DIPLOMOVÁ PRÁCE

(1)

VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V BRNĚ Fakulta elektrotechniky

a komunikačních technologií

DIPLOMOVÁ PRÁCE

(2)

VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V BRNĚ

BRNO UNIVERSITY OF TECHNOLOGY

FAKULTA ELEKTROTECHNIKY

A KOMUNIKAČNÍCH TECHNOLOGIÍ

FACULTY OF ELECTRICAL ENGINEERING AND COMMUNICATION

ÚSTAV BIOMEDICÍNSKÉHO INŽENÝRSTVÍ

DEPARTMENT OF BIOMEDICAL ENGINEERING

AKVIZIČNÍ SYSTÉM PRO POVRCHOVOU ELEKTROMYOGRAFII

THE ACQUISITION SYSTEM FOR SURFACE ELECTROMYOGRAPHY

DIPLOMOVÁ PRÁCE

MASTER'S THESIS

AUTOR PRÁCE

AUTHOR

Bc. Jakub Milek

VEDOUCÍ PRÁCE

SUPERVISOR

Ing. Oto Janoušek, Ph.D.

(3)

Diplomová práce

magisterský navazující studijní obor Biomedicínské a ekologické inženýrství Ústav biomedicínského inženýrství

Student:Bc. Jakub Milek ID:154641

Ročník: 2 Akademický rok:2016/17

NÁZEV TÉMATU:

Akviziční systém pro povrchovou elektromyografii

POKYNY PRO VYPRACOVÁNÍ:

1) Proveďte literární rešerši problematiky akvizice elekromyografických dat v laboratorním prostředí. 2) Navrhněte akviziční systém pro snímání povrchového elektromyogramu, umožňující současný záznam z více snímacích míst. Při návrhu zohledněte požadavek akvizice paralelně snímaných dat jediným mikroprocesorem a dále požadavek na kvalitní fixaci elektrod. 3) Realizujte prototyp akvizičního systému vhodný pro snímání elekromyografické aktivity předloktí horní končetiny. 4) Navrhněte vizualizační prostředí, umožňující prohlížení zaznamenaných dat, a realizujte jej v programovém prostředí Matlab. Vizualizační prostředí bude umožňovat základní prohlížení zaznamenaných dat. 5) Ověřte funkčnost akvizičního systému. Zaznamenejte elektromyografickou aktivitu předloktí při několika úrovních síly kontrakce svalů a při svalovém tonu a zaznamená data vizualizujte. 6) Proveďte diskuzi navrženého akvizičního systému a vyhodnoťte jeho vlastnosti.

DOPORUČENÁ LITERATURA:

[1] WEBSTER, John G. a John W. CLARK. Medical instrumentation: application and design. 4th ed. Hoboken, NJ:

John Wiley, c2010. ISBN 04-716-7600-4.

[2] MERLETTI, Roberto. a Philip PARKER. Electromyography: physiology, engineering, and noninvasive applications. 4th ed. Hoboken, NJ: IEEE/John Wiley, c2004. ISBN 04-716-7580-6.

Termín zadání: 6.2.2017 Termín odevzdání:19.5.2017

Vedoucí práce: Ing. Oto Janoušek, Ph.D.

Konzultant:

prof. Ing. Ivo Provazník, Ph.D.

předseda oborové rady

UPOZORNĚNÍ:

(4)

ABSTRAKT

V úvodu této práce je popsána fyziologická podstata eloktromyografického signálu. Ná- sleduje návrh miniaturního, přenosného EMG zesilovače pro povrchové měření. Dále je popsáno vytvoření programu pro vizualizaci naměřených dat a samotná realizace EMG zesilovače.

KLÍČOVÁ SLOVA

povrchové EMG, motorická jednotka, zesilovač, procesor, filtr, SMD, GUI

ABSTRACT

At the beginning of this work the physiological nature of electromyographic signal is described. Design of miniature, portable EMG amplifier for surface measurement is pre- sented. Creation of program for data visualization is described, followed by description of practical EMG amplifier realization.

KEYWORDS

Surface EMG, motor unit, amplifier, processor, filter, SMD, GUI

MILEK, JakubAkviziční systém pro povrchovou elektromyografii: diplomová práce. Brno:

Vysoké učení technické v Brně, Fakulta elektrotechniky a komunikačních technologií, Ústav biomedicínského inženýrství, 2017. 44 s. Vedoucí práce byl Ing. Oto Janou- šek, Ph.D.

(5)

PROHLÁŠENÍ

Prohlašuji, že svou diplomovou práci na téma „Akviziční systém pro povrchovou elektromyografii“ jsem vypracoval samostatně pod vedením vedoucího diplomové práce a s použitím odborné literatury a dalších informačních zdrojů, které jsou všechny citovány v práci a uvedeny v seznamu literatury na konci práce.

Jako autor uvedené diplomové práce dále prohlašuji, že v souvislosti s vytvořením této diplomové práce jsem neporušil autorská práva třetích osob, zejména jsem nezasáhl nedovoleným způsobem do cizích autorských práv osobnostních a/nebo majetkových a jsem si plně vědom následků porušení ustanovení S11 a následujících autorského zá- kona č. 121/2000 Sb., o právu autorském, o právech souvisejících s právem autorským a o změně některých zákonů (autorský zákon), ve znění pozdějších předpisů, včetně možných trestněprávních důsledků vyplývajících z ustanovení části druhé, hlavy VI. díl 4 Trestního zákoníku č. 40/2009 Sb.

Brno . . . . (podpis autora)

(6)

PODĚKOVÁNÍ

Rád bych poděkoval vedoucímu diplomové práce panu Ing. Oto Janouškovi, Ph.D. za odborné vedení, konzultace, trpělivost a podnětné návrhy k práci.

