表面肌電信號(hào)(SEMG)利用粘貼在人體肌肉表面的Ag-AgCl電極片，測(cè)量肌肉活動(dòng)時(shí)的放電信號(hào)。它不同于針電極插入肌肉的測(cè)量方法，具有簡(jiǎn)單易用、無創(chuàng)傷、無痛苦的優(yōu)點(diǎn)，能有效反映肢體運(yùn)動(dòng)信息。它可以被用在臨床醫(yī)學(xué)研究與診斷、康復(fù)工程、機(jī)器人等領(lǐng)域[1]。

    現(xiàn)有肌電采集儀具有通道數(shù)目較少、所測(cè)數(shù)量少、測(cè)量受連接電纜的束縛等缺點(diǎn)，因此，本文提出了一種無線肌電采集裝置，以STM32F103作為處理器，利用nRF24L01作為射頻無線收發(fā)模塊，不但可克服以上缺點(diǎn)，還具有穩(wěn)定可靠、傳輸距離遠(yuǎn)、數(shù)據(jù)量大等優(yōu)點(diǎn)。在助力機(jī)器人應(yīng)用中，可以實(shí)時(shí)采集人在上樓梯、遠(yuǎn)距離行走時(shí)的SEMG。目前，該裝置已經(jīng)被用于助力機(jī)器人的助力效果評(píng)價(jià)中[2]。
1 工作原理
    系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖如圖1所示。16個(gè)通道的肌電信號(hào)通過差分電極，經(jīng)過射極跟隨電路緩沖后，經(jīng)放大、濾波、電平抬升后供STM32F103進(jìn)行采集。STM32F103內(nèi)部的切換開關(guān)分時(shí)選通每個(gè)通道，由于切換速度高，可認(rèn)為采集是同步進(jìn)行的。STM32F103將SEMG進(jìn)行數(shù)字濾波后,通過nRF24L01發(fā)送至接收端。接收端將數(shù)據(jù)通過USB接口發(fā)送至上位機(jī)軟件。STM32F103具有最高128 KB的Flash，最高20 KB的SRAM，主頻可以達(dá)到72 MHz，具備二個(gè)SPI同步串行接口，一個(gè)USB2.0全速接口。它自帶A/D轉(zhuǎn)換器，具有16通道、1 μs轉(zhuǎn)換速度、12 bit采樣精度，可完成16通道的SEMG數(shù)據(jù)采集。通道數(shù)目越多，可測(cè)量的數(shù)據(jù)點(diǎn)就越多，所反映肌肉塊的數(shù)據(jù)信息也就越多。多通道可以構(gòu)成陣列式電極，運(yùn)用相關(guān)算法，可對(duì)復(fù)雜肢體運(yùn)動(dòng)進(jìn)行識(shí)別。雖然MSP430單片機(jī)采樣頻率可以達(dá)到200 kS/s，但受制于晶振的工作頻率及串口傳輸速率的瓶頸,無法做到8通道以上的高速SEGM采集。

    nRF24L01作為采集儀的收發(fā)模塊,是一種工作于2.4 GHz的無線工業(yè)級(jí)的通信芯片, 它的最高傳輸速率為2 Mb/s，具有內(nèi)置硬件CRC檢錯(cuò)和點(diǎn)對(duì)多點(diǎn)通信地址控制，抗干擾能力強(qiáng)?；赪IFI的無線文件傳輸系統(tǒng)，對(duì)于嵌入式系統(tǒng)，配置雜，功耗較高。使用工業(yè)級(jí)無線模塊nRF24L01做無線收發(fā)任務(wù)，配置簡(jiǎn)單，功耗低。
2 系統(tǒng)硬軟件設(shè)計(jì)
2.1 SEMG的前端調(diào)理
    SEMG非常微弱，幅度一般為0.1~5 mV，常常淹沒在大量噪聲中，極易受到干擾。要先進(jìn)行首級(jí)放大后才能進(jìn)行濾波，放大電路選用高共模抑制比、低輸入偏置電流的儀表運(yùn)放INA111。對(duì)于毫伏級(jí)小信號(hào)的放大，運(yùn)算放大器選擇特性優(yōu)良的OPA4277，其參數(shù)為：偏置電壓10 μV，偏置電流1 nA，溫漂±0.1 μV/℃，電源抑制比130 dB，靜態(tài)電流0.79 mA，單雙電源供電，軌對(duì)軌輸出。前3個(gè)參數(shù)可防止SEMG淹沒在器件本身的噪聲中，高電源抑制比可避免由電源波動(dòng)引起的噪聲干擾，低靜態(tài)電流可減少鋰電池供電時(shí)的功耗?？紤]到SEMG頻帶為10~500 Hz,故設(shè)計(jì)-3 dB截止頻率范圍為10~500 Hz的帶通濾波器，濾除SEMG夾雜的低頻和高頻的干擾信號(hào)，再進(jìn)行末級(jí)放大。取INA111差分信號(hào)的平均值，做積分運(yùn)算，運(yùn)算結(jié)果作為參考電極——浮地(Float GND)，可有效地抑制共模干擾。電路圖如圖2所示。

