高密度表面肌電信號無線數(shù)據(jù)采集同步機制研究*

林上耀，金文光，張賽賽（浙江大學信息與電子工程學院，杭州310027）

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高密度表面肌電信號無線數(shù)據(jù)采集同步機制研究*

林上耀，金文光*，張賽賽
（浙江大學信息與電子工程學院，杭州310027）

摘要：高密度表面肌電信號研究需要獲取高精度、高空間分辨率、高質(zhì)量的肌電信號，同時也對采集系統(tǒng)的便捷性、響應性、續(xù)航能力等方面提出了更高要求。本文在考慮可穿戴性、實時性、高通量等基礎上，對sEMG采集系統(tǒng)架構和傳輸網(wǎng)絡設計進行了深入研究，設計了基于模塊化分層架構、有線USB結合無線WIFI傳輸模式、異步采集和同步聚合方法、雙緩存和時隙切換的高精度同步機制的實時肌電采集通信系統(tǒng)。為驗證系統(tǒng)功能和算法機制，本文還構建了實驗平臺裝置，實現(xiàn)了128通道1 kHz采樣率16 bit精度sEMG信號的實時采集、處理和傳輸。通過測試，在采用通信周期為50 ms下，通道間同步誤差小于320 μs，刷新率可達20 Hz，系統(tǒng)的平均延時小于80 ms。

關鍵詞：表面肌電信號；高密度表面肌電信號；多通道；時隙切換；時間同步；實時傳輸

表面肌電信號sEMG（surface Electromyography）是人體神經(jīng)肌肉系統(tǒng)活動時產(chǎn)生的生物電信號，與肌肉活動狀態(tài)和功能狀態(tài)之間存在不同程度的關聯(lián)性，反映了人體重要的生理狀態(tài)和醫(yī)學信息。sEMG研究具有較高的實際價值，其日益廣泛地應用于臨床醫(yī)學領域的神經(jīng)肌肉疾病輔助診斷［1］，醫(yī)學康復訓練［2］，體育科學領域的肌肉疲勞評估［3］和運動技術合理性分析，以及人機交互領域的遠程遙控，體感游戲，虛擬現(xiàn)實等方面［4-5］。

早期sEMG的研究主要集中在對少數(shù)獨立通道進行時域和頻域的研究［6-7］。近年來隨著對人體神經(jīng)肌肉系統(tǒng)的認識進步和研究的深入，對sEMG的研究朝向多通道、陣列式方向發(fā)展，而在此基礎上興起的高密度表面肌電信號HD-sEMG（High Densi?ty surface Electromyography）［8-10］，通過緊密相鄰的電極陣列來獲取高密度的多通道sEMG信號，能夠獲取表面肌電信號的空間拓撲分布，從而得到更加豐富的肌肉活動信息，有助于分析單肌肉和多肌群活動以及運動單元的拓撲結構。

伴隨應用領域的快速發(fā)展，近年來sEMG的采集裝置也在不斷變化，從集中式到分布式，從單片系統(tǒng)到模塊化設計，而通信方式逐漸從有線演變成無線或者兩者結合，包括基于藍牙、Zigbee、WIFI、USB、SPI等通信方式［11-12］的系統(tǒng)得到廣泛應用。同時電極陣列的設計、前端電路的微型化、信號分析識別等技術［13-14］的也正進行關鍵性的演進。然而現(xiàn)有的采集系統(tǒng)［15-16］主要基于獨立通道模式進行采集，系統(tǒng)容量受限，無法采集高密度肌電信號，且往往局限于特定的應用，擴展性較弱。同時由于處于實驗階段，部分裝置的集成性較低，不易穿戴，無法適合大規(guī)模實際應用。

本文的工作主要致力于研究可穿戴式的高密度陣列sEMG信號的采集和傳輸，通過合理的架構設計便于通道的擴展并減少噪聲干擾的引入，結合有線的USB和無線的WIFI以保證傳輸效率的同時提高便捷性，同時對系統(tǒng)的同步機制和實時性進行深入優(yōu)化，最后設計一套可用的評估系統(tǒng)以實現(xiàn)驗證上述功能要求。