Brno . . . . (podpis autora)

(7)

OBSAH

Úvod 9

1 Elektromyografie 10

1.1 Motorická jednotka . . . 10

1.1.1 Typy motorických jednotek . . . 11

1.1.2 Nábor motorických jednotek . . . 12

1.1.3 Frekvenční kódování . . . 12

2 Povrchový elektromyograf 13 2.1 Navržený systém . . . 13

2.2 Multiplexer . . . 17

2.3 Filtr . . . 17

2.4 Přístrojový zesilovač . . . 21

2.5 Napájení . . . 23

2.6 Procesor . . . 24

3 Program pro vizualizaci dat 25 3.1 Real time přístup . . . 25

3.2 Offline přístup . . . 27

4 Praktická realizace 28 4.1 Nastavení procesoru . . . 29

4.2 Testování vlastností kanálů a měření EMG . . . 31

4.3 Souběžné multikanálové měření . . . 34

4.4 Problémy při realizaci . . . 35

4.4.1 Miniaturní součástky . . . 35

4.4.2 Měřící prostory . . . 36

4.4.3 Procesor . . . 36

4.4.4 Sériová komunikace . . . 36

5 Zhodnocení a závěr 37

Literatura 38

Seznam symbolů, veličin a zkratek 40

Seznam příloh 41

A Program pro jeden kanál 42

(8)

B Program pro 4 kanály 43

(9)

SEZNAM OBRÁZKŮ

1.1 Schéma motorické jednotky [3] . . . 10

1.2 Typy svalových vláken [4] . . . 11

2.1 Blokové schéma navrženého systému . . . 13

2.2 Schéma navrženého přístroje bez napájecích prvků . . . 14

2.3 Schéma napájení . . . 15

2.4 DPS . . . 16

2.5 Funkční blokový diagram multiplexeru [7] . . . 17

2.6 Blokový diagram filtrů . . . 18

2.7 Schéma horní propusti . . . 18

2.8 Frekvenční charakteristika horní propusti . . . 19

2.9 Schéma dolní propusti . . . 19

2.10 Frekvenční charakteristika dolní propusti . . . 20

2.11 Zesilovač AD8554 [8] . . . 21

2.12 Nastavitelné hodnoty zesílení ISL28533 [9] . . . 22

2.13 Vnitřní zapojení ISL28533 [9] . . . 22

2.14 Zapojení regulátorů . . . 23

2.15 Zapojení zdroje referenčního napětí LT1790 [12] . . . 24

2.16 Vývojový kit FRDM-K64F [14] . . . 24

3.1 Obrazovka pro sériovou komunikaci . . . 25

3.2 Okno pro nastavení Putty a výpis dat do konzole . . . 26

3.3 Amplitudové spektrum dat čtených Matlabem . . . 26

3.4 Amplitudové spektrum dat čtených Putty . . . 27

3.5 Volba čtení dat při spuštění programu . . . 27

4.1 Vyhotovená DPS . . . 28

4.2 Přenosová charakteristika zesilovače . . . 29

4.3 Konfigurační aplikace MCUXpresso Config Tools [13] . . . 30

4.4 Naměřený signál při zesílení 400 . . . 31

4.5 První naměřený EMG signál . . . 32

4.6 Filtrovaný EMG signál . . . 32

4.7 EMG signál z horních končetin (Ch1 - pravý sval vřetenní, Ch2 - pravý biceps, Ch3 - levý sval vřetenní, Ch4 - levý biceps) . . . 33

4.8 EMG signály naměřené zesilovačem a Biopacem . . . 34

4.9 Naměřené sinusové funkce o různých frekvencích . . . 34

4.10 Amplitudové spektrum naměřených funkcí . . . 35

(10)

ÚVOD

Pro měření EMG signálu existuje celá řada přístrojů, které se liší svými vlastnostmi, počtem kanálů a především cenou. Dnešní technologie výroby součástek poskytují obrovské možnosti pro miniaturizaci a dosažení optimálních parametrů měřících pří- strojů v biomedicíně. Hlavně v tomto oboru je nepopiratelnou výhodou zmenšování přístrojů, jenž usnadňuje jejich manipulaci. Pro celou řadu přístrojů bylo již dosa- ženo tak pokročilé miniaturizace, že je možno různé diagnostické přístroje nosit v kapse a s využitím mobilního telefonu analyzovat naměřená data.

Úkolem této práce bylo navrhnout zesilovač pro měření povrchového EMG za co nejnižší cenu při dosažení co nejmenších rozměrů a nejvyšší přesnosti. Pro dosažení tohoto cíle byl zvolen netradiční přístup k návrhu, spočívající v zařazení multiplexeru jako vstupního členu.

(11)

1 ELEKTROMYOGRAFIE

Elektromyografií (EMG) se rozumí soubor vyšetřovacích metod pro snímání a hod- nocení elektrické aktivity kosterního svalstva a periferního nervového systému. EMG se vyžívá pro diagnostiku neuromuskulárních onemocnění, studium kineziologie a po- ruch pohybového ústrojí. EMG signál je také možno využít k ovládání protetických končetin.

Měření EMG signálu je možno provádět pomocí intramuskulárních jehel, jedná se tedy o invazivní měření, kdy je měřící elektroda vpíchnuta do svalu. Druhou mož- ností je přiložení elektrod na kůži v oblasti zkoumaného svalu.

