周明娟,逯 邁

(蘭州交通大學(xué)光電技術(shù)與智能控制教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室,蘭州 730070)

表面肌電信號(hào)sEMG(surface Electromyograms)是一種生物電信號(hào),發(fā)源于脊髓中的運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元,是產(chǎn)生肌肉力的電信號(hào)根源。肢體在運(yùn)動(dòng)時(shí),神經(jīng)系統(tǒng)發(fā)出肌肉收縮的指令,大腦皮層中控制運(yùn)動(dòng)區(qū)域的神經(jīng)元興奮并產(chǎn)生電脈沖,通過神經(jīng)系統(tǒng)來傳遞。一系列的神經(jīng)沖動(dòng)沿神經(jīng)肌肉接頭傳遞到所支配的肌纖維,影響運(yùn)動(dòng)系統(tǒng),引起肌肉收縮,這樣肢體就可完成大腦意向所設(shè)定的動(dòng)作。肌纖維中的這種電變化稱為運(yùn)動(dòng)單元?jiǎng)幼麟娢?MUAP),肌電信號(hào)(EMG)是眾多MUAP在時(shí)間和空間上的疊加[1]。

表面肌電信號(hào)(sEMG)則是肌肉上各點(diǎn)的運(yùn)動(dòng)單位產(chǎn)生的動(dòng)作電位序列通過皮下組織和皮膚,在皮膚表面疊加而成,可經(jīng)由表面電極的引導(dǎo)來獲得。它反映了神經(jīng)肌肉的功能狀態(tài),蘊(yùn)涵了有關(guān)肌肉活動(dòng)的各種信息。區(qū)別于傳統(tǒng)的針電極檢測(cè)方式,表面電極可以做到檢測(cè)無創(chuàng)傷無痛苦。隨著生物電信號(hào)研究的深入和檢測(cè)技術(shù)的發(fā)展,表面肌電信號(hào)(sEMG)已廣泛用于人類生活的各個(gè)領(lǐng)域,如生物醫(yī)學(xué),人工假肢控制以及模式識(shí)別等[2-4]。而實(shí)現(xiàn)上述應(yīng)用的基礎(chǔ),就是對(duì)肌電信號(hào)進(jìn)行可靠而穩(wěn)定的采集。近幾年來,伴隨著電子技術(shù)的發(fā)展和軟件開發(fā)平臺(tái)的應(yīng)用,肌電信號(hào)的采集技術(shù)得到不斷的提升,涌現(xiàn)出相當(dāng)多的高信噪比儀器。但該類儀器大多擁有復(fù)雜的電路以及高昂的成本,不利于推廣使用。本文將介紹一種通過表面電極拾取sEMG的信號(hào)采集電路,系統(tǒng)設(shè)計(jì)簡(jiǎn)單,成本低廉。

1 sEMG的數(shù)學(xué)模型

信號(hào)的處理方法與信號(hào)的合理模型是緊密聯(lián)系的。了解sEMG的產(chǎn)生機(jī)理和數(shù)學(xué)模型,有助于指導(dǎo)sEMG檢測(cè)系統(tǒng)的設(shè)計(jì),并對(duì)信號(hào)處理的最終效果有重大影響。

表面肌電信號(hào)(sEMG)發(fā)源于脊髓中的運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元,其軸突伸展到肌纖維處,由終板區(qū)與肌纖維耦合。在中樞神經(jīng)控制的下,運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元發(fā)放電脈沖沿軸突傳導(dǎo)至肌纖維,引起肌纖維收縮而產(chǎn)生肌張力。電脈沖傳播時(shí)在人體的軟組織中產(chǎn)生電流場(chǎng),這樣我們?cè)趯?duì)應(yīng)的肌肉組織處放置檢測(cè)電極,就可以在檢測(cè)電極和參考電極之間檢測(cè)出電位差。我們由sEMG的產(chǎn)生機(jī)理得到一個(gè)簡(jiǎn)化的模型,如圖1所示[5]。

