人体表面肌电信号采集系统研究

河北工业大学

硕士学位论文

人体表面肌电信号采集系统研究

姓名：李晧

申请学位级别：硕士

专业：控制科学与工程

指导教师：杨鹏

20100401

河北工业大学硕士学位论文

人体表面肌电信号采集系统的研究

摘 要

肌电信号的研究发展日益迅猛，成为康复工程各种技术实现的关键。表面肌电信号是一种根据肌肉活动在肌肉表面传递的生物电，里边蕴含了很多关于肌肉运动信息。本课题研究设计表面肌电信号采集系统，达到精准采集肌电信号的目的。

根据肌电信号的特点和采集系统特性的研究，通过软件仿真和噪声控制等措施设计了一种较好的肌电信号采集系统。研究内容和创新点如下：

1.肌电信号提取

利用表面电极提取肌电信号，并且通过利用INA128芯片及周边电路软件设计，以实现能够将微弱肌电信号顺利提取进采集系统；

2.肌电信号放大滤波电路的设计

肌电信号滤波电路是肌电信号采集系统的关键。根据肌电信号的幅频特性以及外界对肌电信号的影响，设计了较好的滤波电路，特别是设计了一种新型的50Hz工频电路，能够很好的解决工频噪声对肌电信号的影响；

3.真有效值电路设计

真有效值电路能够很好的将肌电信号波形进行整流滤波，方便肌电信号的观测，也实现日后单片机处理肌电信号；

4.肌电信号数据显示

为了更好采集到得肌电信号使其完整性、准确地显示于计算机，通过利用软件仿真的方式对系统的硬件电路进行验证，并通过利用Matlab软件最终将肌电信号在计算机上显示出来。

本文通过对肌电信号特点的研究和设计，实现了肌电信号的采集显示功能。并且依据设计方法可以推广到低频微弱信号在强电磁波噪声干扰下的采集。

关键词：表面肌电信号，滤波电路，50Hz工频陷波，数据采集。

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人体表面肌电信号采集系统的研究

RESEARCH OF SURFACE ELECTROMYOGRAPHY

COLLECTION SYSTEM

ABSTRACT

It has become the main key to rehabilitation engineering technology when the research and development on EMG grow rapidly. Surface EMG is a kind of biological electricity which transfers under the surface skin when muscle Activities.Inside, it contains a lot of information about muscle movements. This paper researches and designs the EMG Surface electromyography collection system, in order to achieve the purpose of EMG collected accurately.

According to the characteristics of EMG signal and the study of collection system, it designs a kind of good EMG collection system by the software simulation and noise controling. The main content and innovations are shown as follows:

1. Myoelectric signal extraction

It achieves the ability to extract weak EMG smoothly into the collection system by extraction EMG using surface electrodes and design the circle using INA128 chip and peripheral circuits.

2. The design of myoelectric signal amplification filter circuit

The EMG signal filtering circuit is the key of collection system. According to EMG amplitude-frequency characteristics and the impact of the outside, it designs the better filtering circuits, particularly in the design of a new type of 50Hz frequency circuits which can be satisfactorily resolve 50 Hz frequency noise.

3. The design of true RMS circuit

The true RMS circle can rectify EMG signal waveform to facilitate EMG observations but also to achieve to deal EMG with SCM in the future.

4. Myoelectric signal data display

In order to collect the EMG signal completly and accuratly and displayed on the computer.The paper verificats the system's hardware by the software simulation and displays the EMG signal on the computer by Matlab.

In this paper, according to the studies and design on characteristics of the EMG, it achieves the function of collection and display. And based on the design method it can be extended to low-frequency weak signal collected in strong electromagnetic noise interferencing.

