基于MYO的無線肌電控制鼠標

傅楨茵，陸通，歸麗佳，陳鐵梅，嵇曉強

（長春理工大學 生命科學技術學院，長春 130022）

據衛計委調查顯示，2017年我國肢體殘疾人口達到2400萬人，數量極其龐大。大部分的上肢殘疾者生活自理問題嚴重，尤其是在操作計算機方面受到極大限制，無法正常使用鼠標和鍵盤，工作和生活極大不便[1]。目前，大多數殘疾人輔助設備僅能滿足殘疾人的行走、移動等基本生活保障，無法滿足上肢殘疾人電腦操作的需求。因此，為上肢殘疾人設計一款基于肌電信號控制的智能鼠標有很高的實用價值和重要的社會意義。

現有的肌電控制設備多為肌電控制假肢，例如復旦大學醫學院賈曉楓等[2]于2004年實現的中國首例采集殘肢神經電信號用于控制假肢模擬裝置，實驗驗證橈神經電信號控制的假肢能夠控制假肢手指的伸指動作。但神經性假肢會對使用者造成皮膚刺激，結構復雜，研發價格昂貴，如果僅僅用于鼠標控制，則性價比太低。而且，目前現有的神經電信號控制的假肢只能實現抓握功能，無法靈活的操控鼠標。gForce肌電手勢識別腕帶[3]，可以通過肌電電信號與手勢結合對智能設備進行控制。雖然集成度比較高，但需要手勢多樣變化，難以為缺失手指的上肢殘疾人所使用。由河北工業大學劉洋[4]所設計的上肢殘疾人頭戴式專用鼠標，使用咬牙動作時顳肌的表面肌電信號來區分鼠標模式，其優點在于適用于所有上肢殘疾人群，尤其是高位截癱患者，但在單方向咬牙時，較難保證另一方向的顳肌處于非用力狀態，所以控制精度較難保障，且系統功耗高，頭部佩戴舒適度低。

本文關注上肢殘疾人的生活以及工作輔助，根據生活中常見的電腦鼠標控制的需要[5]，設計了無線肌電控制鼠標，主要采集上臂肱二頭肌信號進行鼠標左鍵、右鍵和拖動等多種模式的識別與控制，用力與非用力狀態區分容易，誤判率低。同時采用自主設計的集成模塊（集成了藍牙、微控制器、陀螺儀模塊），較頭戴式殘疾人鼠標體積更小，功耗更低，更易佩戴。

1 無線肌電控制鼠標硬件系統設計

1.1 硬件系統設計總體方案

本文所設計的肌電控制鼠標硬件系統由肌電采集模塊、藍牙模塊、微處理器及陀螺儀模塊組成。無線肌電控制鼠標借助了上肢運動肌電信號圖的變化進行設計。肌電信號通過采集模塊進行模擬放大、濾波等處理，再經微控制器進行模數轉換，產生用于鼠標控制的數字肌電信號，同時陀螺儀模塊發送實時的位置變化信息給微控制器，微控制器綜合肌電信號與手臂位置信息，確定鼠標模式，并通過藍牙將微控制器輸出信號傳輸進電腦，控制光標，實現鼠標功能。硬件系統設流程如圖1所示。

圖1 系統硬件原理框圖

1.2 肌電采集模塊MYO

肌電信號作為先進肌電假體的控制源具有很大的潛力，且有多項性能指標可作為量化基礎[6]。由于表面肌電信號的幅值較為微弱，只有微伏級，范圍一般為0～5000μV，肢體殘疾者的肌電信號更加微弱[7]。同時，肌電信號中還夾雜著各種噪聲干擾，所以準確提取肌電信號是系統設計的關鍵[4]。

為精確提取肌電信號，本文采用MYO作為肌電采集模塊，其通過電勢測量肌肉活動。MYO內置ADI芯片AD8221，可將肌電傳感器信號進行可調放大、測量濾波，輸出電壓大小取決于所選肌肉的活動量大小。采用3.3V到5V電壓供電，工作電流9mA，同時帶有數據儲存功能。MYO既可以輸出原始信號也可以輸出經放大整流并積分的EMG脈沖信號[8]。由于所使用的MYO肌電傳感器采集效果較為理想，原始肌電信號已經在MYO肌電傳感器中進行了整流，所以在采集完成后無需再進行去噪處理。本文將MYO輸出信號連到微處理器AD輸入引腳進行AD轉換，再根據肌電信號特征與位置信息實現按鍵功能控制。肌電采集模塊MYO如圖2所示。

