基于三維加速度傳感器的人體運(yùn)動能耗檢測算法的研究*

朱國忠，韋彩虹，潘 敏

(浙江大學(xué)生物傳感器國家專業(yè)實(shí)驗(yàn)室，生物醫(yī)學(xué)工程教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，生物醫(yī)學(xué)工程系，杭州 310027)

隨著人民生活水平的提高，飲食結(jié)構(gòu)和飲食質(zhì)量的不斷改變，慢性病如高血壓、冠心病等呈現(xiàn)一個(gè)發(fā)展浪頭，令許多人聞之色變。引起慢性病的因子紛繁復(fù)雜，有物理性、化學(xué)性、生物性因子的作用，也有組織壞死缺血、缺氧的因素，更甚者，當(dāng)人體免疫反應(yīng)狀態(tài)異常時(shí)也有可能引起慢性病［1］。研究證實(shí)，缺乏體力活動是導(dǎo)致慢性病發(fā)生的重要危險(xiǎn)因素［2］。而缺乏體力活動的一個(gè)重要評價(jià)指標(biāo)就是能量消耗的減少。有大量證據(jù)表明經(jīng)常參加體育運(yùn)動對保持健康和預(yù)防慢性病有重要作用［3］。因此，體力活動、能量消耗與人類健康(慢性病)之間存在密不可分的聯(lián)系。

人體運(yùn)動能耗的檢測在很多領(lǐng)域都具有重要的意義。在臨床醫(yī)學(xué)中，對有些疾病的治療如甲亢就需要輔以科學(xué)的運(yùn)動，這就需要一個(gè)針對性的運(yùn)動方式和強(qiáng)度的指導(dǎo)方案，監(jiān)測病人的運(yùn)動能耗也變得必不可少;而在體育訓(xùn)練中，運(yùn)動員也需要指導(dǎo)適合自己的最佳鍛煉強(qiáng)度和鍛煉時(shí)間，這樣才能達(dá)到更好的訓(xùn)練效果。所以說，無論是健康飲食，還是科學(xué)運(yùn)動都需要以能量消耗的檢測為基礎(chǔ)，沒有這個(gè)基礎(chǔ)，一切無從談起［4］。

但是，由于人體的運(yùn)動是一個(gè)包括頻率，強(qiáng)度，運(yùn)動類型、運(yùn)動時(shí)間和個(gè)體差異性的多維變量，所以運(yùn)動能耗是一個(gè)隨運(yùn)動類型和運(yùn)動時(shí)間變化的不穩(wěn)定的數(shù)值，其大小與人的體重和運(yùn)動能力有關(guān)［5］，進(jìn)而也為能耗的檢測添加了很多困難。

1985 年，F(xiàn)AO/WHO/UNO［6］三大組織的能量代謝專家委員會認(rèn)為，能量需求應(yīng)該以能量消耗大小為標(biāo)準(zhǔn)，而不是能量攝入多少。但由于總能量消耗中的人體運(yùn)動能量消耗量很容易變化，所以能量消耗的評定一直以來都顯得非常的困難［7］。

在單獨(dú)使用心率、計(jì)步器和三維加速度計(jì)測量人體運(yùn)動能耗時(shí)，三維加速度計(jì)法是最理想的一種方式。Meijer［8］等在對自由生活條件下的成人進(jìn)行一周的能耗監(jiān)測后發(fā)現(xiàn)，三維加速度計(jì)法測量身體活動能耗的精度高于心率檢測法，且其與能量攝取密切相關(guān)。但是，心率監(jiān)測和三維加速度計(jì)所檢測的自由活動狀態(tài)下的能耗值要比所攝取的能量高出30%。

三維加速度計(jì)測量運(yùn)動能耗方法的研究由于可以獲得身體活動的頻率和強(qiáng)度，并可以進(jìn)行持續(xù)的測量，進(jìn)而受到大家的關(guān)注。但是，大部分的研究還是以間接測量能耗的方法為測量標(biāo)準(zhǔn)的，如心率測量［9］，或是嚴(yán)格限制在跑步機(jī)上進(jìn)行有規(guī)律的走路、跑步［10］。