KEY WORDS: Surface EMG signal, filter circuit, 50Hz notch frequency, data collection.ii

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符号说明

EMG——肌电信号（electromyography signal）。

sEMG——表面肌电信号（surface EMG）。

RMS——均方根（root mean square)。

MVC——最大自主收缩值（maximum voluntary contraction）。 MAV——绝对值平均。

VAR——方差。

WAMP——Willison幅值。

WL——波长。

ZC——过零点数。

NORM——范数。

RF——股直肌（Rectus femoris）。

VM——股内侧肌（Vastus medialis）。

BF——股二头肌（Biceps femoris）。

GM——臀大肌（gluteus maximus）。

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第一章 绪论

§1-1 研究背景及意义

肌电信号(EMG)是一种复杂的表皮下肌肉电活动在皮肤表面处的时间和空间上的综合的结果[1] [2]

[3] 。由于肌电信号来源于人自身的电信号，因此肌电信号具有直接、自然的特点[4] [5] [6]，如今利用肌电信号已经成为一种重要的信息量，可以用来进行肌肉运动[7] [8]、肌肉损伤诊断[9] [10]、康复医学[11] [12]以及运动体育等方面的研究 [13]。通常，从动作的肌肉表面皮肤处所测取的多通道EMG信号，即可为提供一个安全、非侵入的肌电信号提取方式，由此可用于人类运动和生物机械的研究。

肌肉收缩时能产生电信号，这是早就为人所知的事情。早在1791年加伐尼(Galvani)就通过一系列蛙类的肌肉收缩研究，证明肌肉的收缩与电信号有密切关系。到1851年法国的杜波依斯一雷蒙德(Dub of s-Reymond)最先检测到人体肌肉收缩时能产生电信号。1907年派帕(Piper)利用弦线检流计记录到人臂肌肉的电势差。到1922年加塞(Gasser)和厄兰格(Erlangre)才用阴极射线示波器观察到了肌电图(Electromyography)。20世纪中叶以来，随着电子新技术的发展、电子计算机的出现和发展以及神经肌肉生理学研究的进展，新的检测和记录技术已经使人们可以对肌电信号和神经肌肉功能进行更加极为细致的研究。复杂的信号处理与分析技术的出现和微处理器的引入使得肌电信号的定量分析成为可能。这些都使肌电检测更加敏锐、可靠，并且可以实现某种程度的可复现性。这为肌电信号检测处理的广泛应用开拓了良好的前景[14]。

但是肌电信号采集过程中也存在一些问题，如肌电控制装置采集肌电信号时候肌肉易疲劳[15] [16]

[17]，信息模式的重复再现性相对较差，模式形态亦不稳定，外电场对其干扰严重，表面电极检出的肌电信息是肌群的交错信息，并不能完全反映脑运动区对该肌肉的运动指令。

§1-2国内外研究概况

国外的肌电放大采集系统发展半个多世纪，已经较好的解决了原始信号的提取放大分析。加拿大Thought公司是全球表面肌电领域的领导厂商，经过三十年的持续发展，其表面肌电的提取、分析、训练技术已成为全球公认的最高标准。其全球专利数字传感器技术，有效的还原原始信号，可以对多路的肌电，心电，脑电等生理参数进行分析。提供多种函数运算,同时支持全程数据分析、分段分析、实时分析，和开放数据输出至SPSS、MatLab、ASCLL。荷兰BioSemi公司的Active Two采用280通道，24位解析度能有效的检测肌电和脑电，其应用程序可直接与电脑相连。

国外公司肌电采集系统能很好的完成肌电信号的提取采集，但是由于高昂的价格和较差的兼容性，以及较差的便携性，对于我们的康复工程和假肢控制带来不便。

在国内生理信号采集技术已有几十年的技术积累。70年代末，国内医学信息技术进入了新的发展阶段。许多专家开始了以赶超国际医学研究水平为目标的课题实施。而真正以微型计算机为基础的革命性生物医学工程研究则从80年代初开始。83年后，由Z--80至 8086/8088 CPU及PC总线机种与DOS系统的普及，尤其是国产化优质价廉的采集控制接口产品的推广，给国内生理医学工程技术的发展，注入了强有力的增长剂。国内近几年肌电采集放大系统发展迅速。南京大学微弱信号研究中心研制的HB-851系统能采集到原始的肌电信号，能够比较好的消除噪声的影响。Pclab生物信号采集处理系统是国内对生理信号采集研究的最新科研成果，它主要由硬件与软件两大部分组成。硬件主要完成对各种生物电信号（如：心电、肌电、脑电）与非电生物信号（如：血压、张力、呼吸）的采集，并对采集到的信号进行调理、放大，进而对信号进行模/数（A/D）转换，使之进入计算机。特别是近2