    電路中僅做帶通濾波還不夠，還需針對(duì)50 Hz的工頻陷波，可選方法很多。有源T型陷波器雖然理論與設(shè)計(jì)成熟，但對(duì)元件的對(duì)稱性要求極其嚴(yán)格，元件精度直接影響中心頻率與Q值，調(diào)試非常困難；用UAF42通用濾波器構(gòu)成的陷波器，可以使50 Hz工頻衰減40 dB[3]，但是對(duì)于多通道的數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)來說，每個(gè)通道都加一片UAF42及外圍電路,硬件顯得過于龐雜。結(jié)合STM32F103的數(shù)據(jù)處理速度快的特點(diǎn)，直接用數(shù)字濾波，可以簡(jiǎn)化系統(tǒng)設(shè)計(jì)、降低成本。使用FIR濾波器可以設(shè)計(jì)到高階，而且線性相位性能好，詳細(xì)過程在后面介紹。
2.2 SEMG數(shù)據(jù)采集與發(fā)送
    參考文獻(xiàn)[4]介紹了一種96通道的陣列式SEMG采集與測(cè)量系統(tǒng)，ADC轉(zhuǎn)換速率高達(dá)1 MHz。有研究表明，SEMG 作為一種微弱的生物電信號(hào)，其頻率分布在10～500 Hz，且絕大部分集中在20～150 Hz之間[5]。根據(jù)香農(nóng)定理及工程實(shí)踐經(jīng)驗(yàn)，將STM32F103的采樣頻率定為1 kHz，已經(jīng)能夠較好滿足實(shí)際需求。每次A/D轉(zhuǎn)換結(jié)束后,使用DMA方式將轉(zhuǎn)換后的數(shù)據(jù)依次移至數(shù)據(jù)緩沖區(qū),數(shù)緩沖區(qū)填滿后,將4 KB數(shù)據(jù)無線發(fā)送到接收模塊。
    SEMG數(shù)據(jù)發(fā)送工作流程如下：采集模塊接收到PC機(jī)發(fā)送的采集命令參數(shù)后，解析命令的具體功能，如開始采集、發(fā)送數(shù)據(jù)、停止采集、濾波、修改采樣頻率等。采集模塊將數(shù)據(jù)按Modbus協(xié)議格式打包成數(shù)據(jù)幀，通過SPI接口傳給nRF24L01自動(dòng)發(fā)送。如果采集模塊接收到重傳命令，重新傳遞數(shù)據(jù)。
2.3 SEMG數(shù)據(jù)接收
    接收模塊的STM32F103在上電后，完成系統(tǒng)時(shí)鐘配置與初始化片外設(shè)備,并從nRF24L01讀取數(shù)據(jù),進(jìn)行CRC校驗(yàn)，若數(shù)據(jù)出錯(cuò)，則命令發(fā)送模塊重傳。若數(shù)據(jù)正確，放入DMA中，等到數(shù)據(jù)緩沖滿4 KB時(shí)，將數(shù)據(jù)打包，通過STM32的USB接口，發(fā)送到上位機(jī)軟件，進(jìn)行實(shí)時(shí)顯示與存儲(chǔ)。意法半導(dǎo)體公司專門為STM32F103 提供USB固件驅(qū)動(dòng)程序庫，簡(jiǎn)化了應(yīng)用開發(fā)流程。首先，使用DriverStudio中的Driver works編寫USB 驅(qū)動(dòng)程序，生成“*.inf”與“*.sys”文件。然后，當(dāng)接收端與PC機(jī)連接時(shí)，PC機(jī)自動(dòng)加載USB驅(qū)動(dòng)程序，上位機(jī)軟件用CreateFile 函數(shù)打開設(shè)備，用ReadFile 從WDM中讀數(shù)據(jù)，用WriteFile寫數(shù)據(jù)給WDM。利用TeeChart Active控件，實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)的可視化輸出。為減小文件大小、提高讀寫速度，防止出現(xiàn)死機(jī)與丟包現(xiàn)象發(fā)生，數(shù)據(jù)被以二進(jìn)制文件“*.dat”的形式存儲(chǔ)在硬盤中。最后，當(dāng)應(yīng)用程序退出時(shí)，用CloseHandle關(guān)閉設(shè)備。
3 工頻濾波
    使用較好的差分電極和高共模抑制比的儀表運(yùn)放，可減少工頻噪聲。但是它的帶寬較窄，難以充分抑制。工頻干擾主要集中在以50 Hz及其倍頻上,如100 Hz、150 Hz、…、450 Hz。為了把工頻干擾從SEMG中濾除，本文設(shè)計(jì)了線性遞歸的梳狀陷波器。IIR濾波器的計(jì)算量小，但沒有線性相位;FIR濾波器雖有線性相位,但其所用階次高，帶阻濾波器的系數(shù)也非整數(shù)，所以乘加運(yùn)算量大，無法實(shí)時(shí)處理SEMG。如果采用簡(jiǎn)單整系數(shù)濾波可以用IIR的結(jié)構(gòu)實(shí)現(xiàn)FIR濾波器。采用全通網(wǎng)絡(luò)減去帶通網(wǎng)絡(luò)方法得到帶阻網(wǎng)絡(luò)。
    帶通濾波器的轉(zhuǎn)移函數(shù)為：
    
