表面肌電信號前端處理系統

熊 平，唐 建

中南大學 地球科學與信息物理學院，長沙 410083

1 引言

表面肌電信號（SEMG）是由電極周圍的肌纖維產生的所有運動單元電位（Motor Unit Potentials，MUAPs）在空間和時間上的累積。這些信號取決于運動相關的肌肉收縮過程中的解剖和生理特性，能夠為人們提供與神經肌肉活動相關的重要信息[1]。由于其具有提取方便、快捷、無創測量等優點，表面肌電信號已經被廣泛應用于例如功能性電刺激（FES）、肌肉收縮的疲勞分析、功能恢復、臨床診斷以及假肢控制系統等許多領域[2-3]。

表面肌電信號是一種非常微弱的交流電壓信號，其幅值在100～5 000 μV，峰峰值一般在0～6 mV。采用表面電極時，肌電信號能量主要集中在1 000 Hz以下，頻譜分布在20～500 Hz，其中，絕大部分頻譜集中在50～150 Hz之間[4]。研究表明，表面肌電信號一般不會超過噪聲水平，因此在進行表面肌電信號采集時必須先對其進行放大和去噪等處理，這就決定了處理電路必須滿足高輸人阻抗、高增益、高共模抑制比、低噪聲、低漂移[5-6]等要求。

本文通過分析表面肌電信號采集過程中可能引入的噪聲源，設計相應的電路模塊對其進行抑制，在保證表面肌電信號放大的同時使干擾降到最低。

2 影響SEMG的因素分析

本身即為一種微弱信號，再加之皮膚和組織的衰減作用，在皮膚表面記錄的表面肌電信號更容易受各種干擾的影響[7-8]。影響表面肌電信號形態和特性的因素基本上可以歸納為以下幾個方面：（1）組織特性，人的身體是良好的電導體，這也是能夠檢測到表面肌電信號的基礎。然而，人體的導電性會隨著組織的形狀、厚度，以及生理條件和溫度的變化而改變，這些條件會因測量主體的不同（甚至在主體內部）有較大的差異，因此不能對未經過處理的SEMG信號進行振幅等參數的定量比較。（2）串擾，表面肌電信號在采集過程中會受到別的生理信號的串擾，包括相鄰肌肉電信號，以及其他生理信號比如心電、腦電等。（3）測量電極放置位置的變化，信號源與檢測點之間距離的變化會影響表面肌電信號的讀取，這對于所有動態運動研究來說是一個必然存在的問題。（4）外部干擾，在嘈雜的電氣環境中要特別注意這類干擾，主要包括50 Hz工頻干擾，電臺、無線通訊設施以及其他儀器造成的高頻干擾。（5）電極及電子器件的固有噪聲：系統中選用的電極及電子器件本身固有的噪聲可能會致使在SEMG基線上加入其他的信號內容，值得注意的是這類干擾無法靠外部方法來消除，只有通過選擇高質量的元器件并且嚴格控制工藝技術等措施將其控制在可接受的范圍。

3 整體電路設計

系統設計的電路主要由四部分組成：初級放大電路、屏蔽驅動和右腿驅動電路、浮地電源和濾波電路以及后級放大電路。

3.1 初級放大電路

本部分電路主要對是將兩路差分表面肌電信號轉換成一路信號，并對其進行放大和共模抑制。主要由三部分組成：雙運放并聯型差動放大器、阻容耦合電路以及集成儀器放大器。電路如圖1所示。

（1）對于并聯型差動放大器，為提高運放性能的匹配性，選用集成雙運放OPA2604一塊芯片上的兩個運放進行該功能塊的設計[9]（如圖1中的U1A和U1B）。并聯型雙運放差動放大器能夠有效地提高整體電路的輸入阻抗，并且對輸入信號有一定的緩沖作用。該電路最值得關注的優點是無需精密匹配的外圍電阻，不難證明，對于理想運放，并聯型差動放大器的共模抑制比為無窮大，輸入阻抗也為無窮大，且與外圍電阻（R4與R5）的匹配程度無關。