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人体表面肌电信号采集系统的研究

年合肥旭宁有限公司的表面肌电仪可以选择有线/无线模式，存储器保存原始肌电数据，数据完整性，在不需要计算机干预的情况下，独立实现肌电信号采集和存储。

对于国内进行的已经研究出来的采集系统，也都能较好的实现肌电信号提取采集，但是对于我们日后进行的假肢控制依旧会因为设备体积，繁琐性带来不便。

§1-3研究内容

假肢是人体缺损肢体的人工替代品，用以弥补其外形及功能。2006年第二次全国残疾人抽样调查数据显示，我国各类残疾人总数为8296万人，其中肢体残疾的为2412万人，截肢人数为226万，这些人失去了人类最基本的运动功能。因此，为这些截肢者安装假肢就成了恢复其行走能力的唯一手段

[18] [19][20]。人体肢体是一个复杂精巧的动力控制系统，因此如何再造这种结构并进行控制成为假肢研究的主要内容。随着康复医学和康复工程学、材料学、电子学和控制理论等技术的发展，人们对假肢的研究开始向着实用性、智能性、准确性和灵活性发展，本文研究并设计一种采集表面肌电信号系统，以求采集出肌电信号最终得以实现智能假肢控制为目标[21][22]。

表面肌电信号是一种非常微弱的生物电信号，在设计肌电信号采集系统时，要根据其特性进行放大，人体是一导电体受到周围的电场，磁场的干扰肌电信号的采集，影响有用信号的提取放大[23]。所以如何设计放大电路和滤波电路成为肌电信号系统采集的关键。基于此本文各章研究内容如下：

第一章“绪论”，介绍了本课题的研究背景、研究意义及国内外的研究概况、水平和发展趋势，并阐述了本课题的主要研究内容。

第二章“肌电信号特性及数学模型”，通过对肌电信号产生机理、传递特性构造数学模型，通过数学建模的方式阐述和分析了肌电信号特性，为肌电信号的采集提供理论支持。

第三章“肌电信号采集系统的设计”，选用TI公司的高性能仪用放大器INA128为核心设计前置放大电路。为了有效的消除干扰和噪声的不利影响，根据表面肌电信号的频率范围设计有源高通滤波器和低通滤波器，并且设计50Hz工频陷波器以求消除工频噪声的干扰。利用AD公司的均方根芯片AD537将转化后的肌电信号输送到AD处理单元。

第四章“表面肌电信号系统性能与显示”，通过从幅值、噪声、频率等特性方面对肌电信号采集系统进行性能评价，并且利用Matlab软件对肌电信号进行进一步信号处理，将处理后的肌电信号在计算机上显示出来。

第五章“结论”对全文的研究内容进行了扼要概括，提出了本论文研究的主要创新点，指出了今后工作中需要改进和完善的地方。

本课题是由国家自然科学基金资助项目（NO.60575009）——“智能下肢假肢肌电信号识别与控制机理的研究”资助。

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第二章 肌电信号特性及数学模型

设计肌电信号采集系统，首先要了解并分析肌电信号的特性，进而研究肌电信号的数学模型。明确肌电信号的特性能够更好的滤除噪声，更好的设计肌电采集系统。

§2-1 肌电信号产生机理

肌电信号发源于作为中枢神经一部分的脊髓中的运动神经元。运动神经元的细胞体处在其中，其轴突伸展到肌纤维处，经终板区（哺乳类神经肌肉接头为板状接头，故称终板或称运动终板motor endplate）与肌纤维耦合（是生化过程性质的耦合）。与每个神经元联系着的肌纤维不只一条。这些部分合在一起，构成所谓运动单位，如图（2.1）。

