Projet # : 109 - UQAC€¦ · CONSEILLER : Danny Ouellet, ing. COORDONNATEUR : Jacques Paradis, ing. Conception d’un électromyogramme – Rapport final 6GIN333 Page 2 . Approbation

Université du Québec à Chicoutimi

MODULE D’INGÉNIERIE GÉNIE ÉLECTRIQUE

PROJET DE CONCEPTION EN INGÉNIERIE (6GIN333)

Rapport final

Projet # : 109

Conception d’un électromyogramme

Préparé par

Jean-Daniel Coudé

Pour

(PROMOTEUR) Hung Tien Bui

UQAC

30 Avril 2010

CONSEILLER : Danny Ouellet, ing. COORDONNATEUR : Jacques Paradis, ing.

Conception d’un électromyogramme – Rapport final 6GIN333

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Approbation du rapport final pour diffusion

Nom du conseiller

Date

Signature


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Remerciements

Je tiens à remercier quelques personnes sans qui ce projet n’aurait jamais été une

aussi grande réussite dans les délais demandés. Les personnes que je souhaite remercier

sont : M. Dany Ouellet, M. Richard Martin et M. Hung Tien Bui.

Monsieur Ouellet était mon conseiller de projet, il m’a bien orienté devant les

quelques difficultés que j’ai rencontrées et il a bien répondu à mes questions.

Monsieur Martin, le technicien en électronique m’a beaucoup aidé sur l’aspect

technique du projet, il a su me conseiller sur différents choix de composantes que je

devais faire.

Monsieur Bui, le promoteur du projet m’a toujours éclairé sur quelques points du

projet et il était toujours disponible pour répondre aux questions.

Je vous remercie tous très sincèrement.


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Résumé

L’objectif de ce projet est de faire la conception d’un électromyogramme avec des

composantes de bases. En plus de réaliser un électromyogramme fiable, le coût de

production du prototype doit être le plus faible possible. Les signaux de

l’électromyogramme doivent être affichés en temps réel et le traitement du signal doit

être fait numériquement. Une recherche a permis de connaître le chemin que doit suivre

le signal pour être traité correctement. Les principaux aspects de conception reliés au

projet sont : l’implémentation d’un préamplificateur de très faibles signaux électrique, la

synchronisation de convertisseur A/N et N/A et enfin le traitement numérique du signal

implémenté sur un FPGA avec une programmation en VHDL. Ensuite, une étude des

coûts du projet est présentée pour démontrer le faible coût de production. Malgré les

quelques difficultés rencontrées, il fut possible de créer un électromyogramme

fonctionnel.


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Table des matières

Remerciement ............................................................................................................................... 3

Résumé .......................................................................................................................................... 4

Table des matières ........................................................................................................................ 5

Liste des tableaux et figures ........................................................................................................ 7

1. Introduction .............................................................................................................................. 9

1.1 Problématique et état de l’art reliés au projet .................................................................... 9

1.2 Objectifs généraux et spéciques du projet ....................................................................... 11

2. Recherche sur l’électromyogramme .................................................................................... 11

2.1 Type d’électrode pour l’électromyogramme .................................................................... 12

2.2 Caractéristiques du signal de l’électromyogramme .......................................................... 14

2.3 Traitement du signal de l’électromyogramme .................................................................. 17

3. Aspects techniques et éléments de conception relatifs au projet ....................................... 19

3.1 Préamplificateur ............................................................................................................... 19

3.2 Décalage ″offset″ de la tension ........................................................................................ 23

3.3 Filtre pour l’échantillonnage ............................................................................................ 25

3.4 Convertisseur A/N ........................................................................................................... 27

3.5 Traitement numérique ...................................................................................................... 29

3.5.1 Filtrage numérique ................................................................................................ 29

3.5.2 Redressement ........................................................................................................ 35

3.6 Convertisseu N/A ............................................................................................................. 36

3.7 Filtre pour affichage ......................................................................................................... 38


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4. Coût total du projet ............................................................................................................... 39

5. Analyses et discussions .......................................................................................................... 40

6. Conclusion et recommandations ........................................................................................... 42

Bibliographie .............................................................................................................................. 43

Annexe – A INA121 ................................................................................................................... 44

Annexe – B Schémas électriques ................................................................................................ 46

Annexe – C Programmation VHDL .......................................................................................... 47

Annexe – D Présentation du fonctionnement ........................................................................... 52


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Liste des tableaux et figures

Figure 1 : Électromyogrammes avec électrode de surface ....................................................... 9

Figure 2 : Sonde (triode) pour capter les signaux des muscles .............................................. 10

Figure 3 : Électrodes de surface ............................................................................................... 12

Figure 4 : Électrode aiguille ...................................................................................................... 13

Figure 5 : Spectre de fréquence du signal du muscle ............................................................. 15

Figure 6 : Allure du filtre numérique (idéal) ........................................................................... 16

Figure 7 : Diagramme du traitement en général ..................................................................... 18

Figure 8 : Préamplificateur pour les signaux obtenus par les muscles ................................. 20

Figure 9 : Schéma électrique pour le préamplificateur (G=1000) ......................................... 22

Figure 10 : Schéma électrique d’un amplificateur en additionneur non-inverseur ............. 23

Figure 11 : Amplificateur en additionneur non-inverseur (Gain=1) ..................................... 24

Figure 12 : Transformation du signal ...................................................................................... 25

Figure 13 : Schéma électrique du filtre RC passe-bas ............................................................ 26

Figure 14 : Diagramme de synchronisation (MCP3001) ........................................................ 27

Figure 15 : Représentation du MCP3001 ................................................................................ 28

Figure 16 : Réponse en fréquence du filtre (60-500 Hz) ......................................................... 32

Figure 17 : Réponse impulsionnelle du filtre ........................................................................... 32

Figure 18 : Pôles et zéros du filtre ............................................................................................ 33

Figure 19 : Réponse en fréquence du filtre (Amplitude) ........................................................ 33

Figure 20 : Réponse en fréquence du filtre (Phase) ................................................................ 33

Figure 21 : Réponse réelle du filtre après quantifiaction ....................................................... 34


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Figure 22 : Redresseur de signal ............................................................................................... 35

Figure 23 : Diagramme de synchronisation (AD5611) ........................................................... 36

Figure 24 : Représentation du AD5611 .................................................................................... 37

Figure 25 : Circuit interne du INA121 ..................................................................................... 44

Figure 26 : Réponse en fréquence (INA121) ............................................................................ 45

Figure 27: Schéma électrique (INA121 + offset) ..................................................................... 46

Figure 28 : Schéma électrique (plaquette pour conversion) .................................................. 46

Figure 29 : Diagramme programmation VHDL ..................................................................... 47

Figure 30 : Sortie du INA121 (préamplificateur) ................................................................... 52

Figure 31 : Test communication convertisseur – entrée (haut) et sortie (bas) ..................... 52

Figure 32 : Démonstration du redresseur ................................................................................ 53

Figure 33 : Présentation du montage ....................................................................................... 53

Figure 34 : Signal obtenu lors du faible contraction du muscle (bas) ................................... 54

Figure 35 : Signal obtenu lors du forte contraction du muscle (bas) .................................... 54

Tableau 1 : Caractéristiques électriques .................................................................................. 14

Tableau 2 : Coût du projet ........................................................................................................ 39


1. Introduction

1.1 Problématique et état de l’art reliés au projet

L'électromyogramme est un appareil qui lit les signaux électriques qui

proviennent des muscles et des nerfs. Cet appareil permet de faire une analyse de la

contraction musculaire et aussi de la conduction nerveuse du corps humain.

