基于肌音信號的仿生手信號采集系統(tǒng)設(shè)計

摘 要:假肢研究的重點是生理信號的提取和對仿生假手的控制。將肌音信號作為假肢控制的生理信號源，現(xiàn)以放大電路和濾波電路為核心，實現(xiàn)了能采集肌音信號的電路系統(tǒng)設(shè)計。通過采集軟件，將數(shù)據(jù)導(dǎo)入Matlab進行特征分析，討論并驗證了電路的全部功能，運用該電路采集到了符合要求的肌音信號。該設(shè)計是一種實用的肌音信號前端采集電路。

關(guān)鍵詞:肌音信號; 采集; 放大; 電路設(shè)計; 仿生手

中圖分類號:TP274 文獻標(biāo)識碼:A

文章編號:1004-373X(2010)09-0136-05

Signal Acquisition System of Prosthesis Based on MMG

MIAO Lu， CAO Wei， WANG Ai-lin， YANG Zheng-yi

(School of Mechanical Engineering， East China University of Science and Technology， Shanghai 200237， China)

Abstract: The research of prosthesis focuses on the acquisition of physiological signal and control of prosthetic limbs. A circuit system with MMG acquisition function is realized， which can use MMG signal as physiological signal source of prosthesis control and adopt amplify circuit and filter circuit. Through the signal collecting software， datas can be imported into Matlab for characteristic analysis. All the function of circuit is tested， the required MMG is collected by the circuit. The design is a practical MMG acquisition circuit.

Keywords: MMG; acquisition; amplifier; circuit design; prosthesis

0 引 言

安裝假肢是截肢者代償缺失的運動功能，回歸社會的有效手段。假肢研究的重點之一是假肢的仿生控制，尤其是如何采用使用者自身的信號靈活有效地控制上肢假肢。目前用于假肢控制的仿生控制信號主要有人體自身的肌電信號(Electromyogram，EMG)、腦電信號(Electroencephalogram，EEG)和聲音信號(Mechanomyography， MMG)等。其中，表面肌電信號由于滯后時間短和抗干擾能力強，仍然是假肢的主要仿生控制信號源[1]。但是肌電信號仍然存在著一些不足之處，因為EMG通常非常微弱(僅μV級)，表面電極檢測出的肌電信息是一組肌群的募集信息，不能完全反映人腦對某一動作的運動指令，而人體感受到的外電場干擾(如手機信號等)又相對十分強大(達(dá)V級)，這些因素都影響到肌電信息控制假手的準(zhǔn)確性。

與肌電信號相比，肌音信號在肌肉收縮疲勞時仍有更高的準(zhǔn)確率[2]。由于肌音信號的傳播特性，傳感器不需要固定在某些特定的位置上，甚至可以不直接接觸皮膚，而且肌音信號還可以在運動肌肉的末梢采集到，盡管信號的幅度已經(jīng)衰減了[3]。肌音信號受體表阻抗的影響小[4]，受外電場的干擾小。最后，采集肌肉聲音信號的傳感器比肌電傳感器便宜很多，信號只需要簡單的數(shù)字處理硬件(如:DSP)就可以處理。

肌肉收縮時發(fā)出的聲音可以通過一個簡單的實驗驗證，把拇指輕輕地按住一個耳孔，然后，一邊提起肘部一邊握起拳頭，你會聽到一種隆隆的聲音，就像遠(yuǎn)處傳來的雷聲。科學(xué)家開始研究肌肉聲音是從1810年開始的，英國物理學(xué)家W.H.Wollaston把肌肉發(fā)出的聲音和車輪在卵石街道上發(fā)出的隆隆聲響作比較，得到其頻率約為20~30 Hz的結(jié)論[5]。對于肌音信號的研究是從1980年真正開始的，英國的生物物理學(xué)家Oster發(fā)現(xiàn)肌音信號強度與肌肉緊張程度成正比。Barry(1986)提出肌音信號可以用于假肢控制，并作出了嘗試[6]。Bertrand Diemont等通過利用FFT和MESE對肌音信號進行分析，證實了功率譜方法對分析肌音信號的有效性[7]。Travis W.利用小波分析對非穩(wěn)定肌音信號進行分析，驗證了肌肉進行不同動作時肌音信號存在差異性[8]。Jorge Silva(2005)等通過利用肌音信號模擬肌電信號對假肢進行控制，張合假手正確率分別達(dá)到了88%和71%，基本達(dá)到了控制假肢的目的[8]。