圖2 肌電采集模塊實物圖

1.3 藍牙模塊

肌電鼠標可通過藍牙模塊實現與上位機的通信，本文采用的是HC05-V11高性能主從一體藍牙串口模塊。它可以同各種帶藍牙功能的電腦、主機、手機等智能終端配對，該模塊支持非常寬的波特率范圍（4800～1382400），并且模塊兼容5V或3.3V單機系統，可以很方便與肌電信號采集模塊進行連接[9]。

藍牙模塊與單片機連接只需要4根線即可：VCC、GND、TXD、RXD，VCC和GND用于給模塊供電，TXD和RXD則直接連接單片機的RXD和TXD即可。藍牙模塊與stm32最小系統接口連接如圖3所示。

圖3 藍牙模塊與stm32最小系統連接圖

1.4 陀螺儀模塊

MPU-6050陀螺儀主要用以獲取光標的位置數據，實現鼠標移動控制。MPU-6050是全球首例9軸運動處理傳感器[10]。它集成了3軸MEMS陀螺儀和加速度計，以及一個可擴展的數字運動處理器DMP。擴展之后可以通過其I2C或SPI接口輸出一個9軸的信號。MPU-6050對陀螺儀和加速度計分別用了三個16位的ADC，將其測量的模擬量轉化為可輸出的數字量。

在無線肌電控制鼠標中，MPU-6050設定手臂所處的坐標軸上的角速度信息，通過程序算出手臂的移動方向及距離，將手臂的三維移動轉化為光標的二維移動數據，最后通過無線模塊發送給電腦接收端，實現光標的控制。

MPU-6050陀螺儀與單片機采用相同電壓-3.3V，陀螺儀模塊的數據線SDA連接單片機PB7引腳，時鐘控制線SCL連接單片機PB6引腳。陀螺儀模塊與stm32最小系統接口連接如圖4所示。

圖4 陀螺儀與stm32最小系統連接電路圖

1.5 微控制器模塊

無線肌電控制鼠標采用stm32處理器作為系統控制的核心，用于實現肌電信號模式判別和位置信息讀取。相比于51單片機，stm32具有更多外設接口和性能優秀的片上外設，內部使用大量寄存器[11]，指令執行速度更快，尋址靈活簡單，執行效率更高，低功耗、性價比高、靈活的時鐘控制機制，滿足鼠標需要實時反饋的特性。stm32內部自帶ADC轉換精度高達12位，采集頻率快，可將采集到肌電信號進行模數轉換，無需外加A/D轉換電路，避免了信號傳輸中的多種外部干擾，同時也簡化了設計電路。系統硬件電路圖如圖5所示。

圖5 系統硬件電路圖

2 無線肌電控制鼠標軟件系統設計

2.1 軟件系統整體方案

無線肌電控制鼠標的軟件設計包括三部分：一是對肌電傳感器的輸出信號進行特征提取，實現鼠標模式分類；二是實現陀螺儀光標控制；三是實現藍牙通信。

軟件采用Keil5進行模塊化編程，通過stm32程序設計，實現陀螺儀模塊與肌電采集分析模塊的一體化，整合用力狀態及位置信息，來判斷無線肌電控制鼠標所處狀態。由于MYO輸出的是經放大整流并積分后的EMG脈沖信號，且在MYO內部已經進行了信號的去噪、濾波處理，所以軟件可直接將已調制好的肌電脈沖信號連接到微控制器AD輸入引腳進行AD轉換。

微控制器進行肌電信號的特征提取，通過分析肌電信號在設定時間內的波形變化，再結合陀螺儀運動狀況，來判斷鼠標所處的模式。例如肌電信號變化閾值在1.5V以下，同時陀螺儀有移動信號發出時為單純移動模式，此時陀螺儀通過讀取其中X和Z軸上的角速度值，處理成二維數據，再將數據由藍牙發送給電腦接收端，從而實現光標控制。

鼠標控制模式由三個條件判斷，分別為用力狀態、用力時間和移動狀態。在非用力條件下，手臂移動則為移動狀態，手臂靜止則為靜止狀態；在用力且手臂靜止條件下，短時間用力為右鍵點擊，長時間用力為左鍵點擊；在用力且手臂移動條件下，長時間用力為左鍵點擊拖動。軟件實現流程圖如圖6所示。

圖6 程序流程圖

2.2 肌電信號模式分類

肌電信號模式分類是無線肌電控制鼠標的首要問題和關鍵所在[12]。通過手臂不同活動狀態下肌電信號的強度及變化速度的分析，得出光標控制的幾種模式：左鍵、右鍵、點擊拖動等。

