針對微弱表面肌電信號的采集電路設計

周明娟，王語園，王田戈，冉蠡

1.陜西鐵路工程職業技術學院，陜西渭南714000；2.西安理工大學水利水電學院，陜西西安710048

前言

肌電信號蘊藏著很多肢體運動的相關信息，并反映了神經、肌肉的功能狀態。通過表面電極的引導、放大、顯示和記錄，獲得一維電壓時間序列信號，即表面肌電信號（Surface Electromyography,sEMG）。肌電分析與識別不僅是基礎研究的需要，同時也具有著重要的臨床意義［1］。因此，對肌電信號進行可靠穩定的采集，是實現進一步研究的前提和基礎。

近年來，隨著電子技術的發展和生物電信號的深入研究，肌電信號的相關采集設備及儀器大量涌現［2］。然而，市面上出售的該類儀器大多電路復雜，成本高昂，因此不利于推廣使用。針對此，本文將介紹一種基于高階濾波的sEMG拾取電路，系統設計合理，可有效避免采集過程中的各類干擾噪聲，采集結果準確，且成本低廉。

1 sEMG特點及采集干擾源分析

1.1 sEMG特點

雖然肌電信號的參數受到各方面因素影響，但其仍具有一定規律。其特點如下［3-5］：（1）信號極其微弱，幅值在0～5 mV內，極易被噪聲淹沒；（2）具有交變性；（3）信號頻率范圍低，以20～1 000 Hz為主，且主要能量集中在50～150 Hz；（4）強噪聲背景；（5）時刻變化，是非平穩的［6］。

1.2 sEMG采集過程中的干擾分析

上述分析可知，肌電信號具有隨機性、不穩定性和非線性等特點，因此在信號的采集過程中，必須充分考慮采集過程面臨的噪聲干擾，并盡可能抑制。可能引入噪聲的途徑有：（1）電網產生的50 Hz工頻干擾［7］，其位于采集信號的能量集中頻段，且幅度是有用信號的1～3個量級；（2）空間電磁場干擾；（3）受試者本身的感應電流，易造成共模干擾；（4）其它生物電信號的干擾；（5）檢測設備（如電源）的干擾、刺激偽跡、高頻干擾、運動偽跡等。

2 采集電路設計

針對sEMG特征，綜合上述各種干擾，本文設計出一套具有良好抗噪聲性能的采集電路。整體方案如圖1所示，拾電電極一對差分電極，測量時沿肌纖維方向放置，以此來引導皮表電位差；經過前置放大電路進行信號的初步放大，通過帶通濾波器濾除低頻干擾、環境噪聲及混雜在當中的其他生理信號；再通過50 Hz陷波電路將工頻干擾去除；最后通過二級放大電路將處理后的信號放大至所需電壓伏級，便于后續處理。

圖1 sEMG采集系統框圖Fig.1 Surface electromyography(sEMG)signal acquisition circuit

2.1 拾電電極

sEMG信號通過拾電電極來完成體表與放大電路之間的耦合。電極材料、結構、放置位置以及接觸程度都對信號的拾取有著很大的影響。本文采用銀-氯化銀（Ag-AgCl）電極片作為拾取電極。為降低噪聲，并提高共模抑制比，電極整體結構采用雙極型，兩檢測電極之間距離確定為20 mm，同時增加一個參考電極，助于構成差分系統［8］。安裝電極之前，用酒精清洗待測處、涂抹導電膏等，便于電極與肌肉皮表有效接觸，助于拾電電極獲取良好的sEMG。

2.2 前置放大器

拾取的sEMG直接送入前置放大器。由于肌電信號極其微弱，易受干擾，前置放大器需滿足高共模抑制比、高輸入阻抗、高增益、低噪聲及低漂移等要求［9-11］。本文選擇ADI公司的儀表放大器AD620，該芯片具有高精度、低失調電壓和低失調漂移、低噪聲、低輸入偏置電流和低功耗特性，非常適合電池供電的便攜式應用［8］。采用差動輸入的方式，僅需一個外部調節電阻，即可實現放大增益1～1 000的調節。增益計算公式如下：

其中，RG為可調節電位器阻值。

為保證信號不在濾波前被過分放大［12］，宜采用兩級放大的方式。將第一級放大電路的放大增益設置為200倍，使肌電信號放大至百位伏級，便于后續處理。前置放大電路原理圖如圖2所示。

圖2 sEMG采集系統前置放大電路原理圖Fig.2 sEMG signal acquisition system preamp circuit schematic diagram

2.3 帶通濾波器

帶通濾波器由高通和低通濾波器級聯而成，可濾除混雜其中的各種高低頻干擾及其它生物電信號，同時，保證有用信號不被濾除［13］。依據sEMG的特征和其他干擾信號的頻率特性對濾波器的截止頻率進行設定。采集過程肌肉發生收縮，檢測電極和皮膚之間由于摩擦產生移動偽差，頻率小于20 Hz，將造成信號大幅度漂移。本文設定高通濾波器的截止頻率為20 Hz，濾除干擾的同時可消除由于sEMG固有的不穩定性引入的噪聲［14］。其次，sEMG是低頻信號，其頻譜主要分布為20～500 Hz，絕大部分能量都集中在50～150 Hz。設計低通濾波器的截止頻率為500 Hz，以此達到抑制高頻干擾的目的。