图2.1 运动单位

Fig. 2.1 Action potential

运动单位是肌肉的最小功能单位并能被随意地激活，它由受同一运动神经支配的一群肌肉纤维组成，肌电信号(EMG)是由不同运动单位的运动单位动作电位(motor unit action potential，MUAP)组成。

肌电信息与肌肉收缩的关系可以概述如下：由中枢神经系统发出传向运动神经末梢分支的运动电位，传递着驱使肌肉收缩的信息。由于神经末梢分支的电流太小，常不足以直接兴奋大得多的肌纤维，但是通过神经肌肉接头处的特殊终板的类似放大作用，这样就爆发一个动作电位沿着肌纤维而传播，在动作电位的激发下随之产生一次肌肉收缩。这种兴奋和收缩之间的联结是通过肌纤维内部特殊的传导系统实现的[24]。因此，可以明确以下概念：

1） 动作电位不是肌肉收缩的表现，而是发动肌肉收缩机制的重要部分。

2） 由于肌肉信号只与给予肌肉的指令成比例，因此肌肉实际上不需要产生力，但工作了的肌肉仍然是发放肌电的适当源泉。

各肌纤维在检测点上表现出的电位波形，其极性与终板和检测点的相对位置有关（例如图2.2上纤维1和n引起的电位波形与纤维2，3引起的电位波形反向）。又和纤维与检测点间的距离有关，相距愈远，幅度愈小。

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图2.2 单位动作电位

Fig. 2.2 Motor unit action potential

各肌纤维在检测点间引起电位的总和构成运动单元的动作电位（MUAP）。由于轴突上的电发放是脉冲序列，因此检测点间引起的也是动作电位的序列（MUAPT），如图2.3所示。

图2.3 肌电信号产生机理

Fig. 2.3 Mechanism of EMG

§2-2 肌电信号数学模型

1.线性系统模型

图2.4(a)是一个运动单位（设其序号为k）的典型线性系统框图，图中驱动信号uk(t)是沿轴突传来的电发放脉冲，一般认为它是更新过程，即各次脉冲的间隔相互独立、且概率分布相同，故有：

uk(t)=∑δ(t−tj) （2-1）

j=1∞

其中tj是随机变量。uk(t)驱动的每一支路代表一根肌纤维，延迟环节τi(i=1,2,……,N)反映第i根肌纤维的激发相当于参考时刻的延迟。肌纤维的动作电位相当于一个冲激响应为hk(t)=pk(t)的线性时不变系统，而纤维深度的影响则可用另一个冲激响应为gki(t)的线性系统来描述。系统的输出mk(t)即为MUAPT，它是这些子系统作用的总结果，即：

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N

mk(t)=∑uk(t)∗δ(t−τi)∗pk(t)∗gki(t)=uk(t)∗lk(t)∗pk(t)∗gki(t) （2-2）

i=1

式中lk(t)=

∑δ(t−τ)

i

i=1

N

如果运动单位内各纤维深度大致相同，则gki(t)可用同一深度响应gk(t)代替，这样就有图2.4(b)

mk(t)=uk(t)∗lk(t)∗pk(t)∗gk(t) （2-3）

总的生理肌电y(t)则是M个MUAPT的总和：

y(t)=∑mk(t) （2-4）

k=1

M

相应的功率谱为：

Sy(ω)=∑Suk(ω)Lk(ω)Pk(ω)Gk(ω) （2-5）

k=1

M

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式中Lk，Pk，Gk分别是lk，pk，g

k的傅氏变换。

(a)

(b)