本系統(tǒng)通過三維加速度傳感器和微處理器采集分析身體運(yùn)動加速度，并利用相關(guān)算法進(jìn)行運(yùn)動能耗的計(jì)算，進(jìn)而形成一套精度較高的人體運(yùn)動能耗檢測系統(tǒng)。

1 硬件系統(tǒng)的設(shè)計(jì)與測試

該系統(tǒng)主要是監(jiān)測和分析人體的運(yùn)動加速度，系統(tǒng)由監(jiān)測身體運(yùn)動的三維加速度傳感器、存儲數(shù)據(jù)的靜態(tài)存儲器、處理數(shù)據(jù)的微處理器以及濾波、分壓電路等組成，系統(tǒng)框架和信號流向如圖1所示。

圖1 系統(tǒng)框架和信號流向

由圖1可知，系統(tǒng)通過三維加速度傳感器MMA7260檢測出身體運(yùn)動信號，該信號經(jīng)濾波調(diào)理電路后進(jìn)入微處理器 MSP430F149，通過MSP430F149自帶的A/D轉(zhuǎn)換器，將模擬信號轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號，進(jìn)一步處理后，送入靜態(tài)存儲器AT45DB081儲存。通過RS232將數(shù)據(jù)送入PC機(jī)進(jìn)行數(shù)據(jù)處理和算法分析，進(jìn)而得到人體運(yùn)動能量消耗值。為方便數(shù)據(jù)采集，系統(tǒng)采用了紐扣電池和直流電源兩種供電方式，采集數(shù)據(jù)時(shí)可采用紐扣電池，以便脫機(jī)使用。

傳感器MMA7260的工作性能作為本系統(tǒng)研究的重要基礎(chǔ)，其穩(wěn)定性和可靠性需要進(jìn)行實(shí)驗(yàn)檢測。實(shí)驗(yàn)時(shí)，系統(tǒng)的采樣頻率為50 Hz，每軸的采樣點(diǎn)數(shù)為2 000，加速度傳感器的量程為±6gn(200 mV/gn)，系統(tǒng)采用10位的AD，參考電壓為電源電壓3.3 V。實(shí)驗(yàn)的具體過程是:首先將系統(tǒng)電路板平穩(wěn)放置，以確保加速度傳感器MMA7260的XY平面和重力場方向垂直，并按芯片具有引腳焊盤的一面向下，此時(shí)，只有+Z方向受重力影響，記錄下此時(shí)的X、Y、Z軸輸出，并轉(zhuǎn)化為最低有效位(LSB)的輸出;然后保持傳感器的XY平面和重力場方向垂直，且按芯片具有引腳焊盤的一面向上，此時(shí)，只有－Z方向受重力影響，記錄下此時(shí)的X、Y、Z軸輸出，并轉(zhuǎn)化為最低有效位(LSB)的輸出。以此類推，可得到當(dāng)重力場方向與其他兩個(gè)方向垂直時(shí)，對應(yīng)的三軸輸出以及其最低有效位的值，檢測的結(jié)果如表1所示，第一行指重力加速度沿+X方向時(shí)X、Y、Z三軸輸出的LSB平均值，其它列依此類推。根據(jù)式(1)，當(dāng)某軸加速度為零時(shí)，其電壓應(yīng)為1.65 V，此時(shí)最低有效位的值為512。因此實(shí)驗(yàn)的檢測結(jié)果和理論值存在微小誤差，可以忽略，進(jìn)而可以作為運(yùn)動檢測實(shí)驗(yàn)的標(biāo)定參數(shù)。

