摘要：本文設(shè)計(jì)了一種無線多通道表面肌電信號(hào)(surface electromyography，SEMG)采集系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括多通道的無線傳感器和信號(hào)接收部分。傳感器可獨(dú)立的穿戴于人體表面，以線形差分電極獲取表面肌電信號(hào)，對(duì)其進(jìn)行放大、濾波、A/D變換，并用無線的方式按本文設(shè)計(jì)的通信協(xié)議發(fā)送給接收部分。接收部分對(duì)各傳感器的數(shù)據(jù)進(jìn)行整合，并通過USB接口傳輸給電腦進(jìn)行存儲(chǔ)、顯示和處理。每個(gè)傳感器體積為35mm×20mm×11mm，重量?jī)H13g(含電池)，一次充電可工作9個(gè)小時(shí)，無線通信距離達(dá)7.5m，采集到的信號(hào)噪聲低于-70dB(肌電信號(hào)1mV代表0dB)。該設(shè)計(jì)大大提高了電極安放的便利性，采集設(shè)備的便攜性與人體的安全性，且避免了工頻干擾，能夠滿足基于表面肌電信號(hào)的手勢(shì)或姿勢(shì)識(shí)別等研究的要求。

　　1引言

　　表面肌電(surface electromyography，SEMG)信號(hào)是肌肉電活動(dòng)在皮膚表面處時(shí)間和空間上的綜合[1]。不同的動(dòng)作中肌群收縮產(chǎn)生的表面肌電信號(hào)會(huì)表現(xiàn)出不同特征，從而可以識(shí)別出人的姿勢(shì)和動(dòng)作，進(jìn)而實(shí)現(xiàn)人與計(jì)算機(jī)交互等目的。近年來，SEMG不僅被廣泛應(yīng)用于疾病診斷、康復(fù)醫(yī)學(xué)、運(yùn)動(dòng)體育等領(lǐng)域，而且作為一種新穎的人機(jī)交互輸入方式備受關(guān)注[2]。文獻(xiàn)[3]實(shí)現(xiàn)了用手臂表面肌電信號(hào)控制機(jī)械手。文獻(xiàn)[4]實(shí)現(xiàn)了利用人體三個(gè)部位的表面肌電信號(hào)駕駛電動(dòng)車。

　　現(xiàn)有的表面肌電采集系統(tǒng)大多使用有線的方式，電極與采集設(shè)備和電腦等控制設(shè)備相連，由交流電源供電，例如文獻(xiàn)[5-6]就是采用了有線的SEMG電極。這種方案易引入電力線的工頻干擾[7]，此外有線的電極對(duì)人體造成束縛，不便于在運(yùn)動(dòng)中使用。為使得SEMG采集系統(tǒng)更加便攜、易用、電極可穿戴性好，能夠安置于全身，滿足人體姿勢(shì)動(dòng)作識(shí)別等應(yīng)用的需求，本文將傳感器設(shè)計(jì)成獨(dú)立的模塊，體積盡量小，重量盡量輕，使用電池供電，用無線方式傳輸數(shù)據(jù)。無線的方案避免了工頻干擾，并且將人與交流市電隔離，電氣安全性好。同時(shí)，本文設(shè)計(jì)了無線接收電路，針對(duì)多通道SEMG信號(hào)采集的需要，自定義了一套無線通信協(xié)議。此外開發(fā)了PC機(jī)上的相關(guān)程序，實(shí)現(xiàn)了多通道信號(hào)的存儲(chǔ)、波形顯示和處理。實(shí)驗(yàn)證明，本采集系統(tǒng)具有實(shí)時(shí)采集、無線傳輸和存儲(chǔ)多通道SEMG的能力，具有微型、便攜安全、信號(hào)信噪比高等的特點(diǎn)。

　　2 實(shí)現(xiàn)方法

　　2.1系統(tǒng)硬件設(shè)計(jì)