1　sEMG采集系統(tǒng)架構

1.1系統(tǒng)硬件平臺構建

系統(tǒng)架構指導著整體的設計，需要合理選擇和整合各種技術，并考慮模塊間的依賴關系，以滿足HD-sEMG信號采集和傳輸。同時為了后續(xù)擴展和升級且適應不同的應用，還需要考慮架構的可擴展性、伸縮性并降低不同模塊間的耦合程度。另外可穿戴性也需要進行整體設計，在滿足要求的同時盡量改善便捷性。下圖即是本文所設計的系統(tǒng)的總體架構概覽。

整個系統(tǒng)主要包括3個子系統(tǒng)：采集節(jié)點，設備節(jié)點和PC平臺，其中采集節(jié)點與設備節(jié)點之間采用USB進行通信，而設備節(jié)點與PC平臺間則通過WIFI進行通信。通過有線聯(lián)通無線隔離的數(shù)據(jù)傳輸方式，有利于獨立并行采集人體sEMG信號，實現(xiàn)高效和便捷性結合，同時采集節(jié)點和設備節(jié)點由電池供電，避免了電力線工頻干擾的引入。另外，采集節(jié)點和設備節(jié)點都可以水平擴展增加sEMG采集的通道數(shù)量。

圖1　系統(tǒng)整體架構

采集節(jié)點包括高密度陣列電極，前置二級濾波與放大電路，構成了16路sEMG信號通道，再經(jīng)ADS1198（ADC）和MKL25Z（MCU）模塊進行數(shù)模轉(zhuǎn)換和信號處理，其中ADC采樣頻率設置為1 kHz，精度為16bit。

設備節(jié)點采用飛凌公司基于ARM11核的OK6410核心板進行定制擴展，并搭載了嵌入式linux操作系統(tǒng)，通過內(nèi)置的USB接口和外置的WIFI模塊，配合USB Hub和WIFI AP實現(xiàn)數(shù)據(jù)匯聚和傳輸。其中USB Hub采用湯銘公司FE2.1芯片設計，默認配置2級FE2.1芯片構成13個USB下行端口。

PC平臺則為運行Windows或者Linux的操作系統(tǒng)的普通個人電腦或者小型服務器。其運行的上位機監(jiān)聽等待下位機的連接注冊，負責管理和收集設備節(jié)點所采集到的人體sEMG信號并進行分析和呈現(xiàn)。

1.2系統(tǒng)軟件平臺構建

為了配合硬件系統(tǒng)工作和驗證，本文研發(fā)了sEMG信號實時采集、傳輸和顯示的軟件平臺。其中采集節(jié)點負責獨立采集多通道肌電數(shù)據(jù)，而構建于linux操作系統(tǒng)的設備節(jié)點的程序?qū)崿F(xiàn)多采集節(jié)點數(shù)據(jù)匯聚處理和傳輸，通過與采集節(jié)點和PC平臺通信，形成了從人體到PC平臺的數(shù)據(jù)通路。PC平臺程序通過WIFI接收來自設備節(jié)點的HD-sEMG信號，負責波形顯示、數(shù)據(jù)存儲、通道檢測等功能。

1.2.1采集節(jié)點程序

采集節(jié)點軟件位于系統(tǒng)的前端，主要包括數(shù)據(jù)采集、信號處理、數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)發(fā)的功能。在與上層的設備節(jié)點通信協(xié)調(diào)后，中斷監(jiān)聽指定同步包，并驅(qū)動ADC芯片定時采集多通道肌電數(shù)據(jù)，經(jīng)過數(shù)字濾波后進行封裝，累積預定數(shù)據(jù)量并切換緩存后通過USB模塊轉(zhuǎn)發(fā)至上層設備節(jié)點。

1.2.2設備節(jié)點程序設計

依據(jù)業(yè)務，將整個程序的功能劃分成3個任務：采集，處理和傳輸。每個任務都通過獨立的線程執(zhí)行，main線程負責初始化并開啟其他線程，collect線程負責收集兩種數(shù)據(jù)，process線程負責解析、預處理、匯聚，socket線程負責按照預定協(xié)議發(fā)送數(shù)據(jù)包。通過將不同的串行任務隔離開，不同任務間通過消息隊列進行同步，最大程度上提高了系統(tǒng)的并發(fā)性。

圖2　設備節(jié)點多線程程序流程圖

1.2.3PC平臺程序設計

PC平臺程序位于系統(tǒng)的后端，負責接收來自一個或多個設備節(jié)點的數(shù)據(jù)流，并向外提供數(shù)據(jù)接口、人機界面等功能。其中每個設備節(jié)點和所關聯(lián)的若干子采集節(jié)點對應著一個人體，程序的運行環(huán)境可為Windows或Linux系統(tǒng)。

