1、引言 表面肌電(suRFaceelectromyography,sEMG)信號是神經(jīng)肌肉系統(tǒng)在進行隨意性和非隨意性活動時的生物電變化經(jīng)表面電極引導、放大、顯示和記錄所獲得的一維電壓時間序列信號，其振幅約為0-5000μV，頻率0-1000Hz，信號形態(tài)具有較強的隨機性和不穩(wěn)定性。與傳統(tǒng)的針式肌電圖相比，sEMG的空間分辨率相對較低，但是探測空間較大，重復性較好，對于體育科學研究、康復醫(yī)學臨床和基礎研究等具有重要的學術價值和應用意義。
人體是一導電體，工頻干擾及體外的電場、磁場感應都會在人體內(nèi)形成測量噪聲，干擾sEMG的檢測，所以信號的濾波和電路的屏蔽成為表面肌電信號數(shù)字傳感器
數(shù)字傳感器設計的重點。分為幾個部分：電極、放大電路、濾波電路、A/D轉(zhuǎn)換。
2、電極的設計 本文電極極片的基體用銅制作，表面鍍銀，其形式采用常用的雙極型，并在兩個電極中間插入了一個參考電極，也稱作無關電極，以利于降低噪聲，提高對共模信號的抑制能力。為了消除來自電源線的噪聲，采用差動放大的方法。
肌電信號由兩個電極來檢測，兩個輸入信號“相減”，去掉相同的“共模”成份，只放大不同的“差模”成份。任何噪聲如果離檢測點很遠，在檢測點上將表現(xiàn)為“共模”信號；而檢測表面附近的信號表現(xiàn)為不同，將被放大。因此，相對較遠處的電力線噪聲將被消除，而相對比較近處的肌電信號將被放大。其準確性由共模抑制比(CMRR)來衡量。
肌電信息在人體組織(容積導體)內(nèi)的傳遞，會隨著距離的增加而很快衰減。因此電極宜貼放在肌電發(fā)放最強的肌腹部，以減少鄰近肌肉的肌電干擾(串音)。采用較小的電極可提高選擇性，但會增加電極與皮膚間的接觸阻抗。
3、放大電路的設計 人體肌肉組織是皮表肌電的信號源，它發(fā)放的肌電經(jīng)過皮下軟組織的體電阻傳輸至皮膚表面，體電阻約數(shù)百歐姆，但是，表面電極與皮膚之間的接觸阻抗比較高，約幾千歐姆。接觸電阻還受接觸松緊程度、皮膚清潔程度、濕度、四季時令變化等多種因素影響，變化很大。由此可見，對于放大器來說，肌電信號源是一個高內(nèi)阻的信號源。
在設計肌電信號放大電路時，著重考慮了以下問題：1．高增益：表面肌電信號幅度約在分布μV～mV數(shù)量級之間，是一種極其微弱的信號，要將其放大到一伏左右才能方便使用，所以將放大器的增益設置在80dB。2．高共模抑制比：表面肌電信號的采集易受50Hz工頻電源及其它高頻電噪聲的干擾。但這些干擾信號在放大器的輸入端表現(xiàn)為同幅同相的信號——共模信號，因此選用高共模抑制比的放大電路對干擾信號進行抑制。3．高輸入阻抗：肌肉組織與電極之間的接觸阻抗可能在相當大的范圍內(nèi)變化，天氣干燥地區(qū)，接觸電阻甚至高達幾萬歐姆，在這種條件下，即使放大器的共模比極優(yōu)良，如果輸入阻抗不夠高，共模干擾信號也會造成輸出誤差。因此必須提高放大器的輸入阻抗。
根據(jù)以上所述，設計的肌電信號采集電路要求具有高增益、高輸入阻抗、高共摸抑制比(CMRR)、低零漂、低失調(diào)、低功耗、尤其是低的1/f噪聲電壓。本文選用德州儀器(TexasInstruments)公司的Burr-Brown系列的同相并聯(lián)差動三運放儀表放大器INA128PA為核心器件搭建了前置放大電路，獲得了良好的電路效果。該芯片內(nèi)部原理電路圖如圖1所示。
圖1INA128內(nèi)部原理圖
表面肌電信號非常微弱，從電極引導出的信號夾雜著很強的干擾信號，為了避免在干擾較強時信號進入非線性區(qū)引起嚴重失真，應該采用兩級放大。儀用放大器INA128作為一級放大，設計比例運算放大器作為二級放大。