1.1 Motorická jednotka

Lidský pohyb je výsledkem velice složité směsi dějů, kterou lze detailně velice těžko objasnit. Při každodenních činnostech musí nervosvalový systém zajišťovat vzpří- mený postoj, regulaci síly, souhru svalů při složitých pohybech atd. Výsledný pohyb je podmíněný správnou koordinací kontrakce motorických jednotek, které při popisu pohybu mohou představovat základní funkční celek.

Motorická jednotka se skládá z vláken kosterního svalstva a motoneuronu, který tyto vlákna inervuje, jak ukazuje obrázek 1.1. Motoneuron se nachází v míše, odkud vystupuje jeho axon a inervuje svalová vlákna. Jeden motoneuron může inervovat velký počet svalových vláken, avšak svalové vlákno může být inervováno pouze jed- ním motoneuronem.

Obr. 1.1: Schéma motorické jednotky [3]

(12)

Jednotlivé svaly se skládají z různého počtu motorických jednotek (od stovek do tisíců). Jemné pohyby a spojitý nárůst síly jsou zajišťovány pomocí náboru motoric- kých jednotek a frekvencí budících impulzů. Pro správné pochopení těchto principů je však nejprve nutné rozdělit motorické jednotky na tři typy v závislosti na typu inervovaných svalových vláken a objasnit funkci každé znich.

1.1.1 Typy motorických jednotek

Typy motorických jednotek lze charakterizovat dle jejich vlastností.

Obr. 1.2: Typy svalových vláken [4]

Typ IIb- Tyto vlákna jsou nejrychlejší a dosahují největší síly při kontrakci. Jejich nevýhodou je rychlá únava(obrázek 1.2). Důvodem je anaerobní metabolismus těchto vláken, který je energeticky velice neefektivní a vzniká při něm kyselina mléčná. Sni- žující se pH (vyplývající z hromadění kyseliny mléčné), oslabuje a zpomaluje kontrakci těchto vláken, až do jejího úplného zastavení. Obsahují nejméně myoglobinu, mitochondrií a jsou méně prokrvena než ostatní typy. Nabývají největších průměrů.

Motoneurony, jenž je inervují, vedou nejrychleji.

Typ IIa- Vlákla jsou anatomicky podobná jako IIb, dosahují téměř stejné rychlosti kontrakce, menší síly, avšak jsou rezistivní na únavu. Využívají již aerobní metabolismus. Nabývají menších rozměrů než vlákna typu IIb.

Typ I- Tyto vlákna jsou nejpomalejší a dosahují nejmenší síly. Jejich velkou výho- dou je, že i při maximálním vytížení, jsou téměř neunavitelná. Nabývají nejmenších rozměrů.

Sval se skládá ze všech těchto typů vláken. V závislosti na jeho funkci se liší jejich poměr.

(13)

1.1.2 Nábor motorických jednotek

Náborem motorických jednotek se rozumí postupné aktivování dalších a dalších mo- torických jednotek. Prvotní a dodnes uznaný závěr vychází z práce Hennmana[2], odkud vzešel tzv. Hennmanův princip velikosti. Bylo dokázáno, že při postupném zvyšování zátěže, jsou motorické jednotky aktivovány postupně od nejmenších, aby produkovaná síla kontrakce byla energeticky nejúspornější. V závislosti na síle a rychlosti požadované kontrakce dojde k náboru motorických jednotek typu I nebo II. Pro kontrakce do úrovně 20 - 25% maximální síly jsou aktivována převážně vlákna typu I a spojitý nárůst jejich síly je primárně ovlivňován frekvenčním kódováním.

Při překročení této hranice se stává dominantí nábor nových motorických až do 50 - 80% maximální síly kontrakce svalu. Při této dosažené síle jsou obvykle zapojeny již všechny motorické jednotky a začíná opět převládat princip frekvenčního kódování.

1.1.3 Frekvenční kódování

Frekvenční kódování, jak již název napovídá, ovlivňuje sílu kontrakce svalů pomocí frekvence aktivačních impulzů, jenž vysílá motoneuron. Předpokládá se, že změna frekvence ovlivňuje celé skupiny motorických jednotek a tedy nepůsobí selektivně na jednotlivé motoneurony. Funkčnost tohoto systému umožňuje výše popsaný nábor motorických jednotek, neboť i když je ovlivněna frekvence daného motoneuronu, zůstává inhibován a nečinný, dokud není aktivován.

Tyto principy ovlivňující sílu kontrakce daly za zrod myšlence, že okamžitá výchylka EMG signálu má přímou spojitost se sílou kontrakce. Bylo dokázáno, že toto platí pouze za definovaných laboratorních podmínek, neboť další experimenty odhalily závislost okamžité výchylky EMG signálu na únavě svalu, pH a dostupnosti kyslíku a glykogenu [1].

(14)

2 POVRCHOVÝ ELEKTROMYOGRAF

V předešlé kapitole bylo zmíněno, že EMG signál lze zaznamenávat pomocí vpicho- vých nebo povrchových elektrod. Vzhledem k zaměření práce na povrchový elektromyograf, budou uvažovány požadované vlastnosti navrhovaného akvizičního systému pouze pro tento typ měření.

Pro návrh jakéhokoli zařízení je důležité primárně znát parametry měřeného sig- nálu. Základní specifikace pro EMG signál jsou okamžitá výchylka (stovky µV až jednotky mV) a frekvenční pásmo zájmu (20 - 200 Hz).

2.1 Navržený systém

Hlavním cílem návrhu bylo vytvořit co nejlevnější, nejmenší, nejpřesnější systém s možností multikanálového snímání. Po přezkoumání parametrů aktuálně dostupných přístrojů, zvážení cen jednotlivých součástek a pro vyhovění požadavku na multika- nálový systém, byl zvolen návrh s multiplexerem na vstupu přístroje (obrázek 2.1).