L’électromyogramme est utilisé en médecine afin de prévenir ou encore d’indiquer la

présence d’une maladie dans un muscle ou dans le système nerveux de la personne. Le

fonctionnement général de l’électromyogramme est que lors d'une contraction forte d’un

muscle, le signal envoyé sera plus fort que lorsque la contraction est plus faible. Les

mesures obtenues par l’électromyogramme sont importantes pour des applications telles

que les prothèses, les diagnostics biomécaniques ainsi que procéder à des analyses de

mouvements dans différents sports.

Figure 1 : Électromyogrammes avec électrode de surface

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La problématique du projet est que l’électromyogramme est un appareil très

dispendieux, comme celle présentée dans la figure précédente (environ 300 à 400 $). Afin

de permettre qu’un plus grand nombre de personnes aient accès à cet appareil, il serait

intéressant de pouvoir concevoir un électromyogramme fiable qui ne couterait pas trop

cher. Le but du projet est donc de concevoir un électromyogramme à partir de

composantes de base (comme les microcontrôleurs, les amplificateurs opérationnels et les

FPGA) pour que le coût total du projet soit le plus faible possible. Afin de rendre

l’électromyogramme fiable, les signaux captés seront amplifiés et traités numériquement

pour enlever les bruits internes et externes du corps humain. La seule composante qui a

été fournie en début de session pour commencer le projet est une triode non amplifiée

(Figure2).

Figure 2 : Sonde (triode) pour capter les signaux des muscles

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1.2 Objectifs généraux et spécifiques du projet

Les objectifs généraux du projet sont de concevoir un électromyogramme à partir

de composantes de bases et de réduire le coût de production au maximum. Il est donc

essentiel de faire de bons choix de conception pour réussir à avoir la meilleure fiabilité

avec le coût de production le plus faible possible.

Les objectifs spécifiques du projet sont :

• Faire l’affichage à l’oscilloscope en temps réel du signal

• Procéder au traitement numérique sur un FPGA

• Filtrage doit être numérique

2. Recherche sur l’électromyogramme

Pour bien comprendre les problèmes à résoudre dans le cadre du projet de la

conception d’un électromyogramme à faible coût, il fut nécessaire et essentiel de faire

une recherche sur l’électromyogramme pour bien comprendre son fonctionnement. Tous

les documents qui ont été consultés pour la création du rapport et du projet sont présentés

dans la section bibliographie à la fin. Les recherches décrites dans cette section

concerneront les aspects théoriques du projet soit : les différents types d’électrode qui

peuvent être utilisés avec un électromyogramme, les caractéristiques électriques du signal

de l’électromyogramme et la manière dont le signal doit être traité.


2.1 Types d’électrode pour l’électromyogramme

Pour débuter, il existe deux grandes catégories d’électrode pour

l’électromyogramme. Il y a l’électrode de surface (électrode utilisée dans le projet) ainsi

que l’électrode aiguille. Celui de surface est beaucoup plus facile à installer et peut être

utilisé par le grand public. Étant donné sa facilité d’installation, l’électrode de surface est

principalement utilisée dans le domaine sportif pour prendre des mesures sur la force

développée. Suite à plusieurs mesures, il permet d’observer l’amélioration de

l’entraînement musculaire. Une préparation de la peau est souvent nécessaire et ce type

d’électrode est souvent utilisé avec un gel spécialisé qui permet d’avoir des mesures plus

précises.

Figure 3 : Électrodes de surface

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Le second type est l’électrode aiguille, ce type est utilisé pour le diagnostic

médical d’où l’importance d’avoir un diplôme pour pouvoir l’utiliser. Les mesures prises

sont toutefois beaucoup plus précises et permettent d’établir des diagnostics sur la

présence d’un muscle atrophié ou encore le dysfonctionnement des nerfs. Donc dans le

projet, pour vérifier le fonctionnement de l’électromyogramme, la force qui sera

développée par le muscle devrait être proportionnelle à l’amplitude du signal. Dans

chacune des catégories, il existe un nombre impressionnant de types d’électrode

différents.

Figure 4 : Électrode aiguille

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2.2 Caractéristiques du signal de l’électromyogramme

Pour présenter les caractéristiques du signal obtenu avec un électromyogramme

(EMG), on peut démontrer les différences qu’il existe entre d’autres types d’appareil du

même genre. Ces appareils sont l’électrocardiogramme (ECG) qui mesure le

fonctionnement du cœur et l’électroencéphalogramme (EEG) qui mesure les signaux

provenant de la surface du crâne. Le tableau suivant présente les caractéristiques

principales du signal de chacun des appareils si dessus.

Tableau 1 : Caractéristiques électriques

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Type Tension Fréquence

basse(Hz)Fréquence haute (Hz)

ECG 200 µV à 5 mV 0.5 3

EEG 10 µV à 200 µV 4 40

EMG 10 µV à 3 mV 20 3000

Du tableau, on voit que chacun des signaux possède ces propres caractéristiques

ce qui permet de déterminer qu’elles sont les critères que l’on doit avoir pour bien filtrer

notre signal. Si l’on observe le signal EMG, son amplitude varie d’une valeur allant de

10 µV à 3 mV. Une aussi grande plage de valeur s’explique par le fait que plusieurs

paramètres sont à prendre en considération soit : le positionnement de l’électrode, la

préparation préalable de la peau et aussi la grosseur du muscle étudié.

Du côté de la fréquence, on peut voir que la bande de fréquence qui est présente

dans le signal obtenu par les muscles et les nerfs est très large (environ 3KHz). Il est très

difficile d’obtenir une valeur exacte concernant la fréquence haute du signal.


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Dans certains volumes, ils affirment que la fréquence haute peut atteindre des fréquences

de 3KHz alors que dans d’autres, ils prétendent que la fréquence haute est de 1KHz

maximum. Une explication que l’on peut donner est que cela change beaucoup en

fonction du muscle que l’on veut étudier, un muscle petit ne possèdera pas

nécessairement le même spectre de fréquences qu’un muscle de plus grandes dimensions.

Une recherche plus arrondie a permis de découvrir que l’ensemble des muscles respecte

le spectre en fréquence suivant (figure 5).

Figure 5 : Spectre de fréquences du signal du muscle

Comme le présente le graphique, les fréquences importantes à conserver dans le

signal du muscle vont de 20 à 500 Hz. La meilleure façon d’obtenir un signal de

l’électromyogramme fiable est un filtre passe-bande allant de 20 à 500 Hz. Comme le

montre le graphique (figure 5), plus la fréquence augmente, plus la puissance du signal

devient négligeable, donc il n’est pas nécessaire d’avoir un filtre dont la fréquence haute

va jusqu’à 3 kHz. Il y a aussi les fréquences dans la gamme de 50 à 150 Hz qui possèdent

l’énergie la plus importante. Étant donné que l’électromyogramme créé dans ce projet

sera utilisé pour tous les muscles en général, il sera important de conserver les fréquences

de 50 à 150 Hz.