圖1 表面肌電信號(hào)產(chǎn)生模型

(1)

這樣最后的生理肌電信號(hào)y(t)就是M個(gè)MUAPT的總和

(2)

2 sEMG特征及存在的干擾分析

分析sEMG的產(chǎn)生機(jī)理可以知道,sEMG信號(hào)是神經(jīng)肌肉系統(tǒng)通過隨意性和非隨意性活動(dòng)產(chǎn)生的生物電變化,在肌肉動(dòng)態(tài)活動(dòng)中,產(chǎn)生的sEMG信號(hào)具有典型非穩(wěn)態(tài)和非線性信號(hào)的基本特征[6]。①sEMG信號(hào)非常微弱,幅度范圍在0～5 mV范圍內(nèi);②頻率范圍低,sEMG信號(hào)的頻率在20 Hz～1 000 Hz,主要能量集中在50 Hz～150 Hz范圍內(nèi)[7];③強(qiáng)噪聲背景,由不同生理電信號(hào)間的相互影響,工頻干擾,系統(tǒng)自身及外界的噪聲影響等,構(gòu)成了sEMG信號(hào)提取過程中的強(qiáng)噪聲背景;④信號(hào)隨機(jī)性強(qiáng),由于生物體與外界聯(lián)系密切,sEMG信號(hào)時(shí)刻在變化,且是非平穩(wěn)的[8]。

正是因?yàn)榧‰娦盘?hào)的非線性、不穩(wěn)定性、隨機(jī)性等特點(diǎn),使得在信號(hào)采集中,不得不對(duì)干擾和噪聲進(jìn)行有效地抑制。也就是說,肌電信號(hào)采集的前提條件就是抗干擾和低噪聲。接下來,我們分析一下可能引入干擾的途徑:①我們國(guó)家的交流電網(wǎng)頻率是50 Hz,人們將電網(wǎng)產(chǎn)生的干擾稱為工頻干擾,這也是信號(hào)采集過程中最大的干擾。由于工頻干擾頻率正好處于肌電信號(hào)能量集中的頻段,且幅度通常比有用信號(hào)大1～3個(gè)量級(jí),因此如何去除工頻干擾問題是肌電信號(hào)采集的關(guān)鍵。②我們生活的環(huán)境充斥著電磁場(chǎng),空間的電磁場(chǎng)通過檢測(cè)設(shè)備上的連線、器件引腳等作為噪聲混入有用信號(hào)。③檢測(cè)設(shè)備中,為運(yùn)放等有源器件供電的直流電源不可能達(dá)到理想濾波效果,以紋波形式存在的工頻電流會(huì)通過電源饋電引入到放大電路中。④受試者暴露于空間電磁場(chǎng),身體會(huì)感應(yīng)電磁場(chǎng)從而產(chǎn)生感應(yīng)電流,通過檢測(cè)電極與有用信號(hào)一起加到放大器輸入端,形成共模干擾。

3 sEMG信號(hào)采集電路的設(shè)計(jì)

針對(duì)表面肌電信號(hào)的特征及考慮上述各種干擾問題,本文設(shè)計(jì)一套具有良好抗噪聲性能的表面肌電信號(hào)采集電路。整個(gè)采集系統(tǒng)由檢測(cè)電極、前置放大電路、高通濾波器、低通濾波器、50 Hz工頻陷波電路、二級(jí)放大電路等組成,如圖2所示。

圖2 表面肌電信號(hào)采集系統(tǒng)框圖

其工作的大致流程為:沿肌纖維方向放置的兩個(gè)檢測(cè)電極構(gòu)成一對(duì)共模抑制比較高的差分電極,用于引導(dǎo)皮表電位差;然后前置放大電路對(duì)電極引出的差分信號(hào)進(jìn)行初步放大;接著由帶通濾波器濾除由運(yùn)動(dòng)偽跡產(chǎn)生的低頻干擾和環(huán)境噪聲,以及混入sEMG的其他生理電信號(hào);之后再由50 Hz陷波電路濾除工頻干擾;最后通過二級(jí)放大電路將經(jīng)過前期放大和濾波處理的sEMG信號(hào)放大到所需電壓等級(jí),并將結(jié)果在示波器上顯示,便于信號(hào)的觀測(cè)和后續(xù)處理。