PC平臺程序主要包括3層架構，分別是設備驅(qū)動層，DLL抽象層和應用層。設備驅(qū)動層包含網(wǎng)絡通信程序，負責接收、解析來自設備節(jié)點的數(shù)據(jù)；DLL抽象層負責提供數(shù)據(jù)接口、控制接口和狀態(tài)接口以便外部調(diào)用；應用層則包括波形顯示、設備控制、數(shù)據(jù)存儲、通道在線檢測、增益控制等功能。其中應用層使用C#編寫以實現(xiàn)窗體界面，下面兩層則使用C++編寫以實現(xiàn)跨平臺。并將程序以執(zhí)行情況劃分成兩個線程，應用層和DLL抽象層由一線程執(zhí)行，而設備驅(qū)動層則由另一常駐線程執(zhí)行，以保證數(shù)據(jù)匯聚工作的優(yōu)先執(zhí)行。

2　通信機制與算法設計

sEMG采集系統(tǒng)的通信架構是系統(tǒng)運行的基石。高通量及高采樣率的肌電數(shù)據(jù)流的可靠實時傳輸對系統(tǒng)具有一定挑戰(zhàn)，且由于高密度sEMG對高空間分辨率的固在需求，需要解決不同通道間的嚴格時間同步問題，同時人機交互應用對系統(tǒng)的響應延時也有苛刻的要求。

本文構建了基于USB結合WIFI的通信架構，并設計了一種基于雙緩存和時隙切換的高精度同步算法，采用異步采集和同步聚合的方式，解決數(shù)據(jù)匯聚周期一致性性和多通道數(shù)據(jù)同步問題，同時通過分析系統(tǒng)的采集傳輸延時優(yōu)化系統(tǒng)的實時響應性能。

2.1全局時隙同步通信機制

sEMG信號在人體上的傳導速率在4 mm/ms左右，而本系統(tǒng)設計的信號采樣頻率fs為1 kHz，相鄰電極最小間距為8 mm，為了防止相鄰肌電通道的信號串擾和提高sEMG空間分辨率以滿足HD-sEMG分析需求，需要各個通道的采樣數(shù)據(jù)嚴格同步。由于系統(tǒng)采用模塊化設計，不同的采集節(jié)點之間是異步運行的。同時在考慮到傳輸延時，協(xié)議開銷，操作系統(tǒng)調(diào)度延時等問題下，需要設計實現(xiàn)一種高精度的嚴格的時間同步機制。

(5)巖土體結構指標量化及歸一化。由于研究區(qū)南部和北部溝谷發(fā)育階段不同，切割深度不同，導致南北部坡體的巖土體結構不同。北部地區(qū)基巖切割深度較淺，水流的側蝕和下切作用明顯，坡體主要為黃土結構，有利于崩塌和滑坡的發(fā)生；而中南部地區(qū)，早期河流侵蝕作用強烈，基巖巖體切割深度較大，但由于基巖出露的位置較高，水流對覆蓋于基巖之上的黃土的側蝕和下切作用已經(jīng)不那么明顯，發(fā)生崩塌和滑坡的可能性較小。根據(jù)切割深度由南向北逐漸減小的規(guī)律，將巖土體結構指標進行0～1之間歸一化差值處理(圖3e)。

圖3　時隙同步通信機制

sEMG通道之間的高精度同步至關重要，直接影響后續(xù)的信號處理和分析。本系統(tǒng)針對誤差因素進行深入分析，設計了以下同步通信機制。如圖3所示，在整個系統(tǒng)中，采集節(jié)點、設備節(jié)點、PC平臺之間的時間同步由設備節(jié)點控制發(fā)起。設備節(jié)點上USB主控制器以1ms周期定時廣播SOF（Start of Frame）同步包，其中帶有當前幀號的標識。而采集節(jié)點的MCU將設置高優(yōu)先級中斷以優(yōu)先響應接收由USB Hub轉(zhuǎn)發(fā)的該SOF包。在系統(tǒng)初始化階段，設備節(jié)點和采集節(jié)點將進行握手通信以協(xié)調(diào)出共同的起始幀號和每通信周期T的幀號增量以確定下一周期通信的幀號。其中由該起始幀號和幀號增量所劃分的通信周期T即為預定的采集節(jié)點與設備節(jié)點以及設備節(jié)點與PC之間的通信間隔，1/T就代表了通信的頻率，下一節(jié)中將對通信周期進行詳細分析。