Il ne faudra pas oublier d’éliminer la fréquence d’alimentation du réseau qui

ajoutera un bruit au signal (fréquence de 60 Hz). Voici un graphique qui présente une

idée générale de l’allure que devra avoir le filtre numérique dans le meilleur de cas (filtre

pratiquement idéal).

Figure 6 : Allure du filtre numérique (idéal)

Le filtre présenté si dessus est idéal, donc pour le projet il ne sera pas

nécessairement identique à celui-ci. Les contraintes de coût ainsi que les contraintes pour

le traitement numérique (erreur de quantification) vont occasionner des modifications sur

la réponse en fréquence du filtre utilisé. Les justifications, des choix réalisés ainsi que la

réponse en fréquence sera présentée dans les sections ultérieures.

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2.3 Traitement du signal de l’électromyogramme

Dans cette section, il sera présenté les recherches qui ont été effectuées pour

déterminer de quelle manière doit être traité le signal de l’électromyogramme. À la fin,

un schéma présentera les éléments qui doivent être en place pour rendre le signal obtenu

par la sonde (triode) proportionnelle à la force développée par le muscle ciblé. Par la

suite, chacune des parties sera reprise avec beaucoup plus de détail qui justifiera la

sélection et le choix des différentes composantes.

Suite à la recherche bibliographique qui a été effectuée, il a été possible d’établir

un schéma présentant le chemin de traitement que devra suivre le signal pour obtenir des

résultats valables. La première partie est très importante, car une mauvaise acquisition du

signal pourrait affecter la validité des résultats obtenus. La première partie est le

préamplificateur du signal du muscle, étant donné que le signal possède une amplitude

très faible qui va de 10 µV à 3 mV, il sera nécessaire de faire attention pour avoir un

amplificateur différentiel qui possède de bonnes caractéristiques pour ne pas amplifier

des bruits indésirables. La seconde partie sera le conditionnement du signal, une

translation du signal est nécessaire étant donné que le convertisseur analogique

numérique fonctionne seulement en positif. La troisième partie sera un filtre analogique

de premier ordre qui annulera le recouvrement spectral et limitera le courant qui entrera

dans le convertisseur. Les prochaines parties seront des sections dans le domaine

numérique. La quatrième partie est l’acquisition du signal par le convertisseur analogique

numérique. Ensuite, il y aura un traitement numérique qui sera un filtre passe-bande (20 à

500 Hz dans le meilleur des cas) et un redressement. La dernière étape sera de ramener le

signal dans le domaine analogique (convertisseur N/A) et d’en faire la visualisation sur

un oscilloscope en temps réel.


Voici un diagramme qui présente visuellement le traitement que suivra le signal

de son acquisition par l’électrode jusqu’à l’affichage sur l’oscilloscope.

Figure 7 : Diagramme du traitement en général

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3. Aspects techniques et éléments de conception relatifs au projet

Les éléments de conception qui ont été réalisés dans le projet seront présentés en

détail. Les éléments sont :

Préamplificateur

Décalage de la tension

Filtre pour échantillonnage

Convertisseur A/N

Traitement numérique

Convertisseur N/A

Filtre pour l’affichage

3.1 Préamplificateur

Le préamplificateur est la première étape du projet, elle consiste à l’amplification

du signal obtenue par les muscles avec l’électrode qui a été fournie en début de session

(Figure 2). Le signal obtenu directement avec cette sonde donne des signaux d’amplitude

extrêmement faible environ 10 µV à 3 mV. Une recherche a alors été effectuée pour

trouver le meilleur moyen pour amplifier un signal d’amplitude aussi faible. Sachant que

cette sonde fonctionne en différentiel, voici une image qui montre bien le fonctionnement

général du préamplificateur.


Figure 8 : Préamplificateur pour les signaux obtenus par les muscles

Afin d’éviter les erreurs de mesure, le préamplificateur doit être très précis et

posséder un bon taux de réjection du mode commun. Le taux de réjection du mode

commun assure que l’étage différentiel est de haute qualité. Étant donné que le signal est

faible, le gain est aussi un critère pour la sélection du préamplificateur, il est important

qu’il possède un bon gain. Enfin, la bande passante du préamplificateur doit être adéquate

au projet. Connaissant les critères pour la sélection du préamplificateur, une recherche a

permis de trouver un amplificateur d’instrumentation spécialisé pour les signaux

d’électrocardiogramme (ECG), d’électroencéphalogramme (EEG), d’électromyogramme

(EMG). L’amplificateur d’instrumentation est le INA121. Il possède toutes les

caractéristiques énumérées précédemment pour avoir un bon amplificateur de faibles

signaux. Les caractéristiques de cet amplificateur sont :

- Un excellent taux de réjection du mode commun (106 dB)

- Déjà composé de trois amplificateurs opérationnels avec des résistances

internes de haute précision.

- Gain ajustable avec une seule résistance (maximum de 10 000)

- Bande passante parfaite pour le projet

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Le prix étant abordable pour ce type d’amplificateur et vu qu’il donne de bons

résultats, le choix du INA121 était un bon choix pour le projet. La fonction de transfert

qui permet de sélectionner le gain de l’amplificateur est :

L’amplificateur INA121 permet d’avoir un gain qui peut atteindre des valeurs

allant jusqu’à maximum 10 000. Afin de vérifier qu’elle était la tension qu’il était

possible d’avoir avec la flexion du biceps, des tests ont été effectués avec un gain de 100.

Suite à plusieurs flexions, un tel gain a permis d’avoir un signal à la sortie allant de -150

à 150 mV lors de flexions maximales du biceps. Le signal du muscle est donc d’environs

3mV au maximum (crête crête). Pour le convertisseur analogique numérique la tension

devait être amené à environ -1.5 à 1.5 V, l’amplificateur fut donc testé avec un gain de

1000. Le gain de 1000 a permis d’avoir le signal exactement dans l’intervalle désiré.

Le gain de 1000 a toutefois occasionné un petit problème. Le problème est que

d’avoir un gain aussi important à créer un offset de tension à la sortie de l’amplificateur

soit environ 600 mV. Le problème ne peut être corrigé par le INA121, car celui-ci n’a

aucun correcteur d’offset. La solution trouvée a été d’utiliser un gain de 1000 comme

prévu pour le préamplificateur et de faire la correction d’offset avec l’amplificateur

d’ajout d’offset (l’étage suivant). Le total des deux offsets (préamplificateur et ajout

d’offset) doit donner un résultat de 1.5 V.

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Voici le schéma électrique pour le préamplificateur du signal.

Figure 9 : Schéma électrique pour le préamplificateur (G=1000)

La fiche technique a permis de savoir que la bande passante n’affectera pas le

signal étant donné qu’avec un gain de 1000, la bande passante est de 0 à 5 kHz. Cette

bande passante est largement supérieure aux fréquences que l’on désire conserver. Le

graphique consulté pour connaître la fréquence de coupure du préamplificateur ainsi que

de l’information supplémentaire sur le INA121 est présenté à l’annexe A.