Obr. 2.1: Blokové schéma navrženého systému

S ohledem na velikost jsou všechny součástky SMD a byly vybírány co nejmenší pouzdra s ohledem na cenu. Všechny kondenzátory a odpory jsou ve velikosti 0402 až na jednu vyjímku. Rozměr těchto SMD pouzder je 0,5 x 1 mm. Vyjímkou jsou elek- trolytické blokovací kondenzátory u napájecích pinů součástek, které byly v tomto rozměru příliš drahé, jsou tedy v pouzdře 0805 o velikosti 1,25 x 2 mm. Filtry byly navrženy ručně a odsimulovány v programu Cadence OrCad a PSpice. Schéma sys- tému (obrázek 2.2 a 2.3) a DPS (obrázek 2.4) bylo navrženo v programu Cadsoft Eagle. Výsledný rozměr DPS je 54,9 x 34,8 mm.

(15)

Obr.2.2:Schémanavrženéhopřístrojebeznapájecíchprvků

(16)

Obr. 2.3: Schéma napájení

(17)

Obr.2.4:DPS

(18)

2.2 Multiplexer

Počátečním prvkem akvizičního systému je multiplexer od firmy Analog devices ADG1409. Pro požadované účely byl zvolen v konfiguraci 8:2. Je tedy možné vytvořit celkem 4 dvojice elektrod, mezi kterými se bude měřit diferenční signál (obrázek 2.5).

Přepínání mezi jednotlivými dvojicemi se provádí logicky pomocí dvou bitů. Řízení zprostředkovává procesor. Tento typ multiplexeru pracuje principem break-before- make, což znamená, že nejdříve rozpojí právě zapojenou cestu a poté zapojí novou.

Nedojde tak ke smíšení signálů ze dvou elektrod. Rychlost přepínání je 330 ns a zpožení break-before-make je 100 ns, což je pro účel systému naprosto dostačující.

Multiplexer je napájen symetrickým napájením +/-5 V. Toto nižší napětí je zvoleno z důvodu omezení velikosti napájecího napětí dalších prvků systému a také umožňuje použití menších baterií. Mezi významné vlastnosti použitého multiplexeru patří jeho nízký odpor při sepnutí, v tomto případě 7 Ω. Přeslech mezi kanály je také nízký, dosahuje hodnoty -70 dB, nebude tak docházet k nežádoucí vzájemné interferenci mezi sousedními signály. Multiplexer se nachází v pouzdře TSSOP-16 o velikosti 5 x 4,4 mm.

Obr. 2.5: Funkční blokový diagram multiplexeru [7]

2.3 Filtr

Důležitou součástí každého měřícího systému je filtr. V navrženém akvizičním sys- tému je použita kaskáda dvou po sobě zařazených filtrů (obrázek 2.6) typu horní

(19)

propust (obrázek 2.7) a dolní propust (obrázek 2.9). Zvolený druh filtrů je But- terworth 4. řádu navržený pomocí metody Sallen-key. Volba druhu filtru a zvolená topologie je dobrý kompromis mezi jednoduchostí implementace a dostatečně strmou přenosovou charakteristikou (obrázek 2.8 a 2.10). Pro horní propust byly zvoleny rezistory o velikosti 10 MΩ s přesností +/- 1% a kondezátory o velikosti

2 nF s přesností +/- 5%. Mezní frekvence horní propusti je tedy 8 Hz. Pro dolní propust byly zvoleny rezistory o velikosti 105 kΩ s přesností +/- 1% a kondenzátory o velikosti 1 nF s přesností +/- 2%. Mezní frekvence dolní propusti je tedy 1516 Hz.

Přenášené pásmo je 8 až 1516 Hz. Oba aktivní filtry mají zesílení přenášeného pásma asi 6dB. Resistory použité pro toto zesílení mají přesnost +/- 0,5%. Dohromady je tedy každý kanál zesílen 4x.

Obr. 2.6: Blokový diagram filtrů

Obr. 2.7: Schéma horní propusti

(20)

Obr. 2.8: Frekvenční charakteristika horní propusti

Obr. 2.9: Schéma dolní propusti

(21)

Obr. 2.10: Frekvenční charakteristika dolní propusti

V obvodu je použit zdroj zdroj referenčního napětí o velikosti 1,25 V. Použití aditivního referenčního napětí je z důvodu rozsahu vstupního napětí A/D

převodníků, které je 0 - 2,5 V. Výsledkem bude zvýšení měřeného EMG signálu o hodnotu 1,25 V aby se plně využil rozsah A/D převodníků.

Jako operační zesilovač byl zvolen AD8554 od firmy Analog devices. V pouzdře TSSOP-14 (5 x 4,4 mm) obsahuje čtyři samostatné operační zesilovače (obrázek 2.11). V tomto systému je tedy použit dvakrát. Napájení je nesymetrické +5 V.

Tento operační zesilovač má výborné vlastnosti a pracuje v celém rozsahu napájecího napětí (rail-to-rail). Jeho vstupní odpor je 100 GΩ. Díky speciální konstrukci je jeho offset pouze 1 µV, vznikne zde tedy velmi malá chyba ve formě stejnosměrné složky. Taktéž teplotní drift je velice nízký, pouze 0,005 µV/^∘C, pracuje tedy velice dobře v celém tepltoním pracovním rozsahu. Hustota šumu při 1 kHz je 42 nV/√

Hz, pokud provedeme přibližný přepočet na efektivní hodnotu šumu v měřeném rozsahu frekvencí, dostaneme hodnotu asi 1,55 µV. Peak-to-peak hodnota šumu se pak může očekávat asi 9,32µV. Tyto hodnoty by neměly

způsobit výrazné zkreslení měřeného signálu.