當接收到預先指定幀號的廣播SOF時，采集節(jié)點的中斷例程將進行左右緩存切換和數(shù)據(jù)包封裝準備以等待接下來的數(shù)據(jù)通信。而設備節(jié)點的程序則開啟定時器負責跟蹤特定幀號的SOF包以劃分周期邊界，其collect線程將每個通信周期按子采集節(jié)點數(shù)劃分成N個通信時隙，每個時隙負責和一個子采集節(jié)點進行通信，完成與所有子節(jié)點通信后將睡眠直至下一通信周期，而處理和轉(zhuǎn)發(fā)任務將由其他線程執(zhí)行。

設備節(jié)點和PC平臺間的通信是基于TCP/IP協(xié)議一對一進行的，其同步過程相對直接。設備節(jié)點程序?qū)⒃陬A定tcp端口等待PC平臺上位機的連接，經(jīng)過握手后建立起通信邏輯鏈路。每個通信周期過程中，上位機主動發(fā)數(shù)據(jù)請求命令，隨后將接收之前一個周期T時間內(nèi)累積的sEMG數(shù)據(jù)。而設備節(jié)點則是在USB通信結束并進行處理后再進行數(shù)據(jù)發(fā)送操作，注意到該傳輸是可以和下一周期的USB傳輸并發(fā)進行的。

對同步通信機制中存在的同步時間誤差進行分析，如圖4所示，可知sEMG采集系統(tǒng)內(nèi)同步誤差的引入因素主要存在于以下幾點：單個采集節(jié)點上ADC針對不同通道的信號采樣時間差，不同采集節(jié)點ADC由于工作頻率不精準導致采樣頻率不同而累積的時間差，處理器響應同步數(shù)據(jù)包的時間差，同步數(shù)據(jù)包傳遞延時導致的時間差，以及其他處理邏輯可能引入的時間差。

圖4　sEMG信號采集時間序列

如前文所述由于利用USB主控制器產(chǎn)生的同步包進行時間戳廣播，借助于硬件實現(xiàn)而不需要引入操作系統(tǒng)干預，極大程度上保證了不同通信周期的時間長度一致，同時也避免了操作系統(tǒng)調(diào)度導致的延時和傳統(tǒng)輪詢方法導致的輪詢延時問題。然而USB Hub從上行端口接收SOF包至轉(zhuǎn)發(fā)給多個下行端口間有延時τ1，而掛接在k層USB Hub上的采集節(jié)點接收到SOF包將具有最大(k-1)t1的時間差。采集節(jié)點的每個模塊的MCU是異步運行的，其速度和任務負載不一致，響應同步數(shù)據(jù)包并觸發(fā)采集信號也將存在延時誤差t2。其中單個采集節(jié)點上的16通道sEMG信號由兩個共享時鐘的ADC進行同步采樣和轉(zhuǎn)換，被觸發(fā)后ADC將進行fsT次連續(xù)轉(zhuǎn)換，而其采樣的時間誤差t0遠小于1us，相對其它因素可以忽略。然而不同采集節(jié)點的ADC異步運行且采用各自的內(nèi)部時鐘，由于時鐘存在偏差比例re，時間誤差將在一個通信周期T內(nèi)進行累積，共產(chǎn)生最大reT的偏差，其值在同步誤差內(nèi)占用較大的比重。其他的信號傳輸延時等因素對系統(tǒng)的同步誤差影響相對不顯著，可以忽略不計。

由此可見，同一采集節(jié)點的通道基本完全同步，而系統(tǒng)內(nèi)sEMG通道信號的同步誤差主要由異步采集的不同采集節(jié)點間通道的同步時間誤差所決定，其主要由SOF包傳遞延時誤差，MCU同步包中斷響應處理延時和ADC異步累積時間差所構成：

2.2實時響應性設計與延時優(yōu)化

在人機交互領域，系統(tǒng)的響應性至關重要。從采集到肌電數(shù)據(jù)到識別出動作結果間的延時直接影響用戶交互體驗。該延時主要包括數(shù)據(jù)采集傳輸延時和數(shù)據(jù)分析識別延時，本系統(tǒng)主要涉及前者，因此需要統(tǒng)籌整個采集系統(tǒng)以降低該延時，提高系統(tǒng)的實時響應性。