Il fut très difficile de bien voir le signal obtenu vu qu’un bref mouvement de la

sonde engendre beaucoup de données faussées. Il a été réalisé plusieurs flexions

maximales pour voir que les données étaient sensiblement les mêmes lorsque la sonde ne

bougeait pas et lorsqu’elle était à la même position sur le muscle. Un autre problème qui

a été observé durant cette section est que le niveau de tension continu de la sonde est très

instable et change beaucoup ce qui va rendre très difficile l’acquisition par le

convertisseur analogique numérique.

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3.2 Décalage ″offset″ de la tension

Cet élément est utilisé pour modifier le signal pour qu’il soit possible de faire la

conversion analogique numérique par le convertisseur MCP3001. La raison pour cette

modification sera présentée dans la section 4.4 convertisseur A/N. Pour le moment

l’objectif est d’amener le signal du préamplificateur qui va de -1.5 à 1.5V vers un signal

dont la plage des valeurs va de 0 à 3V. L’élément utilisé pour cette fonction est un

amplificateur opérationnel qui ajoutera un décalageoffset de la tension.

L’ajout de décalage DC de 1.5V se fera avec un amplificateur (AD8031) monté

en additionneur non-inverseur. L’amplificateur AD8031 a été sélectionné parce qu’il

fonctionne bien et son prix est vraiment faible. Une autre manière d’effectuer aurait été

de mettre un redresseur, mais cela aurait ajouté des sources de bruits ainsi qu’une

augmentation considérable des coûts pour les composantes. Le schéma électrique d’un

amplificateur en additionneur non-inverseur est présenté si dessous avec sa fonction de

transfert.

Figure 10 : Schéma électrique d’un amplificateur en additionneur non-inverseur

Fonction de transfert :

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Où n est le nombre d’entrées dans le cas présent (n=2)

Bien qu’il soit possible d’ajouter un gain à ce type de montage, il n’est pas utile

de le faire pour le projet. Pour le projet, il suffit d’additionner une tension continue, de

1.5V+offset INA121 au signal du préamplificateur. Les résistances qui seront

sélectionnées auront la même valeur pour avoir un gain unitaire (R0=R1=R2=100kΩ). Il

faudrait aussi ajouter un potentiomètre afin de permettre que l’ajout d’offset soit variable,

cela permet facilement de faire varier la tension pour corriger le décalage occasionné par

le INA121.

Voici le schéma électrique de l’amplificateur.

Figure 11 : Amplificateur en additionneur non-inverseur (Gain=1)

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Afin de suivre les transformations que subit le signal, voici un signal aléatoire qui

pourrait être enregistré par l’électromyogramme. La figure présente une idée générale de

la forme du signal à la sortie d’un chacun des blocs vus précédemment.

Figure 12 : Transformation du signal

3.3 Filtre pour l’échantillonnage

Le filtre pour l’échantillonnage sera un simple filtre RC passe-bas de premier

ordre. Le choix de ce type de filtre est principalement dû à la contrainte de prix du projet,

un filtre RC de premier ordre est beaucoup moins dispendieux qu’un filtre de 2e ordre. La

précision sur la fréquence de coupure n’étant pas le critère le plus important de cette

section, un filtre RC passe-bas de premier ordre va accomplir parfaitement le travail. La

fréquence de coupure est sélectionnée en respectant le théorème de Nyquist pour éviter le

recouvrement spectral soit :

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La relation qui permet de faire la sélection pour la valeur de la résistance et le

condensateur est l’équation qui permet de déterminer la fréquence de coupure.

Sachant que la fréquence d’échantillonnage pour le convertisseur analogique

numérique qui a été sélectionné est de 10 kHz et que la résistance est de 510Ω pour

limiter le courant, un simple calcul permet de trouver la valeur du condensateur

nécessaire.

Les valeurs des composantes sont :

R = 510Ω

C = 62nF la valeur disponible au laboratoire 68 nF.

Figure 13 : Schéma électrique du filtre RC

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3.4 Convertisseur A/N

Toute la programmation VHDL est présentée dans l’annexe C du rapport pour ne

pas alourdir le texte. Le convertisseur analogique numérique qui a été choisi est le

MCP3001. Le faible coût de ce convertisseur est l’un de ses principaux avantages

(environ 2.16 $ l’unité). Il y a aussi les caractéristiques électriques du convertisseur qui

sont idéales pour le projet. Le MCP3001 oblige que le signal soit dans des valeurs allant

de 0 à 5.7V, c’est pour cela qu’il est important de faire quelques petites modifications

avant que le signal entre dans le convertisseur. Pour le projet, la plage de valeurs que le

MCP3001 peut saisir est de 0 à 3.3 V. La résolution que possède ce convertisseur est de

10bits, cette résolution représente une excellente précision pour le projet, soit des bonds

de :

Le convertisseur envoie les bits selon une interface en série (SPI serial interface)

donc, pour procéder à la conversion des données analogiques, il est nécessaire de

respecter une certaine procédure qui est présentée dans la fiche technique du MCP3001.

Une programmation en VHDL sur le programme Quartus fut créée pour assurer que la

synchronisation est parfaite et que la fréquence d’échantillonnage est respectée. Tout

d'abord, voici le graphique fourni avec la fiche technique du MCP3001 montrant la façon

dont les bits sont envoyés par le convertisseur.

Figure 14 : Diagramme de synchronisation (MCP3001)

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En programmation VHDL, la première étape fut de créer une horloge

(CLK_ADC) de 100KHz et de voir qu’elle serait la fréquence d’échantillonnage.

Ensuite, une autre horloge fut créée pour contrôler le démarrage de la conversion

(CS_ADC). L’horloge CS_ADC fonctionne avec l’horloge CLK_ADC. Voici la façon

dont fonctionne CS_ADC :

CS_ADC = ‘0’ pour 14 front descendant de CLK_ADC et

CS_ADC = ‘1’ pour 1 front descendant de CLK_ADC

Suite à la création des deux horloges, une séquence d’acquisition des données au

bon moment fut créée en VHDL. En affichant la valeur obtenue sur des D.E.L., il fut

possible de voir que la synchronisation était parfaite et que le convertisseur analogique

numérique fonctionnait parfaitement. La seule chose qui reste à ajuster est d’avoir la

bonne fréquence d’échantillonnage. Le test fait avec une horloge CLK_ADC de 100KHz,

donne une fréquence d’échantillonnage de 6.66KHz. Pour avoir la fréquence

d’échantillonnage désiré (10KHz), il suffit d’ajuster la CLK_ADC en faisant une simple

règle de trois.

Suite aux tests de fonctionnement du MCP3001, il fut possible d’observer que le

MCP3001 est très stable dans l’envoi de données et dans la conversion. Enfin, le

MCP3001 était un excellent choix pour le projet.

Figure 15 : Représentation du MCP3001

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3.5 Traitement numérique

Maintenant que le signal de l’électromyogramme est amplifié, décalé et ensuite

échantillonné par le MCP3001, la prochaine étape est de faire le traitement numérique du

signal avec un FPGA. La première étape est de filtrer le signal avec un passe-bande et

ensuite de faire le redressement.