Spotřeba každého zesilovače je pouhých 700 µA, což je u bateriově napájených systémů výhodné. Při konstrukci filtru bylo důležité zohlednit kvalitu použitých

(22)

dielektrika NP0. Tato charakteristika zaručuje, že se hodnota kapacity nebude měnit při změně teploty. Nedojde tedy ani ke změně mezních frekvencí filtrů.

Obr. 2.11: Zesilovač AD8554 [8]

2.4 Přístrojový zesilovač

Za filtry se v signálové cestě nachází přístrojový zesilovač (obrázek 2.13). Jeho úkolem je provést diferenci napětí mezi jeho vstupy. Přístrojové zesilovače mají díky své konstrukci velmi vysoký diskriminační činitel CMRR. To je schopnost zesilovače potlačit signál, který je na obou vstupech stejný, což je obvykle nějaký druh rušení. Zde byl vybrán zesilovač ISL28533, jeho CMRR je při zesílení 100x až 138dB. Tento zesilovač má programovatelný zisk, nastavitelný pomocí dvou bitů a třístavové logiky (obrázek 2.12). Tyto dva piny jsou na DPS vyvedeny na

konektor, kde bude možné buď pevně nastavit požadovanou hodnotu zesílení nebo připojit procesor a tím zesílení řídit.

(23)

Obr. 2.12: Nastavitelné hodnoty zesílení ISL28533 [9]

Chyba zesílení se pohybuje kolem +/- 0,05% Napájení je nesymetrické +5V, taktéž pracuje v celém rozsahu napájecího napětí. Na vstup 𝑟𝑒𝑓 je přivedeno referenční napětí o velikosti 1,25V kvůli již dříve zmíněným AD převodníkům. Pro tento účel se v pouzdře zesilovače nachází další zesilovač jako impedanční oddělení.

Obr. 2.13: Vnitřní zapojení ISL28533 [9]

(24)

Offset zesilovače je také nízký, dosahuje 5 µV a drift je 50 nV/^∘C. Uvedený vstupní odpor je 10 GΩ. Hustota šumu při 1 kHz je 20 nV/√

Hz. Pokud opět provedeme přepočet na efektivní hodnotu v celém měřeném pásmu, získáme hodnotu 776 nV.

Peak-to-peak hodnota šumu pak dostahuje asi 4,66 µV. Výstup je přiveden na výstupní konektor DPS který vede dále na DPS s mikroprocesorem.

2.5 Napájení

Pro účely napájení jsou v obvodu použity regulátory napětí od firmy Linear technology. Baterie se připojí na tři vstupní piny na DPS, které vedou na vstupy regulátorů. Jako regulátor kladného napětí byl zvolen LT3060 (obrázek 2.14a) s výstupem +5 V. Maximální výstupní proud je 100 mA. Regulátor záporného napětí je LT1964 (obrázek 2.14b) s výstupem -5 V. Jeho maximální výstupní proud je 200 mA. Přesnost jejích výstupních napětí se pohybuje v rozmezí +/- 2%. Pro správnou funkci regulátorů je potřeba několik externích kondezátorů, které zajišťují snížení šumu a přesnější hodnotu výstupního napětí. Jsou zde použity keramické kondezátory s charakteristikou dielektrika X5R nebo X7R a přeností +/- 10% až +/- 20%. Jejich hodnoty jsou ale dostatečně vysoké a tak jsou jejich vlastnosti pro svůj účel dostatečné. Oba regulátory jsou v malém pouzdře TSOT-23 (1,5 x 2,9 mm). U každého napájecího pinu jednotlivých obvodů v systému jsou umístěny dva blokovací kondezátory. Jeden elektrolytický o velikosti 10µF, který funguje jako zásobárna elektrického náboje pro okamžité potřeby daného obvodu. To efektivně zkrátí dráhu, po které musí být elektrická energie přenesena a zmírní tak účinky indukčnosti dráhy. Druhý kondezátor keramický o velikosti

0.1 µF je fyzicky umístěný co nejblíže napájecímu pinu. Kondenzátor má za úkol zkratovat jekékoliv vysokofrekvenční rušení, které by se tam mohlo objevit.

(a) LT3090 [10] (b) LT1964 [11]

Obr. 2.14: Zapojení regulátorů

(25)

Dalším napěťovým prvkem je zdroj referenčního napětí také od firmy Linear technology LT1790 (obrázek 2.15). Jeho výstupní napětí je 1,25 V s vysokou přesností až

+/- 0.1 % a driftem 25 ppm/^∘C. Také v pouzdře TSOT-23.

Obr. 2.15: Zapojení zdroje referenčního napětí LT1790 [12]

2.6 Procesor

Pro digitalizaci dat, jejich přenos do PC a řízení je použit vývojový kit s procesorem FRDM-K64F (obrázek 2.16). Tento kit má v sobě

procesor Kinetis K64 s jádrem Cortex-M4 a maximální frekvencí jádra 120 MHz.

Vývojový kit má široké využití, v tomto případě

je využit AD převodník a UART pro posílání do PC. UART je periferie procesoru umožňující přenos dat po seriovém kanálu. AD převodník je typu SAR s rozlišením až 16

bitů a rychlostí 818 ksps (pro rozlišení 13 a méně bitů). Referenční napětí pro AD převodník je 3.3 V. Původně měl být využíván jiný procesor s referenčním napětím 2,5 V (proto zdroj referenčního napětí 1,25 V, avšak ten musel být nahrazen).

Procesor je také využíván pro řízení přepínání vstupů multiplexeru.

