1.引言

表面肌電（suRFace electromyography， sEMG）信號是神經肌肉系統在進行隨意性和非隨意性活動時的生物電變化經表面電極引導、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，信號形態具有較強的隨機性和不穩定性。與傳統的針式肌電圖相比，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，在檢測點上將表現為“共模”信號；而檢測表面附近的信號表現為不同，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［2］。

肌電信息在人體組織（容積導體）內的傳遞，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，它發放的肌電經過皮下軟組織的體電阻傳輸至皮膚表面，體電阻約數百歐姆，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［3］。由此可見，對于放大器來說，肌電信號源是一個高內阻的信號源。

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變化，天氣干燥地區，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、低功耗、尤其是低的1/f噪聲電壓。本文選用德州儀器（Texas Instruments）公司的Burr-Brown系列的同相并聯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。該芯片內部原理電路圖如圖1所示。

圖1 INA128內部原理圖

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、穩壓而得到的。直流穩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轉換

由于采樣頻率并不高，選用8位串行A/D轉換器ADC0832即可。ADC0832使用采樣—數據—比較器的結構，采用逐次逼近方式進行轉換。根據多路器的軟件配置，單端輸入方式下，要轉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，轉換結果為全0。通過和控制處理器相連的串行數據鏈路傳送控制命令，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，可以在轉換器中包含更多的功能。另外，可把轉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字數據，避免了模擬信號遠傳的干擾。整個采集系統的硬件結構設計完畢，具體電路圖3所示：

圖3 系統電路圖

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形成測量噪聲，干擾肌電信息的檢測，嚴重影響了測量系統的工作和有用信號的正確測量。本文根據表面肌電信號產生特點和采集技術的基本要求，設計了表面肌電信號數字傳感器，取得了良好的試驗效果。