圖7 肌電信號特征提取流程框圖

圖7給出了肌電信號特征提取流程框圖，首先獲取在不同情況時的肌電傳感器輸出波形，分為以下三種情況：手臂移動、短暫用力、長時間用力。

在移動手臂時，會產生隨機的肌電信號[13]，此時肌電信號會出現短時間的平滑小波峰，但因其波峰峰值也能超過基準值，所以需要排除這部分非用力肌電信號帶來的干擾。

非用力狀態下肌電信號的波動相對平滑，可以與用力狀態下的峰值段的劇烈抖動進行區別，從而去除非用力狀態下可能導致的誤判，提升鼠標操作的精確度。

短暫用力時的肌電信號幅值高且峰值段出現多個波峰，可提取這段肌電信號的特征實現點擊按鍵功能。

持續用力時的肌電信號幅值持續偏高，且出現抖動波形，出現多個尖峰，可提取這段肌電信號的特征實現按鍵拖動功能。

結合肌電信號的不同狀態即：移動、短暫用力、長時間用力三種模式，以及手臂用力時肌電信號波動的幅值，分析出用力時肌電信號幅值高度，得出一個基準值，根據基準值初步判斷是否用力。考慮到手臂移動時的幅值也會增高，所以當AD轉換后的數值大于基準值并出現峰值時便開始計數，在設定時間內通過峰值數進行按鍵功能區分。這個基準值需要多次實際測量校準，使得計數值能夠在三個范圍內準確判斷出屬于哪一種按鍵功能[14]。肌電信號用力模式流程如圖8所示。

圖8 肌電信號用力模式判斷流程

3 實驗結果與分析

為了驗證無線肌電控制鼠標的準確性和靈敏性，本文做了大量的實際測試實驗。將信號采集裝置安置在上臂肱二頭肌兩側部位，電腦端接入藍牙適配器進行信號接收。采用握力計實際測試手臂用力程度，首先進行非用力狀態下手臂的移動測試，獲得的肌電信號如圖9所示。

圖9 非用力手臂移動肌電圖

此時肌電信號相對平滑，與用力狀態時鋸齒狀抖動形成對比。

手臂進行短暫用力測試時所獲得的肌電信號波形如圖10所示，此時出現明顯的短暫波峰，且幅值較高，在波峰段有明顯鋸齒狀抖動。

圖10 單次用力手臂肌電圖

完成單次用力后電腦光標顯示為右鍵點擊狀態（如圖11所示）。

圖11 實際操作單擊右鍵

持續用力時所獲得的肌電信號如圖12所示，此時波形顯示有持續高峰，在高峰段有與短暫用力相同的鋸齒狀抖動波形。

圖12 持續用力手臂肌電圖

此時電腦光標顯示為左鍵單次點擊，如圖13所示。

圖13 實際操作單擊左鍵

持續用力并移動肌電信號波形圖與持續用力時相似，但光標顯示為點擊拖動狀態，如圖14所示。

通過實測結果表明：完成非用力狀態移動、持續用力、用力移動等不同動作后，在電腦上分別顯示了光標對應的操作，符合預先設計目標，在點擊拖動操作中，移動較小的距離就能達到圖14顯示的操作結果，精確度較高。同時，使用的握力計讀值為3～6kg，證明無線肌電控制鼠標使用較小的力就能完成操作，適合上肢殘疾人群使用。

圖14 實際操作點擊拖動

4 結論

無線肌電控制鼠標在上肢殘疾人對電腦控制方面有著重要作用。本文針對上肢殘疾人使用電腦困難，以及目前市場缺少價格親民的手部輔助裝置的現狀，設計了無線肌電控制鼠標，實現了無線肌電控制鼠標基本控制功能。

相比于現有的肌電相關的信號控制儀器，本文所述的無線肌電控制鼠標優勢在于只根據用力狀況與移動狀況就能判斷所處模式，能基本滿足了上肢殘疾患者的生活工作需要，且具有小型化、智能化及可擴展功能，作為殘疾人輔助設備局限性小，被控對象將來可實現與假肢、智能家居、VR等復雜被控對象關聯，進行不同肌電信號與不同動作的匹配，實現實景操作，未來發展前景十分廣闊。

目前完成的無線肌電控制鼠標適用于大部分上肢殘疾患者，但因個體肌電強度差異性，可能會影響無線肌電控制鼠標的使用效果。如何提高設備的普適性是今后研究的方向。另一方面，如何提高無線肌電控制鼠標的精確度，使微控制器能夠通過肌電波形，即鋸齒狀抖動狀態與平滑狀態，精確分析不同強度用力狀態，最大限度的增加判斷的可靠性與精確性，同樣是今后研究的方向。