本文主要從傳感器的選擇與測試，肌音信號采集電路的設(shè)計以及信號的初步處理來介紹實現(xiàn)肌音信號采集的方法，從而驗證通過肌音信號控制仿生手的可行性，并且為進一步仿生手控制系統(tǒng)的研究奠定了基礎(chǔ)。

1 人體肌音信號的特點

人體肌音信號屬于生物信號，主要特點有:

(1) 信號弱。直接從人體中檢測到的肌音信號其幅值一般比較小。因此，在處理各種生理信號之前要配置各種高性能的放大器。

(2) 頻率低。其頻率主要集中在20~30 Hz，一般認(rèn)為集中在0~50 Hz屬于低頻信號。因此在信號的獲取、放大、處理時要充分考慮對信號的頻率響應(yīng)特性。

(3) 干擾特別強。干擾既來自生物體內(nèi)，如呼吸干擾等;也來自生物體外，如工頻干擾、信號拾取時因不良接地等引入的其他外來串?dāng)_等。

(4) 隨機性強。生物醫(yī)學(xué)信號是隨機信號，一般不能用確定的數(shù)學(xué)函數(shù)來描述。它的規(guī)律主要從大量統(tǒng)計結(jié)果中呈現(xiàn)出來，必須借助統(tǒng)計處理技術(shù)來檢測、辨識隨機信號和估計它的特征;它往往是非平穩(wěn)的，即信號的統(tǒng)計特征(如均值、方差等)隨時間的變化而改變。因此在信號處理時往往進行相應(yīng)的理想化和簡化。

2 采集電路的設(shè)計要求

針對肌音信號的上述特點，對信號采集電路的分析如下:

(1) 找到能夠較好地采集肌音信號的傳感器，考慮從心音傳感器、腿動信號傳感器等醫(yī)學(xué)聲音傳感器入手。

(3) 信號放大是必備環(huán)節(jié)，而且應(yīng)將信號提升至A/D輸入口的幅度要求，即至少為“V”的量級。

(3) 考慮通過濾波電路來過濾噪音信號。

(4) 信號頻率不高，通頻帶通常是滿足要求的，但應(yīng)考慮輸入阻抗、線性、低噪聲等因素。

3 信號采集系統(tǒng)的設(shè)計

3.1 傳感器的選擇

傳感器是整個硬件系統(tǒng)中最為核心的器件。感受肌肉聲音信號最終可以理解為感受肌肉的微震動信號，即將肌肉的震動信號轉(zhuǎn)換為電信號的傳感器。傳感器的選擇遵循以下幾點原則:足夠的靈敏度和分辨力。肌肉震動為微震動信號，若分辨力不夠，則無法捕捉到這個有用信號;若靈敏度不夠，則得到的信號會非常微小，不利于后續(xù)的信號處理。合適的頻率響應(yīng)特性。一般聲音方面的傳感器能夠響應(yīng)的最小頻率大概在200 Hz左右，而肌音信號的主要頻段為0~50 Hz，因此一般的傳感器無法達(dá)到要求;適當(dāng)?shù)膬r格以及盡量簡單的外圍電路。

3.2 傳感器選擇與測試過程

(1) 心音傳感器的實驗

對購買的HKY06B1K5 心音傳感器進行實驗，通過腕帶將傳感器固定在實驗者的手前臂，如圖1所示。讓實驗者手部不停地做抓和握兩個動作，將采集到的肌音信號導(dǎo)入數(shù)字示波器進行分析。對該傳感器的測試結(jié)果如下:分辨率足夠，而且足夠靈敏，輸出信號幅值相對較高，但是頻率響應(yīng)范圍太寬，而且傳感器雙面都敏感，噪音很大，對有用信號的影響非常明顯。

圖1 傳感器測量位置圖

(2) 壓力傳感器

北京頤松公司的MB-4A壓電式傳感器具有靈敏度高、敏感面大、使用方便、抗過載能力強、抗干擾性好等特點。該傳感器已經(jīng)集成了放大器和輸出阻抗變換器，因此簡化了外圍電路。由于傳感器集成的放大器放大倍數(shù)并不符合采集模塊的采集要求，因此在傳感器外圍還得做一級放大。對該傳感器的測試結(jié)果如下:分辨率、靈敏度等各項指標(biāo)均符合要求，得到的信號波形也較好，可以采用。

(3) 加速度傳感器

北京頤松公司的TD-3型壓電式腿動信號微加速度信號傳感器。TD-3型傳感器為壓電式傳感器，響應(yīng)頻率范圍為0.5~1 000 Hz，靈敏度為150 mV/g，重量小于20 g，該傳感器本用于睡眠過程中檢測腿動信號波形。經(jīng)過實驗測試，對該傳感器的測試結(jié)果如下:分辨率、靈敏度等指標(biāo)均符合要求，而且得到的信號波形經(jīng)分析質(zhì)量優(yōu)于MB-4A，因此，最終的采集傳感器定為TD-3。