3.1 表面電極

人體生物電的檢出,必須依靠感受器——電極的引導(dǎo)。由于肌電信號(hào)比較微弱,因此引導(dǎo)肌電信號(hào)的電極選擇關(guān)系甚大。在選取電極和安放電極時(shí),我們需要考慮以下幾點(diǎn)因素:①電極的材質(zhì)和結(jié)構(gòu)。不同材質(zhì)的電極,其阻抗差異較大。由于皮膚——電極阻抗會(huì)對(duì)肌電信號(hào)有較大的衰減,所以在選型上有必要選擇低阻抗材質(zhì)的采集電極,從源頭上解決信號(hào)衰減的問題。電極結(jié)構(gòu)包括電極與皮膚接觸的面積、形狀。在一定范圍內(nèi),電極的表面積越大,皮膚——電極阻抗越小,測(cè)得的信號(hào)幅值越大,受電極與皮膚接觸面的噪聲干擾也越小。②電極的安放位置及極間的距離。sEMG信號(hào)的采集受到目標(biāo)肌的電極放置位置和電極間的距離的影響[9]。測(cè)量電極間距過小可能造成短路,距離過大,不但增大噪聲干擾,還增加了肌電信號(hào)的交疊。此外,該距離還將影響肌電信號(hào)的帶寬和幅值,距離減小則信號(hào)的帶寬向高頻處移動(dòng),幅值變低。因此,應(yīng)使測(cè)量電極之間的距離固定。

據(jù)此,我們選用銀-氯化銀(Ag-AgCl)電極片來作為檢測(cè)電極,該電極具有極化電壓小、噪聲低、運(yùn)動(dòng)偽跡小等優(yōu)點(diǎn)。電極尺寸大小直徑約為55 mm,采用雙極系統(tǒng),也就是兩個(gè)檢測(cè)電極,外加一個(gè)參考電極,兩個(gè)檢測(cè)電極之間的距離取10 mm～30 mm[10]。這樣有助于構(gòu)成差分系統(tǒng),提高共模抑制比,信噪比好。此外,在安裝電極之前,出于減小皮膚——電極之間的阻抗的考慮,可以對(duì)皮膚做一些準(zhǔn)備處理,包括用95%的乙醇溶液等清洗待粘貼處、涂抹固態(tài)導(dǎo)電膏等措施[11]。

3.2 前置放大電路

由于肌電信號(hào)非常微弱,且極易受到干擾,常常淹沒在大量的噪聲中,前置放大電路的設(shè)計(jì)是有效地獲sEMG的關(guān)鍵[12],因此,對(duì)肌電信號(hào)前置放大器有以下基本要求[13]:

①高輸入阻抗。由于生物電信號(hào)源本身是高內(nèi)阻的微弱電信號(hào),加之電極提取又呈現(xiàn)出不穩(wěn)定的高內(nèi)阻性質(zhì),這就要求放大器有很高的輸入阻抗,以盡量減少信號(hào)在內(nèi)阻上的衰減。

②高共模抑制比。信號(hào)采集過程中,工頻噪聲以及人體攜帶的干擾信號(hào)是以共模信號(hào)的形式輸入放大器的,選用差動(dòng)放大的形式,CMRR值越高,系統(tǒng)抑制干擾的能力越強(qiáng)。

③高增益。生物電信號(hào)幅值小,在保證共模抑制比較大的前提下,應(yīng)提高前置放大器的增益。

④低噪聲。低噪聲性能主要取決于前置級(jí)的放大增益,合理分配前置放大器的增益,可以使系統(tǒng)獲得良好的低噪聲性能。

⑤低漂移。肌電電信號(hào)為低頻信號(hào),放大器的基線漂移會(huì)對(duì)測(cè)量結(jié)果產(chǎn)生嚴(yán)重影響。而采用差動(dòng)輸入的形式,有助于實(shí)現(xiàn)低漂移性能。