Obr. 2.16: Vývojový kit FRDM-K64F [14]

(26)

3 PROGRAM PRO VIZUALIZACI DAT

V programovém prostředí Matlab byl realizován program pro zobrazování naměřených dat. Okno pro vykreslování grafu i všechny jeho elementy jsou

umístěny relativně a i jejich velikost je měněna v závislosti na rozlišení obrazovky.

3.1 Real time přístup

Původním záměrem bylo vytvořit uživatelské rozhraní pro zobrazování měřených dat v reálném čase. Pro čtení dat z procesoru se využila sériová komunikace.

Obr. 3.1: Obrazovka pro sériovou komunikaci

Vytvořený program umožňuje ověřit, zda je zařízení pro sériovou komunikaci připojeno a nastaví správný port. Dále následuje spuštění čtení dat se souběžným vykreslováním do grafu a tlačítko pro ukončení spojení. Testování funkčnosti se provádělo pomocí signálu ve tvaru sinusové funkce s frekvencí 20 Hz přiváděné z generátoru. Data zobrazovaná Matlabem neodpovídala předpokladům, proto byl pro ověření využit program Putty (obrázek 3.2), který provádí výpis čtených hodnot z procesoru do konzole.

(27)

Obr. 3.2: Okno pro nastavení Putty a výpis dat do konzole

Bylo zjištěno, že Matlab je velmi pomalý pro souběžné čtení i vykreslování dat.

Kvůli zpoždění při vykreslování bylo čtení dat velmi nespojité a způsobovalo velké zkreslení signálu. Pro názornost je uvedeno amplitudové spektrum dat přečtených pomocí Matlabu (obrázek 3.3) a dat přečtených pomocí Putty (obrázek 3.4) při stejném vstupu do zesilovače.

Obr. 3.3: Amplitudové spektrum dat čtených Matlabem

(28)

Obr. 3.4: Amplitudové spektrum dat čtených Putty

S ohledem na tuto skutečnost, se měření dat provádělo pomocí Putty a do programu byla přidána možnost volit mezi sériovou komunikací a čtením ze souboru (obrázek 3.5).

Obr. 3.5: Volba čtení dat při spuštění programu

3.2 Offline přístup

Po zvolení načítaní dat ze souboru je možno pomocí tlačítka vybrat soubor. Po zvolení souboru je možno data vykreslit okamžitě, nebo zvolit postupné

vykreslování. GUI umožňuje zvětšení/zmenšení a posun je možný pomocí nástroje ruka.

(29)

4 PRAKTICKÁ REALIZACE

Testovací měření navrženého zesilovače probíhalo ve školních laboratořích UBMI.

Při prvních měřeních pomocí generátoru a osciloskopu byla v návrhu objevena jedna chyba u připojení regulátoru záporného napětí. Pro opravu této chyby bylo nutné některé cesty přeřezat a použít drátové propojky (obrázek 4.3). Dále byla změřena přenosová charakteristika zesilovače, pro ověření funkčnosti filtrů (obrázek 4.2). Z grafu je patrné, že tvar přenosové charakteristiky odpovídá návrhu.

Následně bylo nutné zprovoznit komunikaci mezi procesorem a počítačem.

Obr. 4.1: Vyhotovená DPS

(30)

Obr. 4.2: Přenosová charakteristika zesilovače

4.1 Nastavení procesoru

Programování procesoru bylo prováděno pomocí programovacího prostředí Keil µVision5. Jako výchozí program byla použita demo ukázka pro AD převodník, která byla upravena pro účely diplomové práce. Při programování byla využita online konfigurační aplikace MCUXpresso Config Tools, pomocí které byly zvoleny frekvence jádra a nastavení použitých pinů pro řízení multiplexeru. Úkolem

hlavního programu procesoru je přečíst vzorek ze vstupu AD převodníku a poslat jej po sériové lince (příloha A). V případě programu pro multikanálové snímání jsou piny pro řízení multiplexeru inicializovány na 0, čímž je zvolen kanál 1.

Provede se převod AD převodníku, přepne se multiplexer na kanál 2, počká se na ustálení přechodových jevů a znovu se čte z AD převodníku. Toto je zopakováno pro všechny 4 kanály. Následně se přečtené hodnoty pošlou po sériové lince a celý proces se opakuje (příloha B). Nastavení procesoru mělo velký vliv na výslednou vzorkovací frekvenci. Skutečná vzorkovací frekvence byla měřena pomocí přepínání pinu vždy po poslání vzorku. Toto přepnutí tvá jednu instrukci, takže nijak

(31)

nezatíží procesor a po změření přepínací frekvence pinu na osciloskopu bylo možné přesně určit vzorkovací frekvenci.

Obr. 4.3: Konfigurační aplikace MCUXpresso Config Tools [13]

(32)

4.2 Testování vlastností kanálů a měření EMG

Celá měřící aparatura byla nejdříve testovaná pomocí generátoru signálu, na kterém byl nastaven sinusový signál s frekvencí 20 Hz a amplitudou 30 mV. Na zesilovači byly voleny různé úrovně zesílení a byl pozorován výstup (obrázek 4.4).

Obr. 4.4: Naměřený signál při zesílení 400

Po proměření všech kanálů, bylo možné začít měřit EMG signály. Snímání se provádělo z předloktí na vřetenním svalu. Při prvních měřeních byl naměřený EMG signál velmi zašuměný síťovým brumem, avšak EMG signál je rozpoznatelný (obrázek 4.5).

(33)

Obr. 4.5: První naměřený EMG signál

Byla tedy provedena dodatečná digitální filtrace síťového rušení (obrázek 4.5), zde již je EMG signál jasně patrný.