3.5.1 Filtrage numérique

La conception du filtre numérique qui a été implémenté dans le FPGA s’est

réalisée avec l’outil FDAtool sur le logiciel MATLAB. Cet outil permet de faire

rapidement les calculs nécessaires pour le filtrage numérique. Il permet de voir les

différences qu’il existe entre les nombreux types de filtres numériques. Plusieurs tests ont

été réalisés pour voir quel type de filtre serait le mieux adapté pour le projet. Le filtre qui

a été retenu pour le projet est filtre de type FIR (filtre à réponse finie) passe-bande de 60

à 450 HZ. Ce type de filtre n’est pas récursif donc, il varie seulement selon l’entrée. Le

filtre utilise un fenêtrage de Hamming. Bien que l’utilisation d’un filtre IIR (filtre à

réponse infinie) aurait réduit de beaucoup l’espace dans le FPGA, ce type de filtre

engendre une déformation (distorsion) du signal étant donné que le déphasage n’est pas

linéaire du tout. Les filtres IIR peuvent aussi être instables. Pour être certain de n’avoir

aucun problème de déformation, le filtre implémenté est de type FIR.

Bien que le filtre idéal était un passe-bande de 20 à 500 Hz avec la fréquence de

60 Hz coupée, il fut nécessaire de faire quelques compromis, car réaliser ce filtre

nécessiterait un nombre impressionnant de coefficients. La fréquence de coupure basse

du filtre implémenté est de 60 Hz, cela permet d’être certain que la fréquence

d’alimentation du réseau n’affecte pas le signal. Lorsque l’on regarde le spectre de

fréquences (Figure 5), les fréquences de 20 à 60 Hz ne possèdent pas une grande énergie,


Page 30

donc il n’est pas essentiel de les conserver. Le choix de la fréquence d’échantillonnage

modifie la réponse en fréquence du filtre. Afin d’avoir la meilleure représentation du

signal suite à la conversion et une réponse en fréquence acceptable, la fréquence

d’échantillonnage sélectionnée est de 10 kHz.

Les raisons qui expliquent le choix d’un fenêtrage de Hamming sont :

Bande passante la plus linéaire

Le second lobe est beaucoup plus atténué que l’autre type de fenêtrage

Possède une meilleure réponse en fréquence que les autres types de

fenêtrage pour un nombre de coefficients égaux.

Possède une phase linéaire

Le choix du nombre de coefficients du filtre s’est fait en observant les différences

qu’il y avait avec le spectre en fréquence. Le but est d’avoir la meilleure réponse possible

avec le moins possible de coefficient. Plus le nombre de coefficients est petit, plus

l’espace nécessaire dans le FPGA est petit. En réduisant la précision des coefficients, il

est possible de réduire le nombre de coefficients, car certains se retrouvent à être égaux à

zéro. Bien que cette réduction de précision permette de réduire le nombre de coefficients,

elle engendre aussi une erreur de quantification du filtre (erreur qui modifie l’allure

exacte de la réponse en fréquence du filtre). Une précision de 6 chiffres pour les

coefficients permet d’en annuler plusieurs sans trop modifier la réponse du filtre. Voici

différentes réponses en fréquence de filtres ayant les mêmes caractéristiques, seulement

le nombre de coefficients qui sont différents.


60 coefficients Magnitude Response (dB)

4

Page 31

0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6-8

-6

-4

-2

0

2

Frequency (kHz)

Mag

nitu

de (

dB)


4

0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6-8

-6

-4

-2

0

2

Frequency (kHz)

Mag

nitu

de (

dB)


4

0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6-8

-6

-4

-2

0

2

Frequency (kHz)

Mag

nitu

de (

dB)



4

Page 32

0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6-8

-6

-4

-2

0

2

Frequency (kHz)

Mag

nitu

de (

dB)

Figure 16 : Réponses en fréquence pour différents nombres de coefficients

Si l’on observe les quatre graphiques précédents, celui qui possède la meilleure

réponse avec le plus petit nombre de coefficients est celui avec 80 coefficients. Les deux

premiers (60 et 70) ne coupent pas assez en basse fréquence. Le filtre choisi pour le projet

possède donc 80 coefficients. Bien que ce nombre paraît être beaucoup, une fois quantifié

(réduction de la précision), le nombre est réduit à 49. Voici une synthèse présentant les

principales caractéristiques du filtre numérique sélectionné pour le projet sans la

quantification. L’erreur de quantification occasionnée par la réduction des coefficients

sera présentée par la suite.

Réponse impulsionnelle

0 1 2 3 4 5 6 7 8

-0.02

0

0.02

0.04

0.06

0.08

Time (mseconds)

Impulse Response

Am

plitu

de

Figure 17 : Réponse impulsionnelle du filtre


Pôles et Zéros

-2 -1.5 -1 -0.5 0 0.5 1 1.5 2

-1

-0.8

-0.6

-0.4

-0.2

0

0.2

0.4

0.6

0.8

1

Real Part

Imag

inar

y P

art

80

Pole/Zero Plot

Figure 18 : pôles et zéros du filtre

Réponse en fréquence (amplitude et phase)

0 0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5 4 4.5-80

-70

-60

-50

-40

-30

-20

-10

0

Frequency (kHz)

Mag

nitu

de (

dB)

Magnitude Response (dB)

Figure 19 : Réponse en fréquence du filtre (Amplitude)

0 0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5 4 4.5

-18

-16

-14

-12

-10

-8

-6

-4

-2

0

Frequency (kHz)

Pha

se (

radi

ans)

Phase Response

Figure 20 : Réponse en fréquence du filtre (Phase)

Page 33


Erreur du filtre

Afin de réduire le nombre de coefficients, il est possible de réduire la précision de

ceux-ci. En réduisant la précision, certains coefficients tombent égaux à zéro, ce qui

réduit l’espace nécessaire. Le prix à payer pour la réduction de la précision des

coefficients est l’apparition d’erreurs sur la réponse en fréquence. En faisant l’acquisition

numérique sur 10 bits fait aussi apparaître une erreur de quantification. L’outil FDAtool

permet de visualiser l’erreur obtenue selon la précision des coefficients qui est

sélectionnée. Si l’on observe le graphique suivant, on peut voir que l’erreur occasionnée

n’affecte pas le projet étant donné que l’erreur se retrouve principalement dans la bande

coupée.

0 0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5 4 4.5

-70

-60

-50

-40

-30

-20

-10

0

Frequency (kHz)

Mag

nitu

de (

dB)

Magnitude Response Estimate

Bandpass FIR Window : Quantized

Bandpass FIR Window : Reference

Figure 21 : Réponse réelle du filtre après quantification

La quantification déplace la fréquence de coupure basse à 67 Hz et ne touche pas

à la fréquence de coupure haute. Pour déterminer si le filtre numérique est juste, il fut

testé avec un sinus en changeant sa fréquence, il est possible de voir le changement sur

son amplitude. Pour une raison inconnue, les fréquences ne sont pas exactement les

mêmes, les fréquences de coupures mesurées sont : 86 et 845 Hz. Ces changements sont

Page 34


probablement dus à l’erreur qu’occasionnent le convertisseur analogique numérique et la

quantification des coefficients ainsi qu’une erreur sur la fréquence d’échantillonnage.