基于以上分析指標(biāo),我們選擇ADI公司的儀表放大器AD620。該放大器是一款低成本、高精度儀表放大器,它在寬頻率范圍內(nèi)具有優(yōu)良的共模抑制能力,其兩個(gè)輸入端采用對(duì)稱結(jié)構(gòu),差動(dòng)輸入的方式,僅需一個(gè)外部調(diào)節(jié)電阻,就可以實(shí)現(xiàn)放大增益1～1 000的調(diào)節(jié)。此外,AD620具有低噪聲、低漂移、低輸入偏置電流和低功耗特性,非常適合EMG、檢測(cè)儀等醫(yī)療設(shè)備。前置放大電路原理圖如圖3所示。其增益計(jì)算公式為

(3)

現(xiàn)簡(jiǎn)要分析一下系統(tǒng)設(shè)計(jì)過程中采用兩級(jí)放大的方式的原因。之所以這樣設(shè)計(jì)是為了系統(tǒng)低噪聲和高增益的平衡。對(duì)于級(jí)聯(lián)系統(tǒng),其噪聲系數(shù)可以用式(4)表示:

(4)

式中:N為系統(tǒng)總的噪聲指標(biāo),N1,N2,N3,等分別為各級(jí)的噪聲指標(biāo),K1,K2,K3為各級(jí)的增益指標(biāo)。由式(4)可以看出,系統(tǒng)的噪聲系數(shù)主要取決于第1級(jí),為了控制系統(tǒng)總噪聲,應(yīng)對(duì)各級(jí)的增益和噪聲系數(shù)進(jìn)行綜合考慮和分配[14]。此外,在信號(hào)實(shí)際檢測(cè)過程中,從表面電極引出的肌電信號(hào)中混有外界干擾和直流分量,如果初級(jí)放大增益過大,外界干擾和直流分量也將同時(shí)被放大,這將造成運(yùn)放輸出飽和,而丟失真正有用的肌電信號(hào)[15]。為防止信號(hào)在濾波之前被過分放大,而采用兩級(jí)放大方案,將濾波級(jí)置于兩級(jí)放大電路之間,就可以很好的避免這個(gè)問題。我們將第1級(jí)放大電路的放大增益設(shè)置為200倍,使肌電信號(hào)放大到百位毫伏級(jí),以便于后續(xù)電路的處理。

圖3 sEMG采集系統(tǒng)前置放大電路

3.3 帶通濾波電路

從前置放大電路輸出的信號(hào)中,除了我們所需要的肌電信號(hào)外,還混雜有其他高低頻干擾以及其他生物電信號(hào)等。針對(duì)這一問題,我們?cè)O(shè)計(jì)一個(gè)由高通濾波器和低通濾波器級(jí)聯(lián)而成的帶通濾波器來濾除噪聲干擾,濾波器的截止頻率結(jié)合表面肌電信號(hào)的特征及其他干擾源的頻率特性來進(jìn)行設(shè)定。

首先,考慮到采集過程中,由于肌肉收縮,電極與皮膚之間摩擦而產(chǎn)生微小的移動(dòng),這個(gè)移動(dòng)偽差的頻率小于20 Hz,如果不加以濾除,會(huì)造成信號(hào)的大幅度上下漂移。我們?cè)O(shè)計(jì)截止頻率為20 Hz的高通濾波器來去除這一影響,同時(shí)可以消除由于表面肌電信號(hào)固有的不穩(wěn)定性引入的噪聲[16]。