4、濾波器的設計 表面肌電信號一般只有毫伏級電壓，信號中往往夾帶著低頻(接近直流)和高頻的干擾信號，真正有用的肌電信號大致在10Hz－500Hz之間。除此之外，50Hz的工頻信號也是一個重要的干擾源，如果不去除可能會掩蓋表面肌電信號，根據(jù)這些特殊要求，專用濾波器必須具有隔直、濾波功能，并且要求具有高共模抑制比和好的抗干擾性。低通濾波器采用壓控電壓源型二階低通濾波器。
50Hz工頻信號對表面肌電信號的采集有很大的影響，它的頻率恰好在表面肌電信號能量集中的頻段，且其幅度比表面肌電信號大1－3個量級，因此必須除去。本設計中采用雙T有源濾波器來濾除50Hz的工頻信號，如圖2所示。
圖2雙T有源濾波器電路
下面來分析可能引入工頻干擾的途徑：1由空間輻射引入：空間的電磁場可以通過檢測設備中的電極連線、印刷電路板上的連線、器件引腳或器件本身感應為相應頻率成分的電流，成為噪聲混入肌電信號。空間的電磁場可能來自于多種源，最致命的是電網(wǎng)輻射造成的工頻干擾。2由直流電源引入：檢測設備中，為有源器件供電的直流電源通常都是由工頻交流電源變壓、整流、穩(wěn)壓而得到的。直流穩(wěn)壓電源不可能達到理想的濾波效果。以紋波形式存在的工頻(或其諧波)電流會通過電源引入到放大電路中。3由受試者身體引入：暴露于空間電磁場中的受試者身體同樣會感應電磁場而產(chǎn)生感應電流，受試者身體所感應的工頻電流通過檢測電極，與生物電信號一起加到放大器輸入端，形成工頻干擾。
針對直流電源引入的工頻干擾，采用電池對有源器件進行供電。采用電池供電不僅避免了整流穩(wěn)壓電源紋波所帶來的工頻干擾問題，而且還消除了因漏電而導致受試者被電擊傷的可能。由于電池的電壓較低，用多節(jié)電池又會顯得體積龐大，所以采用DC/DC模塊來升壓解決芯片的供電問題。
5、A/D轉(zhuǎn)換 由于采樣頻率并不高，選用8位串行A/D轉(zhuǎn)換器ADC0832即可。ADC0832使用采樣—數(shù)據(jù)—比較器的結構，采用逐次逼近方式進行轉(zhuǎn)換。根據(jù)多路器的軟件配置，單端輸入方式下，要轉(zhuǎn)換的輸入電壓連到一個輸入端和地端；差分輸入方式下，要轉(zhuǎn)換的輸入電壓連到一個輸入端和另一輸入端。ADC0832的兩輸入可以分配為正極或負極，可以由多路器進行軟件配置。但是要注意的是，當連到分配為端的輸入電壓低于分配為負端的輸入電壓時，轉(zhuǎn)換結果為全0。通過和控制處理器相連的串行數(shù)據(jù)鏈路傳送控制命令，用軟件對通道選擇和輸入端的配置。串行通信格式在不增加封裝大小的情況下，可以在轉(zhuǎn)換器中包含更多的功能。另外，可把轉(zhuǎn)換器和模擬傳感器放在一起，和遠端的控制處理器串行通信，而不是進行低電平的模擬信號的遠程傳送。這樣的處理使返回到處理器的是無噪聲的數(shù)字數(shù)據(jù)，避免了模擬信號遠傳的干擾。整個采集系統(tǒng)的硬件結構設計完畢，具體電路圖3所示：
圖3系統(tǒng)電路圖
6、結論 表面肌電信號非常微弱，先要對微弱信號進行放大，才能達到AD采集單元的要求，而且由于人體是一導電體，工頻干擾及體外的電場、磁場感應都會在人體內(nèi)形成測量噪聲，干擾肌電信息的檢測，嚴重影響了測量系統(tǒng)的工作和有用信號的正確測量。本文根據(jù)表面肌電信號產(chǎn)生特點和采集技術的基本要求，設計了表面肌電信號數(shù)字傳感器，取得了良好的試驗效果。
滬公網(wǎng)安備31010802001143號