所設計帶通濾波器區別于其它采集裝置的一個明顯特點——采用十階濾波器的設計方法。傳統的肌電信號采集裝置帶通濾波器一般采用四階巴特沃斯濾波器，階數較低造成濾波器阻帶下降速度緩慢，進而對干擾的衰減能力降低，不能有效抑制高頻干擾。本設計采用十階濾波器——即五階低通和五階高通濾波器級聯組成［15］。低通和高通濾波部分均采用一個Sallen-Key 3階和一個Sallen-Key 2階濾波器。同時，采用奇次在前、偶次在后的方式連接，可避免高頻泄露信號混入輸出信號中。Sallen-Key濾波器即增益為1的Butterworth濾波器，拓撲結構也極易調整，改變Sallen-Key濾波器增益的同時也就改變了濾波器的幅頻特性與類型。

濾波器中RC元件的精度和所需的頻率特性關系密切。本文優先將電容進行組合，最后再計算和選取電阻。在圖3所示原理圖中，低通濾波器的參數關系為：fH=1/(2πRC)，R1=R2=R3=R4=R5=R，C1=1.354C，C2=1.753C，C3=0.421C，C4=3.236C，C5=0.309C。高通濾波器的參數關系為：fL=1/(2πRC)，C6=C7=C8=C9=C10=C，R6=R/1.354，R7=R/1.753，R8=R/0.421，R9=R/3.236，R10=R/0.309。實際仿真時，為了確保得到期望精度，在設定元件誤差時，要根據實際條件進行分析和設定。仿真結果表明，帶通濾波器阻帶衰減速率近似達到-100 dB/dec，對通帶以外的干擾信號及其它生理電信號衰減性能極好。如圖4所示。

圖3 帶通濾波器原理圖Fig.3 Band-pass filter schematic diagram

圖4 帶通濾波器幅頻特性曲線Fig.4 Band-pass filter amplitude-frequency characteristic curve

2.4 工頻陷波器

由市電供電電器干擾、檢測儀器的不良接地以及檢測者本身所造成的工頻干擾是采集過程中最大的干擾［16-18］，且直接與有用信號混雜在一起，盡可能去除此干擾是采集成功與否的關鍵。假設V1和V2是差分檢測的兩個輸入信號（實際測試時兩電極之間距離為2 cm），Vn為工頻干擾，且放大器具有理想減法功能。此時輸出信號為：

由此可將工頻干擾消除。本文采用有源雙T帶阻濾波器，原理圖如圖5所示。

圖5 陷波器原理圖Fig.5 Notch filter schematic diagram

雙T網絡中，陷波點的衰減能達到的最低限度與兩支路R、C的對稱度密切相關。因此，要嚴格保證R、C之間的對稱關系。其中：R11=R12=2R13=R，；中心頻率為：

50 Hz工頻干擾位于有用信號能量集中頻段，要求陷波器既能濾除干擾，又保留有用信號［19］，因此要求陷波器具有高可調的Q值（品質因數）。本設計加入了一個電位器R14，在實驗過程中通過靈活調整來改變Q值，取得最佳采集效果。Q值與電位器的調節系數k之間的關系為：

由圖6的仿真結果可看出，Q值越大，陷波器對其它頻率的信號影響越小，同時，微小的頻率變化就可以使得衰減量減少。

圖6 陷波器在不同Q值下的幅頻特性Fig.6 Amplitude-frequency characteristics of the notch filter under different Q values

2.5 二級放大器

二級放大器原理與前置放大器類似。本文將二級放大器增益設置為5倍，此時整個采集裝置的放大增益可達1 000倍，即對sEMG進行了60 dB的有效放大。最后，由專用的屏蔽導線將信號送入終端，以便做后續處理。

3 實驗結果及分析

實驗驗證所設計采集裝置的有效性和可行性，并對信號做頻譜分析，驗證采集結果的可靠性。為保證取得良好的實驗效果，實驗前需對受試者檢測皮膚做相關處理，選取合適的電極放置位置等，采集現場如圖7所示。

圖7 信號采集現場示意圖Fig.7 Signal acquisition scene

3.1 握拳、展臂的sEMG采集結果及頻譜分析

依次進行握拳和展臂實驗，在示波器上觀察，結果如圖8所示。從上述結果可以看出，兩種方式下產生的電信號波形包絡線大體一致。由于兩種運動模式下，肌肉收縮強度不同，因此，展臂方式采集到的信號幅值大于握拳方式。對信號進行FFT變換，并進行頻譜分析。結果如圖9所示。可以看出，兩種方式下的sEMG信號頻率分布具有典型的噪聲特性［19］，主要能量集中在0～500 Hz，在50～200 Hz區間內更為明顯，這符合肌電信號的頻率特性［20］。此外，展臂模式下信號幅值大于握拳模式，從而證明采集電路的可靠性。

圖8 時域波形Fig.8 Time-domain waveforms

圖9 頻譜分析結果Fig.9 Frequency-spectrum analysis results

3.2 電刺激儀下的sEMG采集結果及頻譜分析

使用某品牌電刺激治療儀來刺激肌肉，并采集結果。（1）直流電刺激電壓為1 V時，采集結果如圖10所示。（2）直流電刺激電壓為5 V時，采集結果如圖11所示?？梢钥闯?，信號的幅值隨著不同強度電壓刺激的變化而變化。電壓越大，信號幅值越大；反之，幅值越小。從頻域分析結果可得，不同刺激電壓下的sEMG頻率分布基本一致。

圖10 1 V刺激下時域和頻域分析結果Fig.10 Time-and frequency-domain analyses under 1 V stimulation

圖11 5 V刺激下時域和頻域分析結果Fig.11 Time-and frequency-domain analyses under 5 V stimulation

4 結論

本文提出一套基于高階濾波的sEMG信號采集電路設計方案。該采集電路具有可調節高增益放大器、高輸入阻抗及高共模抑制比，有效濾除各類噪聲及工頻干擾，結構簡單、便攜方便、功耗小而成本低，采集效果良好，并具備高可信度，具有較高的應用價值。后續研究中，將對采集的信號進行進一步提取并做詳細的分析驗證。