式中Usource為電源電壓3.3 V。

表1 加速度傳感系統(tǒng)三軸檢測結(jié)果

隨著使用時(shí)間的加長，傳感器由于機(jī)械轉(zhuǎn)向飄移，以上檢測結(jié)果也會出現(xiàn)漂移。Mathie［11］的研究得出，在傳感器使用幾周后，其三軸檢測值的偏差接近0.2gn(大約小于10%)，但在隨后的半年內(nèi)可以穩(wěn)定至一常數(shù)，此時(shí)的漂移量可以忽略不計(jì)。雖然器件本身對測量結(jié)果有部分冗余度，但直流漂移的主要來源還是設(shè)備安裝環(huán)境的不一致，所以在實(shí)驗(yàn)時(shí)一定要確保安裝的正確。

本系統(tǒng)中，根據(jù)采樣器件的電壓輸出和LSB，可以得到加速度和LSB的關(guān)系，其公式如下:

式中A表示加速度，單位為gn，k為方程系數(shù)，通過上述傳感器的檢測實(shí)驗(yàn)，可確定k在本系統(tǒng)的中的取值為220。Usource為電源電壓3.3 V，Rsample為模擬信號采樣率50 Hz。

2 實(shí)驗(yàn)方案

能耗的檢測需要數(shù)據(jù)對比，而作為金標(biāo)準(zhǔn)的“雙標(biāo)水檢測法”由于其費(fèi)用高、使用復(fù)雜等缺點(diǎn)無法實(shí)現(xiàn)其作為實(shí)驗(yàn)參照的價(jià)值。根據(jù)現(xiàn)有的能耗檢測方法，跑步機(jī)由于其使用方便、精確度較高、費(fèi)用較低等優(yōu)點(diǎn)，已作為目前很多能耗檢測系統(tǒng)開發(fā)的標(biāo)準(zhǔn)。鑒于此，本系統(tǒng)的實(shí)驗(yàn)發(fā)生在市內(nèi)知名的健身館，采用的跑步機(jī)型號為:Treadmill Life 95TI，其可以實(shí)現(xiàn)跑步速度0.8 km/h～20 km/h、坡度0% ～15%的調(diào)整，能耗檢測精度在95%以上。

該理論在城市建設(shè)、生態(tài)環(huán)境修復(fù)領(lǐng)域的應(yīng)用日益廣泛。城市建設(shè)涵蓋建筑與小區(qū)、城市道路、城市綠地與廣場、城市水系等方面，采用下沉式綠地、植草溝、植被緩沖帶、雨水濕地、透水鋪裝、多功能調(diào)蓄池等途徑來創(chuàng)建一定規(guī)模的“海綿體”，以期達(dá)到生態(tài)平衡。

實(shí)驗(yàn)的具體方法是:實(shí)驗(yàn)對象進(jìn)入市內(nèi)知名健身館，進(jìn)行跑步機(jī)跑步以測量能耗。有文獻(xiàn)表明儀器佩戴位置對數(shù)據(jù)的分析和能耗檢測具有很大的影響［12］，本系統(tǒng)采用了目前采用較多的三個(gè)部位(腰部、膝蓋和臀部)進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，以確定最佳佩戴位置。為確定速度對系統(tǒng)的影響，我們對每個(gè)部位進(jìn)行三組不同速度的能耗測試實(shí)驗(yàn)。根據(jù)佩戴位置和三種不同的速度，將實(shí)驗(yàn)分成九組進(jìn)行，具體分組方式見表2。為提高數(shù)據(jù)采集的準(zhǔn)確度，每組實(shí)驗(yàn)分別進(jìn)行三次，共27次實(shí)驗(yàn)。

表2 能耗檢測實(shí)驗(yàn)分組

本次實(shí)驗(yàn)中需要注意以下幾點(diǎn):

(1)實(shí)驗(yàn)對象的選擇

為確定性別對系統(tǒng)是否產(chǎn)生影響，本次實(shí)驗(yàn)選擇了男女兩位志愿者分別進(jìn)行實(shí)驗(yàn)。其中男性身高170 cm，體重60 kg，年齡25周歲，身體健康;女性身高157 cm，體重45 kg，年齡24周歲，身體健康。