如上所述，系統(tǒng)以固定周期進行通信，該固定的通信周期T決定了系統(tǒng)的整體延時t，而該周期主要受到多個sEMG采集節(jié)點和設備節(jié)點間的USB通信以及設備節(jié)點和PC平臺間的WIFI通信兩者的共同限制，如前文所述，兩者由獨立線程并發(fā)執(zhí)行，但采集任務和處理任務則需要在WIFI發(fā)送之前完成。同時信道傳輸延時，操作線程調(diào)度，協(xié)議處理開銷都將對系統(tǒng)延時產(chǎn)生影響。

如前文所述，設備節(jié)點和sEMG采集節(jié)點間通過USB進行通信，通過時隙切分依次輪詢N個子采集節(jié)點進行數(shù)據(jù)通信，該過程需要在周期T內(nèi)完成：

式中tu為每時隙有效數(shù)據(jù)通信時間，t1為時隙間切換的固定開銷，包括線程調(diào)度和系統(tǒng)調(diào)用延時，而t0為采集線程被喚醒和進行準備任務的軟件延時。其中tu受到數(shù)據(jù)量影響，而t0和t1都獨立于數(shù)據(jù)量和周期T，相對固定。

為了實現(xiàn)數(shù)據(jù)流吞吐，需要滿足傳輸對應周期T的所有sEMG通道數(shù)據(jù)流的條件，

式中s0代表總數(shù)據(jù)速率，su代表進行USB傳輸?shù)臄?shù)據(jù)速率。

由式（2）和式（3）可得，

式（4）表示了對有效數(shù)據(jù)傳輸時間要求，而式（5）則限制了通信周期T的選擇，其下限即代表可實現(xiàn)的最佳響應能力。

設備節(jié)點和PC平臺之間采用WIFI進行通信，其對于傳輸速度和通信周期也具有限制。為了便于分析，文中將設備節(jié)點，WIFI AP，PC平臺三者之間的兩步通信過程合并，其中傳輸時間tw定義為從設備節(jié)點開始發(fā)送到PC平臺接收結束的時間差，sw則為對應的傳輸速度。t2為建立數(shù)據(jù)通信過程的軟件協(xié)議開銷。類似前文的分析可得，

確定了通信周期T后便決定了系統(tǒng)中多個與傳輸數(shù)據(jù)量相關的時間變量，據(jù)此可對系統(tǒng)的整體延時性能進行進一步分析。本文所關注的系統(tǒng)延時t為從ADC采集到sEMG數(shù)據(jù)到傳輸至PC平臺的延時，其主要由數(shù)據(jù)包緩存和處理時間，USB傳輸時間和WIFI傳輸時間以及過程中的軟件開銷延時所組成：

設

可得

式中：tp為系統(tǒng)數(shù)據(jù)解析處理時間，σ包括ADC采集轉(zhuǎn)換時間、信號在信道上傳輸時間，其值相對遠小于其他時間，可忽略不計，其它參數(shù)如前文所述。注意到隨著采集周期的增大，tu、tp、tw將隨著數(shù)據(jù)量增多將線性增加。由于存在雙緩存切換機制，每個通信周期所傳輸?shù)膕EMG數(shù)據(jù)都是上一個周期內(nèi)所采集緩存的數(shù)據(jù)，故在式（9）中系統(tǒng)延時的范圍與T相關。而一個周期內(nèi)的數(shù)據(jù)緩存時間均勻分布在0到T時間內(nèi)，故可定義系統(tǒng)平均延時t為，

因此為了改善系統(tǒng)響應性能和減少系統(tǒng)延時，需要優(yōu)先選擇更小的通信周期T，并盡量減少引入的軟件開銷和優(yōu)化數(shù)據(jù)處理時間和傳輸速率。

3　實驗與測試分析

3.1實驗裝置與環(huán)境

為了驗證采集系統(tǒng)的軟硬件功能和測試算法機制的有效性，本文構建了實驗室環(huán)境下的采集實驗平臺，如圖5所示，其由8個16路采集節(jié)點、1個設備節(jié)點、2層USB Hub以及配合的陣列電極、移動電池、WIFI AP、PC機構成。通過輔助器材固定設備后，佩戴者可在一定環(huán)境內(nèi)活動，其128路肌電信號將被記錄并通過無線轉(zhuǎn)發(fā)至PC平臺軟件。