　　采集系統(tǒng)包括可穿戴于人體表面的多個(gè)獨(dú)立的無線傳感器和接收部分。多通道的無線傳感器可以按2.2節(jié)中圖4所述結(jié)構(gòu)共同工作。為了展示肌電信號(hào)采集的完整過程，圖1給出了一個(gè)通道的無線傳感器與只包含一個(gè)接收端的接收部分原理框圖。其中無線傳感器用差分電極采集表面肌電信號(hào)，之后進(jìn)行放大、濾波和A/D轉(zhuǎn)換，并在單片機(jī)的控制下由射頻芯片將信號(hào)發(fā)射出去，電源由電池提供。接收端利用同樣的射頻芯片將信號(hào)接收下來，并用單片機(jī)控制整個(gè)通信過程按照一定的通信協(xié)議有序進(jìn)行，同時(shí)利用單片機(jī)自帶的USB控制器將數(shù)據(jù)傳輸至PC機(jī)，由PC機(jī)完成信號(hào)的存儲(chǔ)、波形顯示和算法處理。

　　圖1硬件原理框圖

　　Fig.1 Block diagram of hardware

　　無線傳感器模塊在硬件上采用了三層結(jié)構(gòu)，如圖2所示。下層是信號(hào)采集和預(yù)處理板，它包括了與人體表面接觸的電極、信號(hào)的預(yù)處理電路以及一個(gè)用于A/D轉(zhuǎn)換和無線收發(fā)控制的單片機(jī)；中間集成了一個(gè)可充電的鋰電池；上層是無線收發(fā)電路，集成了射頻芯片、天線匹配網(wǎng)絡(luò)以及一個(gè)PCB天線。

　　圖2傳感器的三層結(jié)構(gòu)圖

　　Fig.2 Three-layer structure of sensor

　　在SEMG的多個(gè)應(yīng)用領(lǐng)域中，與人體直接接觸的電極大多采用差分結(jié)構(gòu)，使用Ag/AgCl，Ag和Au等材料，電極的間距大多取10mm至30mm[8]。本系

　　統(tǒng)的無線傳感器模塊電極部分由兩個(gè)長(zhǎng)條形鍍金焊盤構(gòu)成，兩條焊盤長(zhǎng)10mm，寬2.5mm，間距為10mm，位于傳感器底面，在差分電極旁邊是一塊面積較大的焊盤將電路地線引出，作為參考電極與皮膚接觸，使得采集到的肌電信號(hào)電壓范圍在運(yùn)算放大器允許的輸入范圍之內(nèi)。

　　在信號(hào)預(yù)處理方面，考慮到表面肌電信號(hào)的特點(diǎn)：幅度很小(幾十微伏至數(shù)千微伏)，頻率范圍為20~1000Hz，且主要能量集中于50~100Hz范圍內(nèi)；

　　易產(chǎn)生運(yùn)動(dòng)偽跡，其能量主要集中在0~20Hz[7]，設(shè)計(jì)了如圖3所示的濾波放大電路。信號(hào)以差分方式輸入，并選擇兩款高輸入阻抗、高CMRR、低電流噪聲的放大器芯片，兩個(gè)運(yùn)算放大器與外圍元件共同完成了兩級(jí)共1000倍的放大和20~1000Hz的帶通濾波器。其中前級(jí)采用了儀表運(yùn)放AD8220，它的電流噪聲僅，占用電路板面積小，通過1.5k的電阻和10μF的電容來設(shè)置該級(jí)放大倍數(shù)為34倍。后級(jí)采用運(yùn)放OPA364，具有SOT23-5封裝，在PCB板上僅占用3mm×3mm大小，適合于傳感器的微型化設(shè)計(jì)。OPA364和2個(gè)電容、2個(gè)電阻構(gòu)成通頻帶為20~1000Hz的切比雪夫Ⅰ型1階帶通濾波器，放大倍數(shù)約30倍。

　　圖3放大濾波電路原理圖

　　Fig.3 Principle of amplification and filter circuit

　　從放大濾波電路輸出的信號(hào)流入單片機(jī)的A/D轉(zhuǎn)換器，采用了C8051F411微控制器，它的資源和速度滿足A/D轉(zhuǎn)換和無線收發(fā)控制的需要，并且具有28腳QFN封裝，有助于減小無線傳感器模塊的尺寸。C8051F411單片機(jī)同時(shí)完成對(duì)無線收發(fā)芯片的控制，單片機(jī)與無線收發(fā)芯片之間采用四線SPI同步串行傳輸規(guī)范進(jìn)行通信。無線收發(fā)部分采用了TI公司的CC2500射頻芯片，它工作在2.4GHz，具有體積小，低功耗的優(yōu)點(diǎn)。此外，2.4GHz是免許可證頻段，天線所需尺寸較小，便于集成在PCB板上以節(jié)省電路的體積。