（3）電路后級使用通用型儀用放大器INA128[10]，將并聯型差動放大器輸出的雙端信號轉換成常用的單端輸出信號。INA128具有高精度、低偏置電壓、低溫漂以及高共模抑制比等特點。

圖1所示電路的差動輸出可由式（1）計算：

其中G為INA128的增益。

3.2 屏蔽驅動與右腿驅動電路

引入屏蔽驅動和右腿驅動，是為提高系統的共模抑制能力，增強系統抑制干擾的能力。

圖1 前級放大電路

（1）屏蔽驅動：由于信號線與電纜屏蔽層之間存在分布電容，而兩根導聯線的分布電容不可能完全相等，加之電極阻抗不平衡，導致包括輸入回路在內的整個放大系統共模抑制比能力下降，所以使導聯線的屏蔽層不接地，將共模電壓通過電壓跟隨器與屏蔽層連接，從而消除屏蔽層電容的不良干擾。

（2）右腿驅動：作為抑制工頻干擾的有效方法之一，右腿驅動電路常被用于生物體表電信號的采集[11]。它從前置放大電路兩個相等的偏置電阻R8、R9中間取出人體共模電壓，依次經U3B（電壓跟隨器）與U3A（反相放大）連接到右腿，本質上，它是一個共模電壓并聯負反饋電路，起快速放電、有效衰減人體所帶共模電壓的作用。

屏蔽驅動與右腿驅動電路如圖2所示。

圖2 屏蔽驅動與右腿驅動電路

3.3 浮地電源

不難理解，如果U1A和U1B的正負電源的公共端不接地，而是把它接到與共模輸入電壓等電位的一點，那么對于兩個運放來說共模信號將是零[12]。

系統采用一種“浮地電源”[13]技術，來減小電源紋波所帶來的工頻干擾。電路如圖3所示，從前置放大電路兩個相等的偏置電阻R8、R9中間取出人體共模信號輸入到集成運放U5A和U5B的正相輸入端，Q1、Q2與Q3、Q4分別構成PNP型和NPN型比例恒流源電路[14]，通過精密穩壓器Q5和精密電阻R39來控制流過三極管集電極的電流恒為0.25 mA，使得流入U5A反相輸入端的電流恒為0.25 mA同時流入U5B反相輸入端的電流恒為-0.25 mA，從而保證電阻R35與R41兩端的壓降恒為5 V。

圖3 浮地電源電路

如果假設共模電壓為VD，則U5A的輸出電壓為VOUT5A=VD-0.25×R35=VD-5{V}，以這個電壓作為U1A和U1B的負電源（圖3中的VSS-5V2）使用；同理U5B的輸出電壓為VOUT5B=VD+5{V}，以這個電壓作為U1A和U1B的正電源（圖3中的VDD+5V2）使用。這樣，對于U1A和U1B來說，共模信號即相當于零，消除了共模信號產生的誤差。

3.4 濾波器電路

表面肌電信號是一種非平穩微弱信號，頻譜分布在20～500 Hz，除了高頻與低頻噪聲外，還要注意50 Hz工頻干擾。因此，本文中的濾波器電路主要包括50 Hz雙T型有源陷波器、高通濾波器與低通濾波器。

3.4.1 50 Hz雙T型有源陷波器

陷波器就是一種用作單一頻率陷波的窄帶阻濾波器，本文中使用的電路為典型的有源雙T型陷波器[15]，陷波器的電路如圖4所示。

圖4 50 Hz有源陷波器電路

陷波器的品質因素Q，決定濾波器的選擇性，高Q對應較窄的阻帶而低Q對應較寬的阻帶。本設計中由于只要求衰減50 Hz信號，其他頻率盡量保留，因此需要提高Q。Q值的計算公式為：

阻帶BW為：

由式（2）和式（3）可以看出，當k≈1時，Q值極高，BW接近于0，然而實驗發現隨著k值不斷趨近于1，陷波寬度逐漸變窄，而陷波深度卻逐漸變小，因此在選擇k值（即R29與R34的值）時要綜合考慮，經過不斷實驗測試，最終選定R=10 kΩ，C=0.33 μF，R29=1 kΩ，R34=51 kΩ。