(2)實(shí)驗(yàn)裝置的佩戴

實(shí)驗(yàn)過程中，分別將開發(fā)的系統(tǒng)置于人體的腰部、膝蓋和臀部處，如圖2所示，依次進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，并將所采集到的加速度數(shù)據(jù)傳入計(jì)算機(jī)等做后續(xù)處理，其中箭頭所指為加速度傳感器的三軸方向，+Z上方的標(biāo)識表示垂直紙面向里為+Z方向。

圖2 實(shí)驗(yàn)中儀器的佩戴位置

(3)采樣頻率的選擇

鑒于系統(tǒng)需要檢測的人體運(yùn)動的頻率低于20 Hz［13］，系統(tǒng)的加速度信號采樣頻率無需太高，而目前的能耗檢測系統(tǒng)的采樣頻率主要在50 Hz左右［14－16］，因此本系統(tǒng)同樣采用 50 Hz的頻率采集加速度信號。

3 數(shù)據(jù)分析和精度對比

由于系統(tǒng)采集的加速度信號由多種信號線性疊加而成，因此本系統(tǒng)對其進(jìn)行了中值濾波以濾除噪聲，并進(jìn)行低通濾波以分離信號。

其中Ax、Ay、Az分別為經(jīng)處理后的各軸加速度，單位為gn。

通過以上公式我們可以得到兩位志愿者將設(shè)備佩戴在不同部位，并以不同速度跑步時(shí)所產(chǎn)生的GM波形。圖3為女性志愿者將設(shè)備佩戴在腰部，并以10 km/h的速度跑步時(shí)產(chǎn)生的XYZ三軸信號和GM波形。

接下來，我們將對通過式(3)所獲得的GM數(shù)據(jù)進(jìn)行分析，根據(jù)物理學(xué)中能量計(jì)算方法，能量的消耗和力以及力在這個(gè)方向上的位移之間有著密切的關(guān)系，基于這個(gè)基礎(chǔ)，推導(dǎo)出式(4)，以計(jì)算出相應(yīng)的運(yùn)動能耗。

圖3 女性志愿者以10 km/h速度跑步時(shí)產(chǎn)生的XYZ三軸信號和GM波形(腰部)

式中E的單位為cal，u為參數(shù)，將在實(shí)驗(yàn)中通過一段時(shí)間內(nèi)加速度GM的變化算出具體的能耗值，并以跑步機(jī)出現(xiàn)的能耗值為標(biāo)準(zhǔn)，算出u值大小，最后通過其他速度跑步時(shí)產(chǎn)生的能耗值進(jìn)行u值大小的測試。a為GM數(shù)據(jù)。

實(shí)驗(yàn)中，通過女性志愿者以10 km/h的速度跑步時(shí)所產(chǎn)生的GM為基礎(chǔ)，將得到的GM數(shù)據(jù)中最小值和最大值分別代入式(4)，為提高計(jì)算的精確性，我們將實(shí)驗(yàn)的時(shí)間單位定為1 s，也就是通過計(jì)算1 s內(nèi)的能耗，獲得參數(shù)u的值，并在其他兩個(gè)不同速度的能耗檢測中進(jìn)行驗(yàn)證。跑步機(jī)以10 km/h運(yùn)行時(shí)，其在1 min內(nèi)的能耗為10 kcal，也就是說平均1 s內(nèi)，其能耗為0.167 kcal，我們以此為標(biāo)準(zhǔn)得到式(4)中u的值為0.014。利用該值代入式(4)，得到1 s內(nèi)，該女性志愿者以1 km/h和5 km/h速度跑步時(shí)的能量消耗分別為0.016 kcal和0.047 kcal，而跑步機(jī)上該女性志愿者以1 km/h和5 km/h速度跑步時(shí)的能耗分別為0.017 kcal和0.05 kcal，精度基本上在93%以上。圖4為儀器佩戴在該女性志愿者腰部，分別以10 km/h，5 km/h和1 km/h跑步時(shí)所得的GM波形，其中a，b，c三段分別為10 km/h，5 km/h和1 km/h跑步時(shí)所得的情況。