　　無線收發(fā)模塊的設(shè)計(jì)需要著重考慮天線的布局以及高頻通路的設(shè)計(jì)。天線的位置和形狀會(huì)對(duì)通信距離及方向性造成影響，可根據(jù)應(yīng)用場(chǎng)合及電路板所允許空間作出選擇。在電路版圖設(shè)計(jì)時(shí)要注意將CC2500芯片底部的金屬焊盤與PCB板上的射頻地良好接觸。此外，在通信過程中盡量避免無線收發(fā)模塊的天線部分與人體直接接觸，以免影響通信質(zhì)量。

　　在電源方面，傳感器使用的可充電鋰電池可提供3.7V左右的電壓，電源電路共使用了兩種穩(wěn)壓電源芯片TPS79333和TPS60401，它們體積小，效率高，外圍元件少，可分別產(chǎn)生+3.3V和-3.3V，滿足差分運(yùn)放、單片機(jī)與無線收發(fā)模塊的要求。

　　無線接收端以C8051F320單片機(jī)為核心，并集成了CC2500射頻芯片和指示工作狀態(tài)的外圍器件。C8051F320單片機(jī)集成了通用串行總線(USB)功能控制器，可簡(jiǎn)化接收端的電路設(shè)計(jì)。單片機(jī)控制無線通信的全過程，接收各傳感器數(shù)據(jù)，完成自定義通信協(xié)議中的糾錯(cuò)檢錯(cuò)等功能，同時(shí)通過自帶的USB控制器將數(shù)據(jù)傳至PC機(jī)進(jìn)行存儲(chǔ)、顯示和處理。無線接收端由和電腦相連的USB接口供電。

　　傳統(tǒng)的有線表面肌電傳感器通常用計(jì)算機(jī)作為數(shù)據(jù)采集裝置，而計(jì)算機(jī)由市電通過開關(guān)電源供電。這種電源不能滿足醫(yī)療設(shè)備的安全要求，它可能發(fā)生一定的漏電，通過連接傳感器的導(dǎo)線引入人體，對(duì)受試者帶來觸電的危險(xiǎn)。本文所實(shí)現(xiàn)的無線表面肌電采集系統(tǒng)，它與人體接觸的傳感器跟市電系統(tǒng)沒有任何電氣上的連接，而是用電池獨(dú)立供電，電池的電壓遠(yuǎn)遠(yuǎn)低于人體的安全電壓，從而可以確保肌電信號(hào)采集時(shí)受試者的安全。

　　2.2多通道數(shù)據(jù)無線通信協(xié)議的設(shè)計(jì)

　　自定義了一套用于多通道數(shù)據(jù)傳輸?shù)臒o線通信協(xié)議，實(shí)現(xiàn)了多通道表面肌電信號(hào)的無線通信。在本協(xié)議中，多個(gè)傳感器(通道)可以用時(shí)分復(fù)用的方式與同一個(gè)接收端進(jìn)行數(shù)據(jù)傳輸，經(jīng)實(shí)驗(yàn)測(cè)得本設(shè)計(jì)的每個(gè)接收端最多可分時(shí)接收7個(gè)傳感器的數(shù)據(jù)。為支持更多通道，本協(xié)議在此基礎(chǔ)上引入了分頻機(jī)制。接收部分由多個(gè)相同的無線接收端組成，每個(gè)無線接收端設(shè)置在不同的頻率點(diǎn)上工作，各自用分時(shí)方式與多個(gè)同頻率無線傳感器通信，而不同頻率的傳感器與接收端之間互不干擾。無線通信系統(tǒng)模型如圖4所示，本文中傳感器1~6與接收端1工作在同一頻點(diǎn)用分時(shí)方式通信，傳感器7~12與接收端2工作在另一頻點(diǎn)以分時(shí)方式通信，以此類推。各接收端與USB集線器相連，再將集線器的輸出與PC機(jī)的USB接口相連。這種通信模型下，4個(gè)接收端可支持24個(gè)通道同時(shí)工作。