Obr. 4.6: Filtrovaný EMG signál

Další snímání se provádělo již na obou horních končetinách. Na každé končetině byl měřen sval vřetenní a biceps (4.7)

(34)

Obr. 4.7: EMG signál z horních končetin (Ch1 - pravý sval vřetenní, Ch2 - pravý biceps, Ch3 - levý sval vřetenní, Ch4 - levý biceps)

Pro srovnání, zda přístroj měří spolehlivě, byl naměřen současně průběh z jednoho kanálu EMG zesilovačem, i Biopacem, což je školní přístroj sloužící pro měření biologických signálů (obrázek 4.8). Možnosti nastavení Biopacu jsou omezené a proto bohužel bylo při měření nutné nastavit různá zesílení (zesilovač 400x, Biopac 500x). Nicméně je vidět, že signál naměřený Biopacem je nepatrně méně zašuměn a EMG aktivita svalů je výraznější. Avšak signál naměřený zesilovačem je také velmi dobře rozeznatelný a pro klasifikaci svalové aktivity dostačující.

(35)

Obr. 4.8: EMG signály naměřené zesilovačem a Biopacem

4.3 Souběžné multikanálové měření

Pro výsledky dosažené v předchozí kapitole, byla změna kanálu řízena ručně pomocí nepájivého pole. Dalším krokem je tedy testování souběžného sběru dat z jednotlivých kanálů a řízení přepínání multiplexeru procesorem (příloha B).

Testování probíhalo pomocí 4 generátorů signálu s pevně nastavenou frekvencí (21,34, 45 a 75 Hz) a amplitudou 60 mV (zesílení zesilovače nastaveno na 200).

Obr. 4.9: Naměřené sinusové funkce o různých frekvencích

(36)

Výsledné naměřené signály nevypadaly jako ideální sinusové funkce (obrázek 4.9).

Byla tedy provedena Fourierova transformace a z amplitudového spektra (obrázek 4.10) je patrné, že dochází k přenosu části signálů mezi kanály. Z důvodů nízké pravděpodobnosti toho, že je to způsobeno multiplexerem, je třeba se domnívat, že je tato skutečnost způsobena parazitními jevy vynikajícími podél cesty signálu.

Obr. 4.10: Amplitudové spektrum naměřených funkcí

4.4 Problémy při realizaci

4.4.1 Miniaturní součástky

Cílem práce bylo vytvořit co nejmenší přístroj, protože však bylo zařízení pájeno ručně a některé součástky měly rozteč mezi jednotlivými nožičkami i 0,45 mm, bylo bezchybné zhotovení přípravku velice náročné. Bylo důležité kontrolovat, zda nedošlo ke spojení jednotlivých nožiček. Špatnou funkčnost působil i lehce

vystupující cín z jedné nožičky k druhé, i když se ji přímo nedotýkal. Opačným problémem bylo zajistit dobrý kontakt. Bylo nutno používat velmi málo cínu, a to způsobilo, že někdy měla nožička sice kontakt, avšak nebyla připájená a vedla pouze díky tomu, že ji na místě držely ostatní správně napájené nožičky.

(37)

4.4.2 Měřící prostory

Při realizaci tohoto přípravku bylo zjištěno, že je velmi důležité přístroj testovat v různých prostorech. Počáteční testovací měření byla prováděna v jedné školní laboratoři, kde přístroj dával stále nesmyslný výstup bez zjevné příčiny. Po

vyzkoušení všech možností došlo ke změně laboratoře a přístroj začal fungovat dle očekávání.

4.4.3 Procesor

Pro zesilovač je užíván zdroj referenčního napětí 1,25 V, přestože použitý procesor má rozsah AD převodníků 0 - 3,3 V. Toto bylo způsobeno tím, že původní záměr byl použít procesor ADuC7126 s rozsahem AD převodníků 0 - 2,5 V, avšak při testování přestal tento procesor fungovat a musel být tedy nahrazen K64F.

4.4.4 Sériová komunikace

Problémem sériové komunikace je její chybovost, která je závislá na rychlosti přenosu. Protože od real time řešení bylo upuštěno, nemuselo být toto řešeno v Matlabu a při nasnímání dat předem byly předzpracovány a odstraněny chyby dřív, než byl vytvořen mat soubor. Tím bylo možno použít vyšších rychlostí

sériové linky, u kterých je výskyt chyb častější. Nejčastějšími chybami je nepřečtení jednoho znaku, resp. jeho duplikace (myšleno např. místo 1.234 1234 resp. 11.234).

(38)

5 ZHODNOCENÍ A ZÁVĚR

Každý kanál navrženého zesilovače funguje dle očekávání. Šířka přenášeného pásma je stejná jako v simulaci a přístroj dokáže naměřit EMG signál. Úroveň šumu v měřeném signálu je srovnatelná s komerčním přístrojem ( obrázek 4.8).

Nedostatkem je tedy přenos signálu mezi jednotlivými pásmy, ke kterému dochází nejspíše vlivem parazitních kapacit, neboť lze tento efekt potlačit, nebo alespoň velmi zmírnit protáhnutím čekací doby mezi čtením jednotlivých vzorků. Toto ale velmi ovlivňuje výslednou vzorkovací frekvenci a proto by bylo možné

multikanálovost přístroje použít pro snímání pomalejších biologických signálů.

Toto by vyžadovalo úpravu filtrů, avšak tato úprava není nijak náročná.

Vhodnou úpravou by bylo použití operačních zesilovačů AD8554 vždy pro jeden typ filtru (horní, resp. dolní propust), než jako oba typy pro jeden kanál, z důvodů shodnosti rezistorů uvnitř pouzdra zesilovače. Z praktického hlediska by bylo také výhodnější celou napájecí část přesunout na samostatnou DPS a na zesilovač přivést pouze požadovaná napětí (v případě paralelizace velká úspora). Dále by bylo výhodné zaměnit přístrojový zesilovač ISL28533 za ISL28534, který umožňuje nastavit až 10x větší zesílení.