3.3 放大電路設(shè)計分析

由于人體肌音信號的特點，加上背景噪聲較強，采集信號時電極與皮膚間的阻抗大且變化范圍也較大，這就對放大電路提出了較高的要求，即要求放大電路應(yīng)滿足[9] :高輸入阻抗;高共模抑制比;低噪聲、低漂移、非線性度小;合適的頻帶和動態(tài)范圍。為此，選用Analog公司的儀用放大器AD620作為前置放大。AD620的核心是三運放大電路，其內(nèi)部結(jié)構(gòu)如圖2所示。該放大器有較高的共模抑制比(CMRR)，溫度穩(wěn)定性好，放大頻帶寬，噪聲系數(shù)小，且具有調(diào)節(jié)方便的特點，是生物醫(yī)學(xué)信號放大的理想選擇。AD620只用一個外部電阻就能設(shè)置放大倍數(shù)為1～1 000，而且它是低價格、低功耗、高精度的儀表放大器。AD620能確保高增益精密放大所需的低失調(diào)電壓、低失調(diào)電壓漂移和低噪聲等性能指標(biāo)，故可用于精確的數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)，作為各種微弱信號的前置調(diào)理器。圖3為AD620的腳位圖。

圖2 AD620內(nèi)部原理圖

圖3 AD620的腳位圖

3.4 低通濾波電路

濾波是指讓被測信號中的有效成分通過而將其中不需要的成分抑制或者衰減掉的一種過程。根據(jù)肌音信號低頻的特性，該系統(tǒng)需要設(shè)計一個低通濾波器，3 dB頻率是100 Hz，在200 Hz的衰減大于25 dB。

(1) 低通無源濾波器

最簡單的低通濾波器是由電阻和電容組成的無源RC濾波器，如圖4所示。頻率越低，容抗就越大，輸出電壓就越大，因此電路具有“低通”特性。電路的傳遞函數(shù)為:

A#8226;u=11+jf/f0

式中:f0=12πRC為截止頻率。

幅頻特性為:

A=11+(f/f0)2

RC低通無源濾波器的主要缺點是帶負(fù)載能力差。若在輸出端并接一個負(fù)載電阻，除了使濾波電路的電壓放大倍數(shù)降低外，還會影響截止頻率的值。基于以上原因，最終未采用無源濾波電路，而使用了有源濾波器。

(2) 低通有源濾波器

二階有源濾波器通過使用1個運放、1~3個電阻和1~2個電容來實現(xiàn)。有源濾波器可以在兩級間實現(xiàn)隔離，主要是利用運放高阻抗輸入和低阻抗輸出的特性。

圖4 低通無源濾波器電路圖

濾波器方案如下:

方案一:2階濾波器，電路參數(shù):

R1=R2=22 kΩ，C1=2C2=0.033 μF，Q=1/2，fc=122πR1C2=300 Hz，如圖5所示。

圖5 有源濾波器方案(一)

方案二:巴特沃茲濾波器，截止頻率為100 Hz，如圖6所示。圖7為理論幅頻特性曲線。

圖6 有源濾波器方案(二)

圖7 理論幅頻特性曲線

濾波器測試結(jié)果:

測試濾波器的方法:用信號發(fā)生器產(chǎn)生不同頻率的正弦波信號，通過濾波器，然后觀察不同頻率下濾波器對信號幅值的衰減情況，第一種方案的結(jié)果不盡人意，衰減并不明顯。第二種方案衰減較為明顯，如圖8依次為30 Hz(有效信號部分)，100 Hz(信號截止頻率)，200 Hz(頻率較高的干擾信號)。30 Hz時，信號幅值沒有衰減;100 Hz時，信號幅值衰減明顯;到200 Hz時，信號幅值已基本全部衰減。基于以上的實驗結(jié)果，最終濾波電路采用了第二種方案。

圖8 30 Hz，100 Hz，200 Hz的濾波效果

3.5 A/D轉(zhuǎn)換器

A/D選擇PMD-1608FS型號的采集卡即可滿足要求，它集成度高，應(yīng)用簡單。 PMD系列是USB接口的多功能數(shù)據(jù)采集控制器，采用單芯片技術(shù)，集成度高，價格便宜，穩(wěn)定性高，是目前性價比最高的多功能數(shù)據(jù)采集控制器。