圖5　采集裝置實驗平臺實物圖

3.2通信周期確定和傳輸延時分析

通信周期對整個系統(tǒng)性能參數(shù)具有直接的影響，選定合理的周期值有利于改善系統(tǒng)的可靠性、實時性、吞吐能力。

由2.2節(jié)可知，在采集節(jié)點數(shù)N為8下，共有128通道sEMG數(shù)據(jù)，每個通道的采樣頻率為1 kHz，精度為16 bit，則s0約為2 Mbit/s。則通信周期T的下限主要由采集線程軟件延時t0，USB傳輸速率su、時隙間隔t1和WIFI傳輸速率sw以及連接過程軟件開銷t2所決定。

本文選用的為USB 1.1接口，盡管其理論通信速率為12 Mbit/s，但由于實際采用端點數(shù)據(jù)包大小為1 023 byte的塊傳輸模式，最高理論有效通信速率約為9 Mbit/s，這是由于協(xié)議開銷和帶寬保留導致的，實驗中實際測得有效通信速率su為8 Mbit/s。類似地，采用的WIFI模塊支持54 Mbit/s通信速率，但是由于協(xié)議開銷和傳輸距離變化導致速率不同，同時注意到文中sw為從設備節(jié)點經(jīng)過WIFI AP到PC平臺兩步通信的合并速率，在測試環(huán)境下距離AP 10 m處測定sw平均值為15 Mbit/s。

其余參數(shù)則受實際通信過程和程序影響，通過軟件定時器和USB信號測量，下表中列出經(jīng)實驗測試的參數(shù)值：

表1　數(shù)據(jù)通信中關鍵延時參數(shù)　單位：ms

選定最嚴格條件下的參數(shù)t0=5 ms，t1=3.5 ms，t2=8 ms代入式（5）、式（7），可得由USB通信限制的最小周期為44 ms，而WIFI通信限制的最小周期為9.2 ms，因此可得周期T最小值的上界為44 ms，實際中在更寬松條件下可能存在更小的可行周期T值。

隨后本文選定通信周期T為50 ms、80 ms、100 ms進行實驗，在相同的設備及實驗環(huán)境下，分別各測試了5組15 min的通信過程，與USB通信相關的時間通過信號測量獲得，而其他的時間通過軟件定時器和輔助調(diào)試信號進行測量，并計算三種周期各個參數(shù)平均值，列在下表中。

表2　3種通信周期的時間參數(shù)　單位：ms

由上表中不難發(fā)現(xiàn)，隨著通信周期的變小，相對變化緩慢的延時和軟件開銷的比重上升，導致有效的數(shù)據(jù)通信時間比例變小，使得信道利用率更低。

取得對應參數(shù)值后，根據(jù)式（8）、式（10）可計算系統(tǒng)的平均延時t：

表3　3種通信周期下系統(tǒng)平均延時

由表3可知隨著通信周期T的減小，系統(tǒng)平均延時顯著降低，系統(tǒng)的實時響應性能得到了改善。因此本系統(tǒng)設定通信周期T為50 ms，其性能能滿足人機交互需要。

3.3同步誤差測試與結果分析

盡管文中設計的同步機制通過廣播帶有時間戳的同步包能較好地處理多通道同步問題，但系統(tǒng)中仍存在其它的因素引入延時和誤差。由式（1）可知，不同sEMG通道的同步誤差主要由USB Hub的層數(shù)k和層間同步包轉(zhuǎn)發(fā)延時τ1，處理器響應同步包延時引起的誤差t2，以及AD異步采集累積的誤差reT所決定。

表4　同步誤差估計

系統(tǒng)中采用了8個設備節(jié)點時需要二層的USB Hub，則由其轉(zhuǎn)發(fā)的同步包延時差最多經(jīng)過一層，根據(jù)實際測量可知其轉(zhuǎn)發(fā)SOF包的延時t1可達5 μs~10 μs。另外一個重要的誤差引入源為處理器的同步中斷響應例程導致的，其程序延時在20 μs 到60μs，其跨度變化主要源于于處理器的即時任務負載。系統(tǒng)的異步采集特點結合ADC內(nèi)部振蕩器頻率的變化將導致同步誤差時間在一個周期內(nèi)累計，這也是誤差的主要引入源，參照芯片的手冊在室溫條件下，其頻率漂移系數(shù)re在0.5%以下。根據(jù)式（1）可得在通信周期T為50 ms時，不同采集節(jié)點的通道的時間誤差在25 μs~320 μs范圍內(nèi)。