　　圖4無線通信系統(tǒng)模型

　　Fig.4 Wireless communication system model

　　為了保證無線通信的有效性和可靠性，無線通信協(xié)議的設(shè)計(jì)中采用了如下幾點(diǎn)措施：

　　1)無線數(shù)據(jù)包長(zhǎng)度的確定。一個(gè)無線數(shù)據(jù)包越長(zhǎng)，組建數(shù)據(jù)包、發(fā)送同步字節(jié)等占用的時(shí)間越少，有效數(shù)據(jù)傳輸效率會(huì)更高，從而支持更多的傳感器

　　通道數(shù)，但同時(shí)較長(zhǎng)的數(shù)據(jù)包將多次采集的數(shù)據(jù)積攢起來而引入更大的延時(shí)。通過實(shí)驗(yàn)可測(cè)得2~7個(gè)傳感器以1kHz采樣時(shí)，無線數(shù)據(jù)包至少需要包含的采樣數(shù)據(jù)量，如表1所示。為使系統(tǒng)在無線通信部分的延時(shí)不大于20ms，選擇數(shù)據(jù)包的有效長(zhǎng)度為40字節(jié)(采樣結(jié)果為兩字節(jié))，通信周期為20ms，接收端在每周期內(nèi)分時(shí)的接收6個(gè)傳感器輪流傳來的數(shù)據(jù)，有效數(shù)據(jù)速率達(dá)到96kbps。

　　表1通道數(shù)與數(shù)據(jù)包長(zhǎng)度關(guān)系

　　Table1 Channel number and data packet length

　　2)優(yōu)化分時(shí)機(jī)制中的等待時(shí)間。在分時(shí)機(jī)制中，接收端先向所有傳感器發(fā)送同步指令，每個(gè)傳感器收到指令后等待不同的時(shí)間依次發(fā)送自己的數(shù)據(jù)，等待的時(shí)間由定時(shí)器來控制。這個(gè)等待時(shí)間如果過長(zhǎng)則浪費(fèi)了通信周期，過短會(huì)由于定時(shí)器的誤差而與上一數(shù)據(jù)包沖突，影響正常接收。在確定等待時(shí)間時(shí)應(yīng)該準(zhǔn)確的測(cè)出接收一個(gè)數(shù)據(jù)包所用的時(shí)間，并在此基礎(chǔ)上加入單片機(jī)時(shí)鐘可能出現(xiàn)的最大偏差，例如接收每個(gè)數(shù)據(jù)包需時(shí)間t，單片機(jī)的時(shí)鐘偏差為5%，則在分時(shí)機(jī)制中的第二個(gè)傳感器需等待1.05t后發(fā)射自己的數(shù)據(jù)，第三個(gè)傳感器需等待1.05(1.05t+t)后發(fā)射自己的數(shù)據(jù)，以此類推。

　　3)通信的糾錯(cuò)和檢錯(cuò)。為了避免數(shù)據(jù)中斷或出現(xiàn)大量誤碼等情況對(duì)通信帶來的不良影響，本文在無線通信協(xié)議設(shè)計(jì)時(shí)引入了一些糾錯(cuò)和檢錯(cuò)措施。例如，當(dāng)接收端等待接收數(shù)據(jù)包時(shí)，如果沒有接收到匹配的數(shù)據(jù)包而超時(shí)，則接收端放棄接收，并對(duì)本周期這一通道的數(shù)據(jù)補(bǔ)零；每個(gè)數(shù)據(jù)包頭部有自定義的數(shù)據(jù)幀標(biāo)識(shí)，當(dāng)接收端檢測(cè)該標(biāo)識(shí)出現(xiàn)差錯(cuò)時(shí)，將舍棄數(shù)據(jù)包，并將缺少的數(shù)據(jù)補(bǔ)零。

　　2.3USB傳輸、存儲(chǔ)與波形顯示

　　本系統(tǒng)在采集和無線傳輸肌電信號(hào)的同時(shí)通過USB接口傳輸數(shù)據(jù)至PC機(jī)，由電腦來完成肌電信號(hào)的實(shí)時(shí)顯示、存儲(chǔ)和算法處理。