再考慮到表面肌電信號(hào)頻率低,頻譜主要分布在20 Hz～500 Hz之間,其中的絕大部分能量都集中在50 Hz～150 Hz之間的特點(diǎn),我們?cè)O(shè)計(jì)截止頻率為500 Hz的低通濾波器來抑制高頻干擾。值得注意的是,大部分肌電信號(hào)的采集裝置的帶通濾波部分都是采用四階巴特沃茲濾波器來實(shí)現(xiàn),由于階數(shù)較低,所以濾波器阻帶下降速度比較慢,對(duì)干擾的衰減能力比較差,不能有效抑制高頻干擾。因此針對(duì)這一問題,本文提出了十階濾波器的設(shè)計(jì)方法。整個(gè)帶通濾波器由五階低通濾波器和五階高通濾波器級(jí)聯(lián)而成。兩個(gè)部分均選用一個(gè)Sallen-Key 3階和一個(gè)Sallen-Key 2階濾波器聯(lián)合組成,以這種奇次在前偶次在后的連接方式,可以避免輸出信號(hào)中混入高頻泄露信號(hào)。Sallen-Key 濾波器是增益為1的Butterworth 濾波器,其拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)容易調(diào)整。改變Sallen-Key濾波器的增益同時(shí)就改變了濾波器的幅頻特性和類型。圖4所示具體的帶通濾波器。

圖4 十階帶通濾波器原理圖

依據(jù)圖4所示的帶通濾波器的電路原理圖,并配置以相應(yīng)的元件參數(shù),對(duì)其進(jìn)行仿真,可得到如圖5所示帶通濾波器的幅頻特性曲線?？梢钥闯?帶通濾波器的阻帶衰減速率近似達(dá)到-100 dB/(°),對(duì)通帶以外的干擾信號(hào)及其他生理信號(hào)衰減性能極佳。

圖5 帶通濾波器幅頻特性曲線

在濾波器的運(yùn)放選型上,選用德州儀器TI(Texas Instruments)公司的LM258芯片,其內(nèi)部包括有兩個(gè)獨(dú)立的、內(nèi)含頻率補(bǔ)償?shù)碾p運(yùn)算放大器,適合于電源電壓范圍很寬的單電源使用,也適合于雙電源工作模式。由于濾波器的頻率特性與R、C元件的精度有很大的關(guān)系,因此需要選用精度盡量高的R、C元件。參數(shù)設(shè)定時(shí),要選用在參數(shù)范圍內(nèi)容易得到的R、C元件,尤其是電容,容易得到的容量值是有限的,因此優(yōu)先設(shè)定電容元件的參數(shù),然后以此為依據(jù),設(shè)定電阻的參數(shù)。一般來說,在普通應(yīng)用中,阻值在K級(jí)至100 K級(jí)是比較合適的,在濾波電路中,電阻選擇1%E96系列,可以達(dá)到比較高的精度。R、C元件的選取可以借助LRC參數(shù)表確定,有時(shí)也需要將多個(gè)元件組合使用。

3.4 工頻陷波電路

對(duì)于受試者身體引入的工頻干擾,由于這部分工頻干擾在進(jìn)入檢測(cè)電路前就直接和sEMG信號(hào)混合在一起,所以是很難濾除的,也是技術(shù)上難解決的問題。我們來分析一下,對(duì)于差分檢測(cè),設(shè)V1和V2分別為兩個(gè)電極處的肌電信號(hào),與差分放大器相連的兩個(gè)電極距離一般較近(我們用的表面電極間距2 cm),較遠(yuǎn)處電力線等干擾源產(chǎn)生的工頻干擾在兩個(gè)電極處的幅度基本相同,設(shè)為Vn。如果兩個(gè)電極處的工頻干擾相位相同且差分放大器具有理想減法功能,增益為G的差分放大器輸出端的輸出信號(hào)為

Vo=G((V1+Vn)-(V2+Vn))=G(V1-V2)

(5)

這樣,工頻干擾被消除。我們采用有源雙T帶阻濾波器來濾除工頻干擾。在雙T網(wǎng)絡(luò)中,兩支路R、C的對(duì)稱度決定陷波點(diǎn)的衰減能達(dá)到的最低限度,必須保持R,R和R/2以及C,C和2C之間的嚴(yán)格對(duì)稱關(guān)系?；谝陨侠碚?我們?cè)O(shè)計(jì)了如圖6所示的陷波器電路圖。