图2.4 线性系统模型

Fig. 2.4 Linear system model

2.集中参数模型

对于给定一块肌肉，认为各纤维动作电位pk(t)与k无关，同时将gk(t)用平均深度滤波器g(t)代替，则式（2-4）变成

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M

y(t)=p(t)∗∗∑[u(t)∗l(t)] （2-6）

kk=1k

式子中，∑[uk(t)∗lk(t)]代表若干互相错开的更新过程的总和，可令

k=1M

MM∞

up(t)=∑[u(t)∗l(t)]=∑[∑u(t−t)] （2-7）

kkkkik=1k=1i=1t=t+τi

kik

图2.5 集中参数模型

Fig. 2.5 Lumped parameter model

up(t)的平均发放率λp是各于东单位MUAPT发放率λk的总和。

λp=∑λ （2-8）

k=1k

如果M值很大，up(t)近似为一个泊松过程，因此up(t)得功率谱密度为：

M

Suq(ω)=λp+2πλ2pδ(ω) （2-9）

而 Sy(ω)=Suq(ω)H(ω) （2-10） 实际上，δ(ω)后，泊松过程的统计特性与白噪声相同。因此y(t)可以看成是由零均值的白噪声过程ω(t)激励某一线性系统所产生，y(t)接近于零均值的高斯过程，因而可以用参数模型方法来分析肌电信号。

3.非平稳模型

上述模型只适用于平稳情况。当肌肉用力变化时，由于参加发放的神经元的数目发生变化，肌电的发放率λp也变化。这样，肌电信号的均方值也是时变的，因此信号是非平稳的。通常，可将非平稳肌电信号以调幅噪声形式描述：

y(t)=c(t)m(t) (2-11)

其中载波m(t)是零均值、单位方差的高斯过程，其统计特征反映归一化后的平稳肌电；调制信号c(t)反映时变的肌肉收缩程度。

4.双极性模型

以上讨论是针对单极导联情况的，在实际工作中更常用双极导联方式。当两电极距离不远且其连线平行于肌纤维方向时，双极信号可表为：

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z(t)=y(t)−y(t−Δ) (2-12)

式子中Δ是动作电位由第一个电极传导到第二个电极的延迟时间，因此其功率谱密度为

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Sz(ω)=Sy(ω)(1−cosωΔ)=4Sy(ω)sin2( （2-13）

ωΔ

§2-3 肌电特征提取方法

特征提取是目标识别中一个非常重要的环节。一个识别系统的识别能力与特征矢量的选取有着直接的关系。为了有效的提取相应特征，应首先对EMG信号进行深入地分析。近年来，针对假肢控制、康复研究，国内外对表面肌电信号的研究已引起了越来越多的人的兴趣，如研究表面EMG与EMG声音的关系、EMG信号与肌肉力的关系、EMG信号与关节转矩间关系、肌肉疲劳时的EMG信号特征及补偿方法等等。但就其所利用的理论方法而言，可分为五个方面：时域法、频域法、时域频域法、高阶谱及混沌与分形等。

1.时域法

传统的肌电信号处理方法是把肌电信号近似看成服从零均值高斯分布、方差σ2与其强弱有关的随机信号。针对肌电假肢控制，目前最常用的EMG特征有以下几种：绝对值积分（iav），过零点数（zc），方差（var），Willison幅值(WAMP)，v一阶和log检测器(detector)，EMG信号的时序模型，EMG直方图。

2.频域法

EMG信号的频率分析也能提供关于肌肉某种特征的有价值信息。如EMG功率谱的平均功率(MPF)和中值频率(MF)。实验表明肌电信号的频谱通常在0～1000Hz之间，功率谱最大频率随肌肉而定，通常在30～300Hz之间。80年代初，Ronager J利用傅里叶变换对表面肌电信号作了功率谱分析，通过高频/低频的幅值比了解到正常个体的自发用力、控制用力及神经肌肉疾病患者之间的功率谱的差异。Wen-Juh Kang等人1995年对EMG信号进行了倒频谱分析，并提取倒频谱系数作为特征矢量。R.Merletti1995年总结并比较了基于FFT变换和基于AR模型的两种频谱估计方法，并讨论了它们的实用性和局限性MartinBilodean等人通过分析EMG功率谱曲线随力程度的增加而变化，发现皮层厚度起决定性作用。

3.时频分析

传统的傅里叶变换只能较好地刻画信号的全局频率特征，而几乎不提供信号在任何时域中的频率信息。因而近年来时频分析方法倍受人们关注，这种方法很适合于对非平稳信号的分析研究。目前用于表面EMG信号分析的时频分析方法主要有短时FFT变换、Wigner-Ville变换、Choi-Williams变换及小波变换等。