Závěrem lze tedy konstatovat, že navržený přístroj funguje, avšak dochází k distorzi měřeného signálu při rychlém přepínání kanálů.

(39)

LITERATURA

[1] MERLETTI, R., PARKER P.J. Electromyography: Physiology, Engineering, and Non-Invasive Applications August 2004, Wiley-IEEE Press, ISBN:

978-0-471-67580-8

[2] HENNMAN, E., SOMJEM, G., CARPENTER, D.O. Functional significance of cell size in spinal motoneurons[online] Journal of Neurophysiology

Published 1 May 1965 Vol. 28 no. 3, 560-580 Dostupné z http://jn.physiology.org/content/28/3/560.long

[3] Motorická jednotka [online] [cit. 2016-11-25] Dostupné z

http://faculty.pasadena.edu/dkwon/chapt_11/textmostly/slide47.html [4] Svalová vlákna [online] [cit. 2016-12-28] Dostupné z

http://www.bristol.ac.uk/phys-pharm-

neuro/media/plangton/ugteach/ugindex/m1_index/nm_tut5/page3.htm [5] BAWA, P., LEMON, R.N. Recruitment of motor units in response to

transcranial magnetic stimulation in man[online] Journal of Physiology Published 1993, 471, 445-464 Dostupné z

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC1143970/pdf/jphysiol00368- 0439.pdf

[6] CHMELAŘ, M.Řešené příklady pro numerická cvičení z předmětu

Diagnostika bio a ekosystémů Brno, VUT Brno, 2011. ISBN: 978-80-214-4361- 7.

[7] Katalogový list multiplexeru ADG1409 [online] Dostupné z

http://www.analog.com/media/en/technical-documentation/data- sheets/ADG1408_1409.pdf

[8] Katalogový list zesilovače AD8554 [online] Dostupné z

http://www.analog.com/media/en/technical-documentation/data- sheets/AD8551_8552_8554.pdf

[9] Katalogový list zesilovače ISL28533 [online] Dostupné z

http://www.intersil.com/content/dam/Intersil/documents/isl2/isl28533-534- 535-633-634-635.pdf

(40)

[10] Katalogový list zesilovače LT3060 [online] Dostupné z http://cds.linear.com/docs/en/datasheet/3060fc.pdf [11] Katalogový list zesilovače LT1964 [online] Dostupné z

http://cds.linear.com/docs/en/datasheet/1964fb.pdf [12] Katalogový list zesilovače LT1790 [online] Dostupné z

http://cds.linear.com/docs/en/datasheet/1790fc.pdf

[13] Konfigurační aplikace MCUXpresso Config Tools [online] Dostupné z

https://www.nxp.com/security/login?service=https%3A%2F%2Fmcuxpresso.

nxp.com%2Flogin%2F

[14] Vývojový kit FRDM-K64F [online] Dostupné z

https://developer.mbed.org/platforms/FRDM-K64F/

(41)

SEZNAM SYMBOLŮ, VELIČIN A ZKRATEK

DPS Deska Plošných Spojů

SMD Součástky pro povrchovou montáž – Surface Mount Device GUI Grafické uživatelské rozhraní – Graphic User Intrface UBMI Ústav biomedicinského inženýrství

UART Universal Asynchronous Receiver/Transmitter SAR Successive Approximation Register

(42)

SEZNAM PŘÍLOH

A Program pro jeden kanál 42

B Program pro 4 kanály 43

(43)

A PROGRAM PRO JEDEN KANÁL

while (1) {

g_Adc16ConversionDoneFlag = f a l s e ;

ADC16_SetChannelConfig (DEMO_ADC16_BASEADDR, DEMO_ADC16_CHANNEL_GROUP,

&g_adc16ChannelConfigStruct ) ;

while ( ! g_Adc16ConversionDoneFlag ) ;

voltRead = (f l o a t) ( g_Adc16ConversionValue ∗ (VREF_BRD / SE_12BIT ) ) ;

PRINTF( " %1.3 f , " , voltRead ) ;

GPIO_TogglePinsOutput (GPIOC, 1u << Test_pin ) ; }

(44)

B PROGRAM PRO 4 KANÁLY

while (1) {

voltRead = (f l o a t) ( g_Adc16ConversionValue ∗ (VREF_BRD / SE_12BIT ) ) ; voltRead2 [ 0 ] = voltRead ;

GPIO_TogglePinsOutput (GPIOC, 1u << A0 ) ; while ( j−−)

{

__NOP( ) ; }

j =1000;

GPIO_TogglePinsOutput (GPIOC, 1u << A0 ) ; GPIO_TogglePinsOutput (GPIOC, 1u << A1 ) ; while ( j−−)

{

__NOP( ) ; }

j =1000;

(45)

GPIO_TogglePinsOutput (GPIOC, 1u << A0 ) ; while ( j−−)

{

__NOP( ) ; }

j =1000;

GPIO_TogglePinsOutput (GPIOC, 1u << A0 ) ; GPIO_TogglePinsOutput (GPIOC, 1u << A1 ) ;

PRINTF( " %1.3 f ,%1.3 f ,%1.3 f ,%1.3 f \ r \n " ,

voltRead2 [ 0 ] , voltRead2 [ 1 ] , voltRead2 [ 2 ] , voltRead2 [ 3 ] ) ;

GPIO_TogglePinsOutput (GPIOC, 1u << Test_pin ) ; }