圖6 陷波電路原理圖

(6)

為了最大程度濾除50 Hz工頻干擾,同時(shí)又不會(huì)損失太多肌電信號(hào),要求陷波器具有高可調(diào)的Q值(品質(zhì)因數(shù))。Q值越大,體現(xiàn)在幅頻特性曲線上就是谷間距變得越狹窄,因此陷波器對(duì)工頻噪聲頻率點(diǎn)以外的肌電信號(hào)的影響就越小,同時(shí)微小的頻率變化就會(huì)使衰減量減小,但是Q值過大,又會(huì)對(duì)50 Hz頻率點(diǎn)處工頻干擾衰減能力降低,而且容易造成系統(tǒng)失穩(wěn)。所以,針對(duì)這一問題,我們?cè)陔娐吩O(shè)計(jì)時(shí)加入一個(gè)Q值調(diào)節(jié)電位器R14。在實(shí)際使用中,可以通過實(shí)測(cè)效果調(diào)整電位器旋鈕來靈活改變Q值,以便取得良好的采集效果。Q值與電位器的調(diào)節(jié)系數(shù)K之間的關(guān)系為

(7)

根據(jù)圖6所示的電路原理圖,在仿真軟件環(huán)境下搭建相應(yīng)的電路,并設(shè)置相應(yīng)的元件參數(shù),仿真結(jié)果如圖7所示,當(dāng)改變Q值時(shí),得到不同的衰減特性,Q值越大,谷間距變得越狹窄,陷波器對(duì)其他頻率的信號(hào)影響就越小,同時(shí)微小的頻率變化就會(huì)使衰減量減小,從而驗(yàn)證了電路元件參數(shù)的有效性。

圖7 圖6電路中的Q為0.25、2.5、25時(shí)的幅頻特性

3.5 二級(jí)放大電路

經(jīng)過前幾級(jí)電路的處理,得到的肌電信號(hào)已基本純凈,但想要對(duì)其作進(jìn)一步分析和利用,還必須將此信號(hào)放大至0～5 V或者更大標(biāo)準(zhǔn)。因前置放大增益200倍,將二級(jí)放大增益調(diào)整至5倍,則整個(gè)采集裝置的放大增益達(dá)到1 000倍,可以對(duì)sEMG信號(hào)進(jìn)行60 dB的有效放大。

最后,由儀用專用屏蔽導(dǎo)線將信號(hào)傳送至終端,例如示波器、AD轉(zhuǎn)換器、虛擬儀器及嵌入式系統(tǒng)等作后續(xù)處理(這在本系統(tǒng)中不予討論)。

4 sEMG信號(hào)采集實(shí)驗(yàn)結(jié)果

我們通過以下幾種不同的肌肉運(yùn)動(dòng)方式,在示波器參數(shù)設(shè)置不變的前提下,觀察所采集的肌電信號(hào)波形。其中,橫軸表示時(shí)間,每大格代表1 s,縱軸代表信號(hào)被放大后的幅值,每大格代表1 V。圖8為采集過程現(xiàn)場(chǎng)示意圖。