L’amplitude du signal = 3.28V Amplitude aux fc = 3.28 x 0.707 = 2.32V

Fréquences trouvées pour une amplitude de 2.32V

fc (basse) = 86 Hz

fc (haute) = 845 Hz

3.5.2 Redressement

La rectification du signal est importante dans le traitement du signal parce qu’il

permet d’avoir une meilleure moyenne de l’amplitude du signal. Le redressement du

signal dans un FPGA est très simple. Il suffit de vérifier si le bit le plus significatif de la

donnée est égal à 1, si c’est le cas on le met à zéro. Sinon on soustrait 1000000000

moins la valeur. Voici un graphique qui présente le fonctionne du redresseur dans le

FPGA.

Figure 22 : Redresseur de signal

Pour permettre de vérifier si le redressement fonctionnait bien, un bouton fut

ajouté pour sélectionner si le redresseur est activé un non. Il fut donc possible de mettre

un sinus en entrée de ±1.5 V et de le rectifier (figure 33).

Page 35


3.6 Convertisseur N/A

La manière qui a été sélectionnée pour faire la conversion des valeurs numériques

en valeurs analogiques est l’utilisation du AD5611. Bien que plusieurs façons ont été

étudiées pour faire le même travail comme une convertisseuse R2R, l’avantage du

AD5611 est qu’il n’est pas trop dispendieux et qu’il fonctionne avec un seul fils. Un autre

avantage du AD5611 est que son fonctionnement est sensiblement le même que le

MCP3001. La résolution du AD5611 est aussi de 10bits et il fonctionne selon une

interface série (SPI serial interface) comme pour le MCP3001. Il était avantageux

d’utiliser ce type de convertisseur puisque le MCP3001 fonctionne bien, il était facile de

faire quelques modifications pour réussir à faire la conversion avec le AD5611. Voici la

synchronisation qu’il faut respecter sur l’envoi de chacun des bits.

Figure 23 : Diagramme de synchronisation (AD5611)

Suite à l’analyse du schéma de synchronisation, on peut procéder de la même façon

que le MCP3001 pou réaliser la conversion. Soit la création d’une horloge (CLK_DAC)

et d’une horloge (CS_DAC). Il n’est pas nécessaire que la vitesse du convertisseur

numérique analogique soit la même que le convertisseur analogique numérique. La

vitesse du convertisseur A/N est réglée avec la fréquence d’échantillonnage du filtre, pour

le convertisseur N/A, la vitesse choisie est beaucoup plus rapide pour être certain d’avoir

Page 36


aucune erreur de données. La vitesse de l’horloge CLK_DAC choisit est de 5MHz, le

CS_DAC elle est égale à :

CS_DAC= ‘0’ pour 17 fronts montants de CLK_DAC et

CS_DAC = ‘1’ pour 1 front montant de CLK_DAC

La fréquence de conversion pour le AD5611 est :

Comme pour le convertisseur analogique numérique, une fois la programmation

VHDL complétée, des tests ont démontré que le AD5611 fonctionne bien et qu’il est très

stable dans son envoi de données. Le premier test a été d’envoyer une valeur directement

au convertisseur N/A. Le second test réalisé a été de communiquer entre le MCP3001 et

le AD5611 sans filtrage. À l’entrée du MCP3001, il y avait la tension d’un potentiomètre

(0 à 3.3V). Le FPGA renvoie les données numériques au AD5611 qui reconvertit les

données en valeurs analogiques. La tension en entrée était exactement la même à la

sortie. Ces tests ont permis de démontrer que le AD5611 fonctionnait bien.

Figure 24 : Représentation du AD5611

Page 37


3.7 Filtre pour l’affichage

Le filtre pour l’affichage est un filtre passe-bas RC de premier ordre comme pour

le filtre de l’échantillonnage. La fonction de ce filtre est de rendre la courbe affichée à

l’oscilloscope plus linéaire, il est utilisé pour enlever les valeurs discrètes et lisser la

courbe lors de l’affichage. La précision n’est pas nécessaire pour ce filtre, un simple filtre

RC fait parfaitement le travail et son coût est négligeable, soit une résistance et un

condensateur. La fréquence de coupure du filtre a été choisie en faisant des tests visuels.

Une fréquence de coupure de 5 Hz donnait un résultat parfait. Pour trouver les valeurs

des composantes nécessaires, on utilise la même relation que tantôt soit :

Fixant la valeur de la résistance à 100kΩ. On trouve un condensateur de :

La valeur de condensateur le plus prêt disponible au laboratoire est de 0.33 F

Page 38


Page 39

4. Coût total du projet

L’un des objectifs du projet était de concevoir un électromyogramme fiable avec

le coût de production le plus faible possible. Il est donc essentiel de présenter le coût total

afin de démontrer que le projet est une réussite. Il sera présenté un tableau montrant le

prix de chacun des éléments qui composent le prototype de l’électromyogramme.

Tableau 2 : Coût du projet

Composantes Quantité Prix/unitaire ($) Prix ($)

Sonde (triodes) 1 25.00 25.00

INA121PA 1 6.88 6.88 Ampli op. AD8031 3 1.60 4.80 A/D MCP3001 1 2.16 2.16 D/A AD5611 1 3.15 3.15

Diodes (FDLL4148) 2 négligeable Résistances 7 négligeable

Condensateurs 2 négligeable

FPGA (EP1C3T100C8N) 1 10.70 10.70

Total 52.69$ *Les montants ont été obtenus sur le site www.digikey.com

Bien que le FPGA utilisé pour créer le prototype est celui-ci de la plaque Altera

(Cyclone II EP2C35F672C6), une évaluation de l’espace nécessaire pour le traitement

numérique a été réalisée pour déterminer lequel des FPGA sur le marché peut accomplir

le travail. Le FPGA choisi est cyclone EP1C3T100C8N. Le tableau montre que le projet

possède un coût total de 52.69 $. Ce montant est inférieur au prix de l’électromyogramme

présent sur le marché. Les prix peuvent atteindre des valeurs allant de 300 $ à 400 $ ce

qui prouve que le prototype créé est beaucoup plus avantageux. Une recherche encore

plus approfondie permettrait sans aucun doute d’améliorer les performances ainsi que le

coût de l’électromyogramme.

http://www.digikey.com/


Page 40

5. Analyses et discussions

La grande recherche qui a été réalisée au tout début du projet a permis de

commencer le travail de la bonne façon. Elle a permis de concevoir un schéma général

sur les différentes parties de conception qui étaient essentielles à avoir. Suite à des tests,

la partie acquisition du signal par la sonde (triode) fonctionne moins bien que prévu, le

niveau de tension continu est très sensible et bouge beaucoup. Pour faire l’acquisition du

signal, il doit posséder une tension continue de 1.5V. Étant donné son instabilité, il est

difficile d’obtenir des données valables. Lorsque la triode est positionnée sur un muscle,

il ne faut pas la déplacer sinon les données enregistrées sont erronées. Étant donné un

manque de temps, il ne fut pas possible de trouver un moyen qui aurait permis de

résoudre ce problème. L’utilisation d’une solution lubrifiante spécialisée ou d’une autre

sonde aurait peut-être réglé le problème. Malgré cela, il fut possible d’ajuster un

préamplificateur (INA121) pour avoir l’amplification d’un signal très faible.