圖4 女性志愿者以10 km/h，5 km/h和1 km/h跑步時(shí)所得的GM波形(腰部)

而當(dāng)儀器佩戴在膝蓋和臀部時(shí)，以上述同樣方式進(jìn)行能耗檢測時(shí)，得到的檢測精度均在91%以下，其檢測精度略低于儀器佩戴在腰部時(shí)的能耗檢測，故我們將采用腰部作為本系統(tǒng)進(jìn)行運(yùn)動能耗檢測的最佳佩戴位置。圖5和6分別為儀器佩戴在膝蓋和臀部時(shí)，以10 km/h，5 km/h和1 km/h跑步時(shí)所得的GM波形，其中a，b，c三段的跑步速度分別為 10 km/h，5 km/h 和1 km/h。

圖5 女性志愿者以10 km/h，5 km/h和1 km/h跑步時(shí)所得的GM波形(膝蓋)

圖6 女性志愿者以10 km/h，5 km/h和1 km/h跑步時(shí)所得的GM波形(臀部)

為了確定本系統(tǒng)的可靠性，在實(shí)驗(yàn)中，我們將系統(tǒng)與目前市場上精度較高的能耗檢測儀進(jìn)行對比實(shí)驗(yàn)。通過國家體育總局在對目前市場上的幾種常用能耗檢測儀進(jìn)行了精度對比實(shí)驗(yàn)后，發(fā)現(xiàn)LivePod能耗檢測儀精度相對最高，表3所示，可以作為本系統(tǒng)的精度對比儀器。

表3 目前常用的幾種運(yùn)動能耗檢測儀器的相對精度的對比

實(shí)驗(yàn)中，通過兩名志愿者分別將本系統(tǒng)和LivePod佩戴在腰部，并在跑步機(jī)Treadmill Life95TI上進(jìn)行速度分別為1 km/h，5 km/h和10 km/h跑步，每種速度分別進(jìn)行三次實(shí)驗(yàn)，每次實(shí)驗(yàn)檢測能耗1 min，最終的對比結(jié)果如表4所示。

表4 系統(tǒng)與LivePod的相對精度對比

通過該表，我們發(fā)現(xiàn)雖然本系統(tǒng)的相對精度總體來說，要比LivePod低2～4個(gè)百分點(diǎn)，但精度總體較高，說明本系統(tǒng)以及文中提出的算法在人體運(yùn)動能耗檢測上具有很大的可實(shí)施性。而且通過該表發(fā)現(xiàn)男女之間的精度差別不是很明顯，這說明本系統(tǒng)對性別沒有十分嚴(yán)格的要求，另外，從表中我們發(fā)現(xiàn)，隨著速度的增加，相對精度有所下降，關(guān)于這個(gè)原因，有待進(jìn)一步研究。

4 總結(jié)與展望

人體的運(yùn)動能耗檢測對人的健康具有不可估量的重要作用，特別是對某些慢性病如高血壓、糖尿病和甲亢等的治療方案的確定，其意義重大。在體育訓(xùn)練、營養(yǎng)學(xué)、勞動生理學(xué)等領(lǐng)域中，運(yùn)動量及能耗的研究也都受到了很大的重視。而目前很多運(yùn)動能耗檢測的方法不是精度低，就是其操作和實(shí)現(xiàn)比較困難。目前出現(xiàn)了兩種比較實(shí)用的便攜式的能耗檢測方法的研究:心率和加速度，相比之下，加速度的精度更高于心率，所以以加速度方法檢測人體能耗成了一種趨勢。