圖8 sEMG采集過程現(xiàn)場(chǎng)示意圖

①展臂和握拳+展臂

將檢測(cè)電極置于肱二頭肌處,參考電極在肘關(guān)節(jié)的外側(cè)骨骼突出處,觀察展臂和握拳+展臂過程中采集到的肌電信號(hào)。

②手腕上翻和手腕下翻

將檢測(cè)電極置于尺側(cè)腕伸肌處,參考電極在肘關(guān)節(jié)的外側(cè)骨骼突出處,觀察手腕上翻和下翻過程中采集到的肌電信號(hào)。

圖11 手腕上翻的sEMG波形

由采集結(jié)果可以看出,表面肌電信號(hào)(sEMG)波形類似于隨機(jī)噪聲波形,輕微展臂時(shí),會(huì)得到明顯的肌電信號(hào)。而在進(jìn)行展臂的同時(shí)握拳,肌電信號(hào)明顯增強(qiáng)。手腕上翻時(shí),尺側(cè)腕伸肌處的肌電信號(hào)幅度比較大,而手腕下翻時(shí)只產(chǎn)生微弱的信號(hào)波形。這正好與肌肉收縮越大,肌電信號(hào)的幅值越大相吻合。將圖9～圖12的采集結(jié)果與參考文獻(xiàn)[17]中圖9去噪后信號(hào)時(shí)域波形做對(duì)比,可見兩者具有較好的一致性,也證明了本文所設(shè)計(jì)的采集系統(tǒng)是可靠的。

圖9 三次展臂的sEMG波形

圖10 三次握拳+展臂的sEMG波形

圖12 手腕下翻的sEMG波形

另外,為了定量說明本文設(shè)計(jì)的采集電路所采集的肌電信號(hào)的有效性,在實(shí)驗(yàn)室環(huán)境下,將本文設(shè)計(jì)的采集電路所采集的肌電信號(hào)與NORAXOM公司肌電儀MYOSYSTEM 1200所采集的肌電信號(hào)做頻譜對(duì)比。由于本文所設(shè)計(jì)的采集電路,其放大增益以及帶通濾波器的通帶頻率與MYOSYSTEM 1200的不盡相同,所以需要在同一位置采集同一動(dòng)作的表面肌電信號(hào),然后做頻譜分析。盡管邊界值會(huì)有所區(qū)別,但信號(hào)的主要能量分布區(qū)域應(yīng)該是一致的[18]。現(xiàn)將檢測(cè)電極置于肱二頭肌處,參考電極在肘關(guān)節(jié)的外側(cè)骨骼突出處,采集展臂過程中的肌電信號(hào)。

圖14 肌電儀采集到的展臂時(shí)的肌電信號(hào)的功率譜密度

圖13是本文電路采集到的展臂時(shí)的肌電信號(hào)的功率譜密度,圖14是肌電儀采集到的展臂時(shí)的肌電信號(hào)的功率譜密度。通過比較可以發(fā)現(xiàn),兩者采集到的信號(hào)的主要能量分布區(qū)域基本是一致的,集中在450 Hz以下。由于本文電路的設(shè)計(jì)中包含有陷波電路,對(duì)50 Hz工頻干擾有抑制作用。從圖13可以明顯看出這一點(diǎn)。而在MYOSYSTEM 1200肌電儀中,沒有采用50 Hz陷波。由此對(duì)比,可以驗(yàn)證本文設(shè)計(jì)的采集電路的有效性。

圖13 本文電路采集到的展臂時(shí)的肌電信號(hào)的功率譜密度

5 結(jié)束語(yǔ)

本文在分析表面肌電信號(hào)(sEMG)產(chǎn)生機(jī)理的基礎(chǔ)上,針對(duì)sEMG信號(hào)特點(diǎn)設(shè)計(jì)了一整套肌電信號(hào)采集電路。本設(shè)計(jì)具有高共模抑制比,高輸入阻抗及高增益可調(diào)放大器等,很好地解決了工頻干擾的問題,有效地濾除了混入sEMG信號(hào)中的其他生理信號(hào)及高低頻噪聲,取得了良好的采集效果。采集系統(tǒng)設(shè)計(jì)簡(jiǎn)單,成本低廉,可方便應(yīng)用于低功耗醫(yī)療儀器等設(shè)備,為表面肌電信號(hào)的后續(xù)研究及應(yīng)用提供了可靠的數(shù)據(jù)基礎(chǔ)。在此基礎(chǔ)上,考慮更便攜的無線傳輸方式,以及對(duì)采集的sEMG信號(hào)進(jìn)一步開發(fā)利用,是課題組接下來要實(shí)現(xiàn)的目標(biāo)。

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