3.4.2 高通濾波器與低通濾波器

加入高通濾波器可以有效地減小由于電極和皮膚之間移動偽差等原因產生的低頻干擾，根據表面肌電信號的頻率分布特性，系統將高通濾波器（HPF）的截止頻率設計為20 Hz。經過反復仿真實驗分析，本文使用Sallen-key的1次后接2次構成的三階巴特沃斯濾波器，電路如圖5所示。

圖5 三階高通濾波器電路

該高通濾波器的傳遞函數為：

為了濾除高頻干擾，設計三階巴特沃斯濾波器低通濾波器（LPF）。LPF的設計方法與HPF相同，只是將HPF中電阻與電容的位置進行相應的調整。本文中設計的低通濾波器截止頻率為500 Hz，電路如圖6所示。

圖6 三階低通濾波器電路

該低通濾波器的傳遞函數為：

高通濾波器和低通濾波器在系統中除了起到濾除低頻噪聲和高頻噪聲的作用外，還對表面肌電信號進行再次放大，放大的倍數為：

3.4.3 后級放大電路

后級放大電路對經過濾波后的肌電信號進行再次放大，此電路使用兩個反向放大器相連構成，后端反向放大器的增益為1，因此整個電路的增益只與前段反相放大器相關。電路使用8路模擬開關芯片CD4051來控制反饋電阻Rf，從而達到改變增益的目的，其電路設計如圖7所示。

圖7 后級放大電路

后級放大電路的增益為

根據Rf的不同，電路可選擇 1、2、4.3、5.1、8.2、10、15和20等8種不同的增益。

4 系統測試分析

4.1 濾波器電路測試

該部分電路選用100 mV正弦波進行單元電路單步測試，其中50 Hz陷波電路、高通濾波電路和低通濾波電路的增益分別為ANF=1，AHP=2，ALP=2。濾波電路各部分測試結果如表1、表2和表3所示。

表1 50 Hz陷波電路測試結果

表2 高通濾波電路測試結果

表3 低通濾波電路測試結果

由測試結果可以看出，50 Hz工頻陷波電路的陷波范圍為44～56 Hz，中心頻率大致在49.6～50 Hz之間，在50Hz時的衰減深度在17.4%左右；高通濾波電路的理論截止頻率為fHP=20 Hz，與測試表2中的結果相符，高通濾波電路在10 Hz時約衰減88.4%，而在35 Hz時幾乎無衰減；低通濾波電路的理論截止頻率為fLP=500 Hz，與表3中的測試結果相符，低通濾波電路在850 Hz時約衰減86.7%，而在300 Hz時幾乎無衰減。濾波電路滿足了設計要求。

表4 系統總體增益測試

4.2 系統總體增益測試

系統的總體增益由初級放大電路、高通濾波和低通濾波電路，以及后級放大電路共同決定，綜合式（1）、式（6）和式（7）可以得出增益計算公式為：

系統總體增益測試結果如表4所示，表中的AV代表系統實際增益。

4.3 系統性能測試

使用組裝好的表面肌電信號前端處理系統對兩名不同的測試人員（測試人員A與測試人員B）進行前臂屈肌肌電信號的檢測，利用示波器進行肌電信號顯示，結果如圖8所示。從圖中可以看出系統可以準確地捕捉到人體的表面肌電信號，并能清晰地放映力量的大小和爆發過程，也可以反映出不同人員肌肉健壯程度的差別。

圖8 肌電信號圖

5 結論

表面肌電信號是一種復雜而且微弱的生理信號，在表面肌電信號檢測過程中存在著許多影響檢測精度和可靠性的因素，通過分析表面肌電信號采集過程中可能引入的噪聲源，設計完成了一個高共模抑制比的表面肌電信號前端處理系統。通過實驗測試表明，本文系統在表面肌電信號的有效頻域內具有穩定的放大倍數，且具有較高的共模抑制比，可以有效地抑制高、低頻噪聲，共模干擾以及50 Hz工頻干擾，滿足表面肌電信號去噪和放大的要求。

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