    根據(jù)轉(zhuǎn)移函數(shù)，求出時(shí)域方程，STM32處理器將采集數(shù)據(jù)放到循環(huán)隊(duì)列中與時(shí)域方程的各項(xiàng)系數(shù)進(jìn)行乘加運(yùn)算，得到濾波后的SEMG，再通過無線傳輸方式發(fā)送到上位機(jī)。為了驗(yàn)證濾波器的設(shè)計(jì)效果,用120 Hz、210 Hz兩種正弦波疊加，并添加50 Hz及其倍頻干擾，來模擬SEMG。濾波前后對(duì)比如圖3所示?？煽闯鰪?fù)合信號(hào)經(jīng)陷波后，工頻成分極大地衰弱，陷波器窄阻帶很好地保護(hù)了其他有效頻帶內(nèi)的模擬SEMG。

4 SEMG的特征提取

    可通過時(shí)域與頻域的方法來提取特征參數(shù)，對(duì)SEMG進(jìn)行模式識(shí)別。時(shí)域方法計(jì)算時(shí)域SEMG信號(hào)的方差和均值，由于個(gè)體差異、電極片粘貼位置、肌肉發(fā)力強(qiáng)度、測(cè)量時(shí)間、引入噪聲等因素，導(dǎo)致計(jì)算結(jié)果存在很大差異，適用性和可靠性均不佳[6]。頻域方法是指計(jì)算SEMG的平均功率頻率和中值頻率。由于功率譜波形穩(wěn)定好，提取的頻域特征也相對(duì)比較穩(wěn)定，有利于進(jìn)行SEMG的模式識(shí)別。嘗試使用功率譜比值法也獲得了較好的效果。
    先從采集的SEMG 中找出功率譜的最大值f0，然后，計(jì)算出f0附近某個(gè)指定寬度±n區(qū)域的面積，再除以功率譜整個(gè)總面積P， 得到功率譜特征比值K。具體定義如下:
  
    經(jīng)過實(shí)驗(yàn)，當(dāng)n取為15 Hz，特征值的區(qū)分度較好。分子P0為功率譜在f0±15 Hz的面積，分母P取在20-450 Hz內(nèi)功率譜面積。得到的兩路SEMG功率譜比值如表1所示。從表1看出，利用橈側(cè)腕屈肌、尺側(cè)腕屈肌和肱橈肌、掌長(zhǎng)肌屈肌這兩組功率譜比值來區(qū)分腕內(nèi)外轉(zhuǎn)動(dòng)與手腕上下?lián)P。手腕作相對(duì)運(yùn)動(dòng)時(shí)，對(duì)應(yīng)肌肉存在大小差異。比如手腕上揚(yáng)時(shí)，肱橈肌功率譜比值大于掌長(zhǎng)肌，下?lián)P時(shí)肱橈肌的功率譜比值小于掌長(zhǎng)肌。

    本文將STM32F103處理器應(yīng)用到肌電采集裝置中，通道數(shù)目多，數(shù)據(jù)處理能力強(qiáng)。采用nRF24L01收發(fā)數(shù)據(jù)，傳輸量大，可靠性高。針對(duì)信號(hào)調(diào)理電路在工頻消噪這一環(huán)節(jié)上的不足，設(shè)計(jì)了50 Hz梳狀陷波器,能有效濾除工頻。采用的功率譜比值法提取簡(jiǎn)單手勢(shì)的SEMG特征，有較好的識(shí)別效果。

參考文獻(xiàn)
[1] 姚松麗,章亞男,張震.利用選擇性肌電信號(hào)控制踝關(guān)節(jié)神經(jīng)運(yùn)動(dòng)康復(fù)裝置[J].上海大學(xué)學(xué)報(bào),2009,15(3):245-250.
[2] 向馗,李濤,宋全軍,等.面向外骨骼助力的肌張力信息實(shí)時(shí)獲取[J].華中科技大學(xué)學(xué)報(bào),2011,39(2):259-263.
[3] 顏良, 陳儒軍, 劉石,等． 基于UAF42通用濾波芯片的50 Hz陷波器設(shè)計(jì)[J]．儀器儀表學(xué)報(bào),2006,27(8):924-927.
[4] NAGATA K, MAGATANI K, et al. Monte carlo method for evaluating the effect of surface EMG measurement placement on motion recognition accuracy[C]. 31st Annual International Conference of the IEEE EMBS Minneapolis, Minnesota, USA, September 2-6,2009:2583-2586.
[5] RONAGER J, CHRISTENSEN H. Power spectrum analysis of the EMG pattern in normal and diseasedmuscles[J].Neurol. Sci, 1989,94(1-3):283-294.
[6] 李耀宇,郭凌菱,雷英杰．肌電信號(hào)的波幅直方圖統(tǒng)計(jì)處理[J].生物醫(yī)學(xué)工程雜志,1995,12(3):237-240.