　　USB通信方面，接收端使用的C8051F320單片機(jī)其片內(nèi)USB功能控制器符合USB2.0規(guī)范，本文在此基礎(chǔ)上借助Siliconlab公司提供的USBXpress庫(通過一系列函數(shù)封裝了USB協(xié)議的細(xì)節(jié))開發(fā)相應(yīng)軟件，實(shí)現(xiàn)了單片機(jī)與PC機(jī)的雙向通信。USB通信流程如圖5所示，在單片機(jī)端，程序使能USB并進(jìn)行設(shè)備初始化，調(diào)用中斷服務(wù)程序，引發(fā)USBXpressAPI按照USB協(xié)議進(jìn)行數(shù)據(jù)傳輸，在PC機(jī)端，自編的數(shù)據(jù)解析程序?qū)崿F(xiàn)了從USB數(shù)據(jù)包到多通道肌電數(shù)據(jù)形式的轉(zhuǎn)換，并將數(shù)據(jù)按約定的格式提供給用戶界面程序。

　　圖5 USB通信流程

　　Fig.5 USB-based communication flow

　　用戶界面用VisualBasic語言編寫，如圖6所示，它具有各通道數(shù)據(jù)實(shí)時(shí)顯示，存儲(chǔ)為文本格式，根據(jù)不同算法標(biāo)識(shí)出有動(dòng)作時(shí)的信號(hào)段，給出算法對(duì)數(shù)據(jù)實(shí)時(shí)處理結(jié)果等功能。

　　圖6數(shù)據(jù)采集軟件界面

　　Fig.6 GUI of acquisition system

　　3實(shí)驗(yàn)與系統(tǒng)性能測(cè)試

　　3.1可穿戴的肌電信號(hào)采集

　　系統(tǒng)的每個(gè)無線傳感器重量為13g，尺寸為長(zhǎng)35mm，寬20mm，厚11mm。正常工作時(shí)電流25mA，集成的可充電鋰電池容量為230mAh，一次充電可支持約9個(gè)小時(shí)的采集。無線傳感器的這些參數(shù)滿足一般應(yīng)用場(chǎng)合的需要，且使得穿戴方便，可安放于全身而不妨礙運(yùn)動(dòng)。在傳感器安放時(shí)即可以用雙面膠貼在皮膚表面，也可以用束帶固定在如手臂腿部等位置。圖7分別為應(yīng)用本系統(tǒng)進(jìn)行手勢(shì)動(dòng)作識(shí)別時(shí)(左上)，頸部姿勢(shì)檢測(cè)時(shí)(左下)以及腿部運(yùn)動(dòng)識(shí)別實(shí)驗(yàn)時(shí)(右)的傳感器安放示例。

　　圖7表面肌電信號(hào)檢測(cè)電極安放示例

　　Fig.7 Illustrations of SEMG acquisition

　　圖8展示了將6個(gè)肌電傳感器均勻穿戴于受試者前臂上，受試者依次做握拳、伸掌、伸腕和屈腕四個(gè)動(dòng)作時(shí)，本系統(tǒng)采集到的表面肌電信號(hào)。

　　圖8實(shí)際采集的表面肌電信號(hào)

　　Fig.8 Actual acquisition of SEMG

　　3.2采集系統(tǒng)的信號(hào)質(zhì)量

　　本文對(duì)傳感器采集的信號(hào)質(zhì)量做了定量測(cè)試。肌肉放松狀態(tài)下測(cè)得的信號(hào)以電路引入的噪聲為主，僅包含微量的肌電信號(hào)，總的來說可以近似視為噪聲信號(hào)。

　　實(shí)驗(yàn)時(shí)將傳感器安置在手臂上，分別采集了一組正常做手勢(shì)動(dòng)作時(shí)的數(shù)據(jù)和一組手臂處于放松狀態(tài)時(shí)的數(shù)據(jù)，對(duì)兩組數(shù)據(jù)做頻譜分析，結(jié)果如圖9所示，其中放大前的原始肌電信號(hào)的1mV代表0dB。由圖可見，系統(tǒng)的噪聲隨頻率增大有下降趨勢(shì)，在肌電信號(hào)的全頻段內(nèi)，噪聲低于？70dB，采集系統(tǒng)的信噪比(正常做手勢(shì)動(dòng)作時(shí)的幅度與噪聲幅度比較)均在20dB以上，并可達(dá)到30dB。經(jīng)過實(shí)驗(yàn)證實(shí)，信號(hào)的信噪比能夠滿足識(shí)別8類以上手勢(shì)動(dòng)作等應(yīng)用場(chǎng)合的需要。