4.高阶谱分析

传统的随机信号处理技术是建立在二阶统计量基础上的，它只能完整反映服从高斯分布的随机信号的概率结构。而当肌肉力变化时实际的肌电信号是非平稳的，不是高斯型信号，它的相位谱含有丰富的信息。高阶谱分析能够克服传统处理方法的不足，给出信号本身更多的信息。例如，可以用双谱分析(bispectral analysis)分析肌肉力变化时的非高斯型肌电信号，及肌肉恢复分析。

5.混沌与分行

混沌与分形理论可用于EMG产生机理的研究。国外一些学者已开始利用分形理论来研究EMG信号，并有研究表明表面EMG的分形维数随肌肉收缩强度的增加表现为单调上升的趋势，表面EMG分形维数的这一特性可以用来研究比例控制的肌电假肢。也有人利用非线性滤波起来研究静态承受负载下的表面EMG信号。国内也有人利用混沌理论研究了肌肉在等张收缩情况下所测取得肌电信号的相空间，通过计算其关联维数、Lyapunov指数，表明所测的EMG信号可能是一混沌信号，并利用符号动力学研究了EMG信号的确定性。王人成等人1999年对表面EMG信号的分形特征进行了详尽的分析，并发现单一利用表面EMG的分形值来区分人肢体的运动模式有一定困难。尽管1991年就有人开始利用混沌与分形理论研究针对各种病理的表面EMG信号，但总的来说，利用混沌与分形理论等非线性方法处理表面EMG信号的研究才刚刚起步，随着研究的不断深入可能会得到一些其他方法得不

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到的新结论。

§2-4 肌电信号特性

1.微弱性

由于肌电信号是伴随着肌肉产生并且从人体皮肤表面提取出的一种微弱的电信号，一般只有微伏级电压信号。

2.交变性

肌电信号是一种无序的交流电压信号，它与肌肉冲动时产生的肌张力大致成比例(在幅值上如图2.6)。在不同力度的肌肉运动下所取得的肌电信号幅值也是不相同的。

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图2.6 不同肌张力下股直肌信号

Fig. 2.6 The RF signal under different muscle tension

3.对称性

将肌电信号的采样数据进行算术相加，然后除以总点数，就得到算术平均值。根据肌电信号的数学模型我们可以知道肌电信号可以当成是由许多正弦波相互叠加后组成的，因此正相值和负相值相加后趋向零。

4.低频特性

人体皮肤表面肌电信号的频谱范围为0～1000Hz之间，功率谱的最大频率随肌肉而定，通常在10～200Hz之间，EMG信号的主要能量集中在200Hz以下（占了80%以上）。经过多组实验可以看出，尽管不同肌肉各频段的能量分布有所差别，但是它们的主要能量分布在200Hz以下。

5.不同肌肉的肌电信号存在差别性[25]

通过实验发现：在频域上，不同肌肉的肌电信号，其频率的幅值不仅存在频率范围上的差别，更重要的是在功率谱的分布各有特征；在能量幅值上，肌电信号的峰值根据不同人的肌电信号的峰值也会不同（如图2.7）。健康人的肌电信号大体可以找到较好的肌电信号的规则，但是残疾人由于肌腱损伤程度、残疾时间、肌肉疲惫程度等因素的影响，使得与正常人的肌电信号有着较大的不同。

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图2.7 不同肌肉之间频域特征比较(股直肌、股内侧肌、股二头肌、臀大肌) Fig. 2.7 The comparison of different muscle group in frequency characteristics(RF、VM、BF、GM)

6.经过较多的实验结果研究发现，同一块肌肉在相同和不同动作时，其幅值与频率特性曲线形状

在一定程度上很相似，因此可以说明相同肌肉的肌电信号的发放存在着一定的规律性和重复性（如图2.8）。

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图2.8 不同步速下股直肌波形图

Fig. 2.8 The RF waveform under the different step velocity

通过对实验波形的分析有利于我们对肌电信号特征的提取和分析，实验表明[26]，表面肌电信号是一种非常微弱的生物电信号，其正常人的幅值往往在100～5000μV，其峰――峰值一般在0～6mV，均方根在0～1.5mV，一般有用的信号频率成分位于0～500Hz范围内， 其中主要能量集中在50～150Hz范围内，如波士顿大学神经肌肉研究中心发现利用双极型模型得到的肌电频谱分布在20～500Hz，绝大部分频谱集中在50～150Hz之间。