L’amplificateur INA121 possède un offset important, mais le réglage de l’offset se fait

avec l’étage suivant soit : l’ajout d’offset au signal pour avoir une tension continue de 1.5

V. Il n’était pas avantageux de concevoir son propre amplificateur d’instrumentation, car

le INA121 ne coûte pas trop cher et il possède des résistances internes très précises.

La programmation VHDL a été réalisée par blocs [figure 30]. Lorsqu’une partie

était terminée, elle était immédiatement testée. En utilisant cette démarche, il fut possible

de s’assurer que tous fonctionnaient bien avant de passer à l’étape suivante. Une fois que

les convertisseurs fonctionnaient bien, le filtrage numérique a été étudié. L’outil utilisé

est le module FDAtool dans le logiciel MATLAB. Cet outil permet de concevoir

rapidement des filtres numériques et de voir ce que produit la variation de différents

paramètres. Le choix du filtre s’est fait avec FDAtool, car il permet de faire la

programmation VHDL et de donner l’erreur de quantification du filtre. Le filtre a été testé

avec un sinus pour déterminer si les fréquences de coupures correspondaient.


Page 41

Pour une raison qu’on ignore, la fréquence de coupure haute du filtre ne correspondait

pas exactement à la valeur attendue. Les fréquences de coupures mesurées sont : 86 et

845 Hz au lieu de (67-450 Hz). Sans être certain, la variation est peut-être due à une

erreur sur la fréquence d’échantillonnage du convertisseur analogique numérique.

Une fois les parties testées indépendamment (le préamplificateur et la

programmation VHDL), la connexion du prototype complet fut réalisée. Même si la

sonde (triode) était extrêmement sensible pour le niveau de tension continu, des tests avec

l’électromyogramme sur un biceps ont démontré qu’il répondait de la manière attendue.

Lors d’une contraction faible, l’amplitude du signal est plus faible que lors d’une

contraction forte du muscle [figure 35 et figure 36]. La force développée dans le muscle

est proportionnelle à l’amplitude du signal obtenu. Pour voir que l’électromyogramme

donne toujours les mêmes résultats, les tests ont été réalisés plusieurs fois.

Le point faible du projet est la sonde (triode) pour capter les signaux, elle possède

un niveau de tension continue peu stable et très sensible. Ce problème rend difficile la

lecture des signaux. Avoir eu plus de temps, il aurait été intéressant d’utiliser une autre

sonde ou encore l’utilisation d’un gel spécialisé. Le point fort du projet est tout le

traitement numérique fait dans le FPGA, celui-ci est complet et facile à modifier pour

faire des ajustements ou encore être utilisé pour obtenir d’autres filtres numériques. Il

pourrait aussi être utilisé dans d’autre projet ou le traitement numérique est nécessaire.

Un autre point qui a bien fonctionné est la communication avec les convertisseurs. Ceux-

ci offrent une excellente stabilité dans leur conversion ainsi qu’une impressionnante

précision.


Page 42

6. Conclusion et recommandations

L’ensemble des objectifs énoncés en début de rapport (généraux et spécifiques) a

été respecté et réalisé. Il fut possible de créer un électromyogramme à partir de

composantes de bases. L’étude des coûts du prototype démontre que la problématique de

créer un électromyogramme fiable à faible coût est une réussite. Le coût du prototype est

de 52.69 $, ce montant est très faible comparativement au prix sur le marché (environ

300-400 $). Même s’il fut possible de vérifier que le prototype fonctionne bien, avoir eu

plus de temps, il aurait été intéressant de trouver un moyen pour rendre la lecture de la

sonde (triode) moins sensible. Les choix qui ont été réalisés pour la sélection des

composantes associent la contrainte de prix et aussi la performance. Une recherche plus

approfondie et une meilleure connaissance des produits disponibles sur le marché

permettraient surement d’améliorer le prototype. Enfin, le projet s’est bien déroulé et les

résultats obtenus sont concluants.


Page 43

Bibliographie

1. Fiche technique INA121 :

http://focus.ti.com/lit/ds/symlink/ina121.pdf

2. Fiche technique MCP3001 :

http://www.chipcatalog.com/Microchip/MCP3001.htm

3. SURFACE ELECTROMYOGRAPHY DETECTION AND

RECORDING, Carlo J. De Luca :

http://www.delsys.com/Attachments_pdf/WP_SEMGintro.pdf

4. Electromyographie et electrodiagnostics : vitesses de conduction

nerveuse, potentiels évoqués ,Jean Dumoulin Bisschop, Guy de; Bence,

Yves ,Paris, Maloine. 1984

5. Explorations fonctionnelles neuro-musculaires en medecine du sport

Commandre, F. Bence, Y. collab. Paris : Masson 1982

6. http://books.google.ca/books?id=hIzJZUkRn8UC&printsec=frontcover&hl=fr

&source=gbs_v2_summary_r&cad=0#v=onepage&q=&f=false

7. Fiche technique AD5611 :

http://www.datasheetcatalog.org/datasheet2/d/0klaz0qw1439qlyhpt8g4yt5jtfy.

pdf

8. site www.digikey.com

http://focus.ti.com/lit/ds/symlink/ina121.pdf



http://www.delsys.com/Attachments_pdf/WP_SEMGintro.pdf

http://decouverte.uquebec.ca/primo_library/libweb/action/display.do?ct=display&doc=aleph_udq000027570&indx=4&mode=Basic&vid=UQAC&dscnt=0&srt=rank&ct=facet&frbg=&fctV=%5B1978%20TO%201982%5D&scp.scps=scope%3A%28%22UQAC%22%29%2Cscope%3A%28UAC-ANA%29%2Cscope%3A%28RESINTUQ%29&indx=1&dum=true&dstmp=1267392570126&fctN=facet_creationdate&fn=search&vl%28freeText0%29=neuro-musculaire&vl%2811972214UI0%29=any&tab=default_tab&vl%2869065447UI1%29=all_items

http://books.google.ca/books?id=hIzJZUkRn8UC&printsec=frontcover&hl=fr&source=gbs_v2_summary_r&cad=0#v=onepage&q=&f=false

http://books.google.ca/books?id=hIzJZUkRn8UC&printsec=frontcover&hl=fr&source=gbs_v2_summary_r&cad=0#v=onepage&q=&f=false

http://www.datasheetcatalog.org/datasheet2/d/0klaz0qw1439qlyhpt8g4yt5jtfy.pdf



http://www.digikey.com/


ANNEXE – A INA121

Figure 25 : Circuit interne du INA121

Le INA121 est composé de deux étages distincts soit le premier étage (A1 et A2)

servant à la réjection du mode commun et le second étage A3 qui s’agit d’un

amplificateur de différence. L’étage d’entrée est monté de manière à ce qu’il ne génère

pas d’erreur de mode commun de par sa symétrie. Dans le cas ou l’amplificateur est idéal,

si VIN+ = VIN- = V, on retrouve V en entrée de l’amplificateur de différence. En faisant

une étude du circuit, par superposition, on obtient :

Dans le cas ou VIN- = 0V

On retrouve un amplificateur non-inverseur (A2) et un amplificateur inverseur (A1) :

Page 44


Dans le cas ou VIN+= 0V

On retrouve un amplificateur non-inverseur (A1) et un amplificateur inverseur (A2) :

Par superposition, on trouve :

Après l’amplificateur de différence on a :

On a donc un gain réglable à l’aide d’une seule résistance (RG). Le circuit du

INA121 est réalisé de manière intégrée permettant ainsi une très grande précision sur les

résistances internes ainsi qu’une très bonne stabilité thermique.