本系統(tǒng)基于這點(diǎn)考慮，設(shè)計(jì)了一種用于檢測人體運(yùn)動能耗的系統(tǒng)，文中對系統(tǒng)所用的硬件系統(tǒng)和適合便攜式的能耗檢測算法進(jìn)行了系統(tǒng)分析和驗(yàn)證，并在實(shí)驗(yàn)中對比了男女性別對系統(tǒng)的差異。此外，利用本系統(tǒng)對目前常用的幾種儀器佩戴位置(腰部、臀部和膝蓋)分別進(jìn)行了實(shí)驗(yàn)，并指出了腰部為本系統(tǒng)的最佳佩戴位置。在算法創(chuàng)新方面，本系統(tǒng)基于前人的經(jīng)驗(yàn)，提出了基于GM適合于便攜式設(shè)備的能耗檢測算法，在實(shí)踐中具有一定的可行性結(jié)果。

最后，雖然本系統(tǒng)具有較高的檢測精度，但精度較高的LivePod相比，本系統(tǒng)還是存在著很多需要改進(jìn)的地方，最主要是精度的提高，可以考慮算法的進(jìn)一步改進(jìn)，或者考慮將心率加入到本系統(tǒng)中，彌補(bǔ)三維加速度傳感器在檢測能耗時(shí)產(chǎn)生的不足。

［1］余珍.斷食療法治療慢性?。跩］.中國醫(yī)藥衛(wèi)生，2007，8(6):27－28.

［2］Carolien J van Andel，Nienke Wolterbeek，Caroline A M Doorenbosch，et al.Complete 3D Kinematics of Upper Extremity Functional Tasks［J］.Gait＆Posture，2008，27:120－127.

［3］Russell R Pate，Michael Pratt，Steven N Blair，et al.Physical Activity and Public Health［J］.JAMA，1995，273(5):402－407.

［4］http://hi.baidu.com/xgzkgj/blog/item/0cb2a31152bead07213f2eae.html［EB/OL］.

［5］李展.體力活動能量消耗測量方法及其進(jìn)展［J］.貴州體育科技，2005(3):53－55.

［6］FAO/WHO/UNO(1985).Energy and Protein Requirements Report of a Joint FAO/WHO Ad HOC Expert Committee［R］.FAO/WHO/UNO.Geneva(Tech Report Ser No 724).

［7］Wolfe R R.Radioactive and Stable Isotope Tracers in Biomedicine:Principles and Practice of Kinetic Analysis［M］.NewYork:Wiley-Liss，1992.207.

［8］Meijer G A ，Westerterp K R，Koper H，et al.Assessment of Energy Expenditure by Recording Heart Rate and Body Acceleration［J］.Med.Sci.Sports Exerc，1989，221:343－347.

［9］Matthews C E，F(xiàn)reedson P S.Field Trial of a Three Dimensional Activity Monitor:Comparison with Self-Report［J］.Med.Sci.Sports Exerc，1995，27:1071－1078.

［10］Melanson E L，F(xiàn)reedson P S.Validity of the Computer Science and Applications，Inc.(CSA)Activity Monitor［J］.Med.Sci.Sports Exerc，1995，27:934－940.

［11］Mathie M J，Coster A C，Celler B G，.Classification of Basic Daily Movements Using a Triaxial Accelerometer［J］.Med.Biol.Eng.Comput.，2004，42:670－687.

［12］郭珍汝.三軸向加速規(guī)在森林步道行走能量消耗之研究［D］.臺灣:國立臺灣大學(xué)，2008.

［13］Antonsson E K，Mann R W.The frequency content of gait［J］.J.Biomech.，1985，18:39－47.

［14］Bourke A K，O’Brien J V，Lyons G M.Evaluation of a Threshold-Based Tri-Axial Accelerometer Fall Detection Algorithm［J］.Gait＆ Posture，26(2007):194－199.

［15］Díaz A，Prado M，Roa L M，et al.Preliminary Evaluation of a Full-Time Falling Monitor for the Elderly［C］//Proceedings of the 26th AnnualInternationalConference ofthe IEEE EMBS San Francisco，CA，USA.September1－5，2004:2180－2183.

［16］Karantonis D M，Narayanan M R，Mathie M.Implementation of a Real-Time Human Movement Classifier Using a Triaxial Accelerometer forAmbulatory Monitoring［J］.IEEE Transactionson Information Technology in Biomedicine，2006，10(1):156－167.