3.6 電源

應(yīng)用電路中普遍的干擾源為電源，電源線上的噪聲可以通過有源器件的電源引腳傳到芯片內(nèi)。硬件系統(tǒng)中經(jīng)試驗得知，AD620必須工作在雙極性電源的情況下。故需要的電壓為: 5 V，為傳感器供電和濾波電路運算放大器供電; +9 V，-9 V，分別給AD620芯片和運算放大芯片供電。電路中使用的芯片:

(1) LM2940，穩(wěn)+5 V電壓，TO-220封裝。特點是在整個溫度范圍內(nèi)失穩(wěn)電壓約為0.5 V，屬于低失穩(wěn)穩(wěn)壓芯片。此外，還具有靜態(tài)電流降低電路，當(dāng)輸入與輸出的電壓差大于3 V時，可以自動降低靜態(tài)電流。

(2) 7809，穩(wěn)+9 V電壓，TO-220封裝。特點是有內(nèi)部過流、熱過載和輸出晶體管安全區(qū)保護功能，電路使用安全可靠，最低失穩(wěn)電壓是2 V。

(3) 7909，穩(wěn)-9 V電壓，TO-220封裝。特性與7809芯片一樣。

3.7 實際電路原理圖

實際電路原理圖如圖9所示。

4 電路性能的實驗驗證

從圖10中可以明顯地看到，經(jīng)硬件濾波以后，信號幅值被放大，原始信號的高頻噪音部分被濾除，信號特征更為明顯。

圖9 實際電路原理圖

圖10 硬件處理前信號的原始波形和頻譜與處理后比較圖

5 肌音信號軟件處理初步介紹

采集軟件是基于原采集卡軟件的VB程序。因為原采集卡軟件采集頻率和數(shù)據(jù)量都有限制，現(xiàn)用的VB程序在功能上對原軟件進行了補充，滿足了本系統(tǒng)的采集要求，因此予以采用。程序的界面如圖11所示。該程序?qū)⒉杉臄?shù)據(jù)以txt格式保存于指定目錄下。最終將用Matlab軟件調(diào)用txt文件中的數(shù)據(jù)，利用Matlab軟件強大的分析功能完成信號數(shù)據(jù)的分析。

圖11 程序界面

6 結(jié) 語

利用肌音信號作為信號源，通過對傳感器、放大電路、濾波電路、電源模塊、A/D轉(zhuǎn)換等幾個方面的詳細(xì)介紹，得到了采集理想肌音信號的采集系統(tǒng)設(shè)計過程。采集到的信號平穩(wěn)清晰，噪音基本濾除，通過對采集軟件的處理，最終可以利用Matlab軟件進行信號特征的分析，通過對信號時域若干個特征的分類識別，可以實現(xiàn)對手部張緊-握緊等動作的辨別，最終可以利用辨別結(jié)果產(chǎn)生控制信號對仿生手進行控制。

參考文獻

[1]王人成.假肢技術(shù)的研究熱點及發(fā)展趨勢[J].中國康復(fù)醫(yī)學(xué)雜志，2005，20(7):483.

[2]TARATA M T. Mechanomyography versus electromyography， in monitoring the muscular fatigue[J]. Biomed. Eng. Online， 2003， 2(3): 15-19.

[3]OUAMER M， BOITEUX M， PETITJEAN M， et al. Acoustic myography during voluntary isometric contraction reveals nonpropagative lateral vibration[J]. Biomech.， 1999，32:1279-1285.

[4]BARRY D T， LEONARD J A， GITTER A J， et al. Acoustic myography as a control signal for an externally powered prosthesis[J]. Arch. Phys. Med. Rehabil.， 1986， 67(4): 267-269.

[5]WOLLASTON W H. On the duration of muscular action[J]. Philos. Trans. R Soc. London，1810(11):1-5.

[6]BERTRAND D， MARISA M F. Spectral analysis of muscular sound at low and high contraction level[J]. International Journal of Bio-Medical Computing，1988， 23(3-4): 161-175.

[7]TRAVIS W， VINZENZ T. Time/frequency events of surface mechanomyographic signals resolved by nonlinearly scaled wavelets[J]. Biomedical Signal Processing and Control， 2008， 3(3): 255-266.

[8]SILVA J， HEIM W， CHAU T. A self-contained， mecha-nomyography-driven externally powered prosthesis[J]. Arch. Phys. Med. Rehabil.， 2005， 86(10): 2066-2070.

[9]童詩白.模擬電子技術(shù)基礎(chǔ)[M].3版.北京:高等教育出版社，2002.