Figure 26 : Réponse en fréquence (INA121)

Page 45


ANNEXE – B Schémas électriques

R6=1M

+

-

Page 46

+-

R5=1M

+-

R4=100K

+ -

R3=100K

+ -

R2=100K

+ -

R1=100K

+ -

Pot. 0-3.3V

R +-

INA121

AD8031

+

-

Entrée (+) Triode

Entrée (-) Triode

Sortie du signal

Figure 27 : Schéma électrique (INA121+offset)

Figure 28 : Schéma électrique (plaquette pour conversion)


ANNEXE – C Programmation VHDL

Figure 29 : Diagramme programmation VHDL

Ce diagramme présente les parties de la programmation VHDL qui a été réalisée pour le

projet.

Entrées et sorties

CLK : in std_logic; ADC_din : in std_logic;

Bouton : in std_logic; CLK_CS_ADC : buffer std_logic; CLK_CS_DAC : buffer std_logic; CLK_ADC : buffer std_logic; CLK_DAC : buffer std_logic; DAC_out : out std_logic;

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Page 48

Code du projet

---------------------------------------------------------------------- -- Processus pour diviser la fréquence CLK_ADC (150KHz) ----------------------------------------------------------------------- Div1: process (CLK) variable CNT1 : integer := 0; begin if rising_edge(CLK) then if CNT1 < 167 then CNT1 := CNT1 + 1; else CLK_ADC <= not(CLK_ADC); CNT1 := 0; end if; end if; end process Div1;

Cette section utilise l’horloge (CLK) de 50 MHz du bord Altera pour créer une horloge

(CLK_ADC) de 150 KHz pour contrôler le convertisseur MCP3001.

---------------------------------------------------------------------- -- Processus pour diviser la fréquence (ADC_CS)(fe = 5KHz) ----------------------------------------------------------------------- Div2: process (CLK_ADC) variable CNT2 : integer := 0; begin if falling_edge(CLK_ADC) then CNT2 := CNT2 + 1; if CNT2 < 14 then CLK_CS_ADC <= '0'; elsif CNT2 = 14 then CLK_CS_ADC <= '1'; elsif CNT2 = 15 then CNT2 := 0; end if; end if; end process Div2;

Cette section utilise l’horloge (CLK_ADC) pour créer le CS_ADC qui active la

conversion (Fréquence d’échantillonnage de 10 KHz).


Page 49

----------------------------------------------------------------------- -- Processus pour transferer la valeur de l'ADC ----------------------------------------------------------------------- ADC: process (CLK_ADC, CLK_CS_ADC) variable temp1: integer := 0; begin if CLK_CS_ADC = '1' THEN temp1 := 0; elsif (rising_edge(CLK_ADC)) then temp1 := temp1 + 1; if (temp1=4) then -- MSB data (bit 9) data(9) <= ADC_din; elsif (temp1=5) then -- data (bit 8) data(8) <= ADC_din; elsif (temp1=6) then -- data (bit 7) data(7) <= ADC_din; elsif (temp1=7) then -- data (bit 6) data(6) <= ADC_din; elsif (temp1=8) then -- data (bit 5) data(5) <= ADC_din; elsif (temp1=9) then -- data (bit 4) data(4) <= ADC_din; elsif (temp1=10) then -- data (bit 3) data(3) <= ADC_din; elsif (temp1=11) then -- data (bit 2) data(2) <= ADC_din; elsif (temp1=12) then -- data (bit 1) data(1) <= ADC_din; elsif (temp1=13) then -- LSB data (bit 0) data(0) <= ADC_din; data_ADC <=data; end if; end if; end process ADC;

Le code présenté précédemment sert à capter les données envoyées par le MCP3001 au

bon moment.


Page 50

------------------------------------------------------------------------ -- Processus pour signer le signal (SIGN) ------------------------------------------------------------------------ SIGN: process (data_ADC) begin if data_ADC >= "1000000000" then filtre_in <= data_ADC - "1000000000"; else filtre_in <= data_ADC + "1000000000"; end if; end process SIGN;

Avant d’entrer dans le filtre, les valeurs doivent être signées en complément deux. Le

complément deux est utilisé parce qu’il permet de réduire les calculs dans le domaine

numérique. Le code du filtre n’est pas présnté, car celui-ci est très long (environ 1000

lignes de codes) et répétitif pour les calculs et la création de chacun de coefficient.

------------------------------------------------------------------------ -- Processus pour enlever le signe du signal (UNSIGN) ------------------------------------------------------------------------ UNSIG: process (filtre_out) begin if filtre_out >= "1000000000" then data_UNSIG <= filtre_out - "1000000000"; else data_UNSIG <= filtre_out + "1000000000"; end if; end process UNSIG;

Cette section réalise l’opération inverse que tantôt soit enlevée la représentation signée de

complément deux ce qui permet de retrouver le signal.


Page 51

------------------------------------------------------------------------ -- Processus pour redresser le signal ------------------------------------------------------------------------ RED: process (filtre_out) begin if filtre_out(9) = '1' then data_RED1 <= filtre_out; else data_RED1 <= "1111111111" - filtre_out; end if; end process RED; data_RED <= not(data_RED1);

Comme expliquer a la section 5.4.2, le signal est redressé avec ce code de programmation

VHDL.

------------------------------------------------------------------------ -- Processus pour sélectionner le redressement ------------------------------------------------------------------------ BTN: process (Bouton, data_RED, data_UNSIG) begin if Bouton = '1' then data_DAC <= data_RED; else data_DAC <= data_UNSIG; end if; end process BTN;

Un multiplexer qui permet de sélectionner si le redressement est activé ou non.

Pour la programmation du AD5611, celle-ci est semblable à celle du MCP3001, elle n’est

donc pas présentée.


ANNEXE – D Présentation du fonctionnement

Figure 30 : Sortie du INA121 (préamplificateur)

Figure 31 : Test communication convertisseur - entrée (haut) et sortie (bas)

Page 52


Figure 32 : Démonstration du redresseur

Figure 33 : Présentation du montage

Page 53


Figure 34 : Signal obtenu lors du faible contraction du muscle (bas)

Figure 35 : Signal obtenu lors du forte contraction du muscle (bas)

Page 54

Documents

Projet # : 109 - UQAC€¦ · CONSEILLER : Danny Ouellet, ing. COORDONNATEUR : Jacques Paradis, ing. Conception d’un électromyogramme – Rapport final 6GIN333 Page 2 . Approbation