由此可見隨著周期T的變小，不同采集節(jié)點的通道間的時間誤差將得到改善，而根據(jù)前文所述同一采集節(jié)點的通道間時間誤差可以忽略不計。需要強調(diào)的是，文中所采用電極陣列在采集節(jié)點內(nèi)電極間距最小為8 mm，而在不同采集節(jié)點之間的電極間距最小為15 mm，根據(jù)肌電的傳輸速度4 mm/ms，可知由同步時間差造成的空間距離誤差小于電極間距的1/10，造成的影響較小，能滿足高密度肌電采集要求。

為了驗證分析的有效性，本文設置了實驗，分別選取了8個位于同一采集節(jié)點的通道和來自不同節(jié)點的通道，并在相應的ADC輸入端輸入同一參考信號進行實測，并記錄所采集的信號。經(jīng)過對實驗數(shù)據(jù)進行分析，相同采集節(jié)點的通道的信號波形幾乎完全吻合，而不同采集節(jié)點的通道的波形則略有時間偏差，且會隨時間變化，但仍符合理論預期，集中在320 μs以內(nèi)。

4　結語

本文在考慮可穿戴性、實時性、高通量等基礎上，設計了模塊化分層的sEMG采集系統(tǒng)架構和低延時高精度同步的通信機制。其中采集節(jié)點實現(xiàn)高密度sEMG的異步并行采集，設備節(jié)點負責通過USB聚合處理并經(jīng)WIFI無線轉(zhuǎn)發(fā)所有通道數(shù)據(jù)至PC平臺，PC平臺程序進行波形顯示、存儲、分析和設備控制。構建的實驗平臺實現(xiàn)了128通道1 kHz采樣率16 bit精度sEMG信號的實時采集處理傳輸。實驗結果表明，在通信周期為50 ms時，通道間同步誤差小于320 μs，刷新率可達20 Hz，系統(tǒng)的平均延時小于80 ms。

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林上耀（1991-），男，碩士研究生，主要研究方向為嵌入式系統(tǒng)，傳感網(wǎng)絡，通信協(xié)議，1210tom@163.com；

金文光（1966-），男，博士，副教授，主要研究方向為無線通信與移動嵌入式系統(tǒng)，無線傳感器網(wǎng)絡，信號采集與處理系統(tǒng)，jinguang@zju.edu.cn。

The Implantable Glucose BiosensorBased on the Spiral-Type Pt-Ir Electrode*

YU Jiangyuan1，2，ZHU Zhigang1*，CHENCheng1，LI Zhanhong1，CHEN Yunxia2*
（1.School of Environmental & Meterials Engineering，College of Engineering，Shanghai Second Polytechnic University，Shanghai 201209，China；2.School of Material Science and Engineering，Jingdezhen Ceramic Institute，Jingdezhen Jiangxi 333001，China）

Abstract：A novel electrochemical sensor was fabricated by utilizing a spiral platinum-iridium alloy electrode to en?hance the loading of glucose oxidase on the implantable biosensor and increase the active area of the working elec?trode.The morphology of polyurethane（PU）semi-permeable membrane was observed by scanning electron micro?scope（SEM），and the performance of the sensor was investigated by cyclic voltammetry and chronoamperometry up?on the influence of the thickness and content of PU as well as the enzyme concentration. The result shows that the sensitivity of the as-prepared spiral sensor is 20 nA/(mmol/L)~30 nA/(mmol/L)，which could be linearly detected the physiological glucose concentration between 2 mmol/L and 30 mmol/L. The sensors also showed good repeatability，stability and selectivity，which could be an ideal candidate of long-term implantable sensor to monitor the blood sug?ar for diabetes in the future.

Key words：Glucose biosensor；Spiral-wired electrode；Polyurethane semi-permeable membrane；Selectivity

doi：EEACC：723010.3969/j.issn.1004-1699.2016.01.002

收稿日期：2015-08-13修改日期：2015-09-23

中圖分類號：TP212.3；TP393

文獻標識碼：A

文章編號：1004-1699（2016）01-0001-08

項目來源：國家863計劃項目（2013AA013705）