　　圖9表面肌電信號(hào)的頻譜圖

　　Fig.9 SEMG spectrum map

　　3.3無線通信的性能測(cè)試

　　本文測(cè)試了系統(tǒng)無線通信距離與誤碼的關(guān)系。將電極安置在手臂上，與接收端每隔2.5m記錄一批數(shù)據(jù)，且在室內(nèi)和室外空曠處各測(cè)量一組。統(tǒng)計(jì)出正

　　常接收的數(shù)據(jù)包在傳感器發(fā)送的所有數(shù)據(jù)包中所占的比例，并對(duì)通信距離作圖即得到圖10。

　　圖10通信有效率與距離的關(guān)系

　　Fig.10 Relation ship between accuracy of transmission and distance

　　由圖10可見，無論在室內(nèi)外，在7.5m的范圍內(nèi)都可以正常通信，室外通信距離會(huì)略遠(yuǎn)一些。

　　4結(jié)論

　　本文設(shè)計(jì)了一種微型、便攜、電池供電、無線方式數(shù)據(jù)傳輸?shù)亩嗤ǖ辣砻婕‰娦盘?hào)采集系統(tǒng)。所設(shè)計(jì)的傳感器集成了電源電路、微弱信號(hào)采集和預(yù)處理電路、射頻收發(fā)電路，傳感器體積小、功耗小，有效的提高了肌電信號(hào)采集裝置的便攜性和使用便利性，且避免了工頻系統(tǒng)對(duì)肌電信號(hào)的干擾。實(shí)際使用結(jié)果驗(yàn)證了本系統(tǒng)的實(shí)用性，為基于表面肌電信號(hào)的手勢(shì)或姿勢(shì)識(shí)別和交互研究打下基礎(chǔ)。

　　參考文獻(xiàn)：

　　[1] DELUCA C J. Physiology and mathematics of myoelec-tric signals [J]. IEEE Transactions on Biomedicine En-gineering， 1979， 26 (6)： 313-325.

　　[2] ZHAO Z Y， CHEN X， ZHANG X， et al. Study on online gesture sEMG recognition[C]. LNCS， 2007， 4681： 1257- 1265.

　　[3] FUKUDA O， TSUJI T. A human-assisting manipulator teleo- perated by EMG signals and arm motion[J]. IEEE Transactions on Robotics and Automation， 2003， 19(2)： 210-222.

　　[4] ASO S， SASAKI A， HASHIMOTO H， et al. Driving electric car by using EMG interface[C]. IEEE Interna-tional Conferences on Cybernetics Intelligent Systems， 2006： 1-5.

　　[5] 朱昊. 表面肌電信號(hào)前端處理電路與采集系統(tǒng)設(shè)計(jì)測(cè)控技術(shù)[J]. 測(cè)控技術(shù). 2008， (3)： 37-39. ZHU H. Surface EMG preamplifier and data acquisition system[J]. Measurement & Control Technology. 2008， (3)： 37-39.

　　[6] TOSHIYUKI K， OSAMU A. Proposal of anticipatory pattern recognition for EMG prosthetic hand control[C]. IEEE International Conferences on SMC， 2008： 897- 902.

　　[7] 錢曉進(jìn)， 楊基海， 馮煥清， 等. 肌電檢測(cè)中消除工頻干擾的方法[J]. 中國(guó)醫(yī)療器械雜志. 2003， 27(4)： 260-263. QIAN X J， YANG J H， FENG H Q， et al. The method of eliminating power-line interference in EMG detection[J]. Chinese Journal of Medical Instrumentation. 2003， 27(4)： 260-263.

　　[8] HERMIE J. Development of recommendations for SEMG sensors and sensor placement procedures[J]. Journal of Electromyography and Kinesiology. 2000， 10(5)： 361-374.