采集正确有效的信号是进行假肢控制的前提和基础。针对表面肌电信号的特点，肌电信号采集系统应满足如下要求[27]：

1.应能完成对微弱的肌电信号拾取功能，即有适合的采集电极； 2.应能屏蔽干扰，滤除杂波，得到有用的肌电信号；

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3.应能改变放大增益，即依照不同部位肌电信号幅度的不同调节放大倍数；

4.具备数据多通道并行采集和处理的能力；

5.具备不同种信号分析能力，即可以用不同的数据分析方法对肌电信号进行分析；

6.具备实时显示能力和良好的交互能力；

7.具有高度的可继承性、可重用性、通用性和扩展性，即提供开放式软件接口以适应以后的扩展。 接下来的章节将会对肌电采集系统的具体步骤的研究给出相应的分析和设计。

§2-5 小结

本章介绍了基于表面肌电信号产生机理，并且由此构建了肌电信号的数学模型以及信号特征。这些肌电信号的特性参数及分析方法为接下来肌电信号采集系统的研究设计提供了有效的理论依据。

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第三章 肌电信号采集系统的设计

表面肌电信号采集电路的主要包括采集电极，前置放大电路部分，滤波电路以及有效值电路，这几部分硬件的设计将依据前面所论述的表面肌电信号的特点和采集技术的基本要求来完成。本章将对这几部分进行详细介绍。

§3-1 肌电信号采集系统的特点及其设计思路

肌电信号的幅值和能量是非常微弱，幅值只有μV～mV数量级，所以为了采集出肌电信号需要对微弱的肌电信号信号进行相应的放大处理，才能达到AD采集单元的要求。由于人体本身就是一个导电体，外界的工频干扰及体外的电场、磁场感应都会在人体内形成测量噪声，干扰和影响肌电信息的检测，所以信号的滤波和电路的屏蔽就成为了放大电路研究的重点。图3.1就是典型微弱信号放大电路的组成结构。

图3.1 表面肌电信号放大电路的组成框图

Fig. 3.1 The composition of SEMG amplifier circle

根据图3.1，肌电信号的采集电路包括以下几部分：输入电极、前置放大、低通电路、50Hz工频滤波电路、高通电路、可变增益放大电路、有效值电路等。

§3-2表面肌电信号采集电极

人体生物电的检测和采集，必须依靠利用感受器——电极的引导。但并非任何形状、尺寸、材料、和工艺制作的电极都能取得肌电引导的良好效果，由于电极材料与人体组织接触，不仅有电化学方面的联系，也会发生物理的和化学方面的作用。由于在人体生物电信号中，肌电是比较微弱的信号，因此引导肌电的电极选择关系甚大。

电极按照构造的不同大致可分为针电极、表面电极、埋藏电极、悬浮电极等[28]。

在测量过程中，选用表面电极采集肌电信号应考虑如下因素[29]：

1.由于人的皮肤基本上是电的不良导体，而皮下组织却是电的良导体，它们之间存在阻抗(电阻)，于是实际形成了在信号源与信号放大器电路之间的串联回路。当放大器输入阻抗较低而皮下组织阻抗较高时，输入信号将大大减弱，使肌电采集效果不良。选用高输入阻抗的放大器，可以提高输入电压，但会影响整个系统对周围环境电气干扰的抗干扰能力(即对电气干扰的敏感度)。因此放大器输入阻抗应选取适当。

2.电极与皮肤表面接触，它们之间形成一个接触电阻。由于皮肤表面存在汗液等化学成分，接触面上可能发生溶液的电解并产生有损皮肤组织的物质，应当考虑在肌电信息的检测过程中，使电极接触阻抗保持稳定（通常这种接触电位差达几百毫伏电平，远远超过微弱的肌电发放电平），并避免对人体