌肉活动，在皮肤表面传递的 生物电，蕴含了多种肌肉运动信息。其作为一种新 颖的人机交互输入方式，广泛应用于疾病诊断、康复 医学、运动科学等领域#一2。Raj等提出了基于 PID控制直流电机的实时sEMG驱动的假肢模型。Jang等实现了电动轮椅基于sEMG的简单分类器 的连续控制。从信号精准度来讲，无线采集模块相对有线方 式具有较大优势，电池供电有效避免了工频干扰，采 集过程中也不会因为人体的运动而造成导联线的串 扰，且体积相对较小，便于携带。但对于sEMG采 集及基于sEMG控制策略的电路集成，无线采集系 统很难满足功能性电刺激、控制电机等的功率要 求。对

7、于有线方式,Khushaba等在利用sEMG控 制假肢的实验中，用32个电极对手指运动的sEMG 进行采集，准确率高达98%，之后利用双电极，准确 率也能达到93%，因此，在不影响分类准确度的前 提下，减少电极数量将大大简化对控制策略的要求。本研究设计了一款双通道sEMG采集装置，采 用上下位机结构。下位机主要由sEMG采集模块和 STM32主控芯片等组成，实现sEMG的采集。上位 机由MATLAB编写的图形用户界面（GUI），实现了 与下位机的数据通讯，可以对采集的sEMG进行处 理分析，并且可以发送指令对下位机进行控制$2设计与实现sEMG采集装置包括上、下位机两部分。下位 机主要包括电源

8、模块、信号采集模块及MCU控制模 块;上位机是由MATLAB编写的图形用户界面，主 要用来进行数据的处理分析及对下位机的指令控 制，数据处理包含串口数据收发功能及对数据的频 谱转换。系统整体流程结构框图见图1$Fig. 1 System structure block diagram2.1Fig. 1 System structure block diagram硬件电路见图2,其设计包括sEMG采集模块、 ADC前级驱动电路、MCU主控模块囱。主要工作流 程为:信号采集模块通过对信号滤波放大，再经由 ADC前级驱动电路获得0 3. 3 V范围内的sEMG， 最终STM32芯片将转换数据通过串口

9、发送至上位图2硬件电路板Fig. 2 167可674 circuit boardL1电源模块 本研究通过电源适配器将交流 电转化为直流电，通过DC - DC芯片将适配器电压 转换至稳定的5 V电压以保证信号采集模块的供 电，通过低压差线性稳压器（LDO）将+5 V转至3.3 V保证MCU的正常供电。2.1. 2信号采集模块 人体sEMG幅值一般在0 500 F,下肢功能性障碍患者的sEMG更加微弱。 因此,为了更加清晰地观察患者的sEMG，本研究将 原始sEMG放大5 000倍，并在此基础上添加了模 拟选择开关CD4052芯片作为增益调节电路，见图通过Stm32控制A、B的逻辑状态,其对应增益

10、见 表1。前级放大电路利用差分放大器AD8221先放大 10倍；由于采用了 CD4052增益调节电路，为保持信 号稳定，需要保持滤波器品质因数的递增，因此，本 研究中级放大电路由三个一阶和一个二阶高通滤波 器组成，截止频率为20 Hz;后级放大电路采用7阶 巴特沃斯低通滤波器，截止频率为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增益调节倍数真值表（1）人体皮

11、肤阻抗会随周围环境的变化而显出差异，除在测试前利用酒精擦拭皮肤外，本研究利用 运算放大器OP2177将人体信号与后级测量电路分 隔，其具有高阻输入、低阻输出的特点$(2) sEMG主要集中于200 Hz以下，而心电信 号作为sEMG采集过程中最大的生物电干扰，其频 率范围集中于0.2520 Hz，因此，为避免心电信号 的干扰，本研究选取20 500 Hz作为信号采集的范 围。Fig. 3 Gain adjusting circuitMOIX6b.z(3)工频干扰是外部最主要的一个干扰源，但 50 Hz也是sEMG能量最为丰富的频段，当周围其他 不同工作频率的设备打开时，通过50 Hz陷波器去

12、除工频干扰并不能较好地滤除，并且易受其他设备 的干扰。对于该共模干扰，本研究采用了信号预处 理电路，见图4,高共模抑制比的差分放大器配合对 消驱动电路降低工频共模干扰,OP2177跟随器的输 出不仅给了后级68倍的反相放大，还驱动了屏蔽 层，从人体获得的共模电压使外部干扰难以突破该 屏蔽电位，保证两个电极之间的电位差最小。该预 处理方法使得50 Hz的工频干扰及周边设备工作时 产生的共模电压难以逾越屏蔽层电位，而包括50 Hz在内所有频段的肌电差模信号则能够通过差分 放大器输出。活性电极沿着肌肉纤维方向摆放，参 考电极置于活性电极中线正交处12 + 13 $(4)通过PCB良好的布局布线，最大

13、限度地降 低干扰噪声，分割模拟数字区域，以阻隔高频数字信 号对肌电采集信号的串扰。图4信号预处理电路Fig. 4 Signal preprocessing circuit2.1. 4 ADC前级驱动电路 本研究设计ADC前 级驱动电路将放大后- 5+5V范围内的sEMG 转至03.3 V，以便ADC能够安全精确的测量肌电 原始信号，ADC前级驱动电路见图5$ 0.3 F电容 保证了采样过程中运放只需提供微弱的电流，R.：。 避免了电容可能引起的自激振荡，同时与0.3 uF电 容组成截止频率为884 Hz的一阶无源低通滤波器, 具有抗混叠作用。Fig. 5 ADC front drive cir

14、cuit2. 2Fig. 5 ADC front drive circuit上位机界面由MATLAB的GUI搭建而成，串口 收发功能可以接收采集的sEMG,并实时显示，也可 以发送命令使下位机完成相应功能。在此基础上增 加了波形实时显示与快速傅里叶变换(FFT)模块，能 够直观地观察到sEMG的动态描述并做相应的频谱 变换，串口通信与数据处理功能通过可视化界面编译 在一起，可以方便地对肌电信号进行分析，见图6。图6上位机界面Upper computer interfaceFig.63实验与结果3.1硬件电路测试为了验证本装置采集信号的准确性，本研究对 电路设计的有效频段(20 500 Hz)内

15、的信号做信 噪比(signal to noise ratio，SNR)定量分析$ 利用 信号发生器给定恒定幅度的正弦波，调制频率20 - 500 Hz,分别记录输入端接收信号与输入端空载时 的输出信号，输入端未输入信号时示波器的峰峰值 V/ =2.9 mV,当给定输入峰峰值为2 mV，不同频率 fs时,示波器的输出峰峰值Vs见表2$根据电压幅 值的比例关系20lg( Vj/V/)换算的结果，见图7，Vj 和V/分别代表信号和噪声电压的有效值。从图7 中可以看出，本研究的装置在20 _500 Hz范围内的 信噪比保持在60 _70 dB,噪声对sEMG的干扰相当 微弱,表明采集信号准确性较高。表

16、2不同频率示波器的输出值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频率(f/Hz)图7信噪比频谱图Fig. 7 SN

17、R spectrum3. 2结果分析为了进一步评估本研究装置的信号采集效果, 将其与美国Noraxon公司的DTS系列无线肌电采集 设备进行对比。实验选取4名健康的受试者，年龄 (24 1)岁，身高(170 2) cm,体重(70 3) Kg$ 测试受试者在静息和屈肘运动两种状态下的 sEMG，屈肘运动要求受试者在一个测试周期内做相 同角度及速率的两次屈肘运动。图8为静息电位与 屈肘运动两种状态下的肌电信号波形,其中图8 (a) 为本装置测得的静息电位，图8( c)为Noraxon测得 的静息电位，图8( b)为本装置测得的屈肘运动电 位，图(d)为Ncokxcl测得的屈肘运动电位图。本 装置

18、是在原始肌电信号的基础上放大了 5 000倍, Noraxon装置测得是原始肌电信号，因此，在图中原 信号与频谱信号幅值上会表现出5 000倍左右的差 异，但是真正说明结果的是频谱分析中频率分布及 各频率处的能量密度。由图8( a)和图8( c)两种装 置的静息电位比较可以看出，本研究的双通道采集 装置的50 Hz工频干扰能量密度显著小于Noraxon 无线采集设备，图8( b)和图8( d)分别显示的是本(b)时间(t/s)图8 双通道采集设备与Noraxon无线采集设备比较(a) .本装置静息电位;(B) .本装置屈肘运动电位；(c) Noraxon静息电位；( ).村:了牧:；屈肘运动电位8 Comparison Between two channel acquisition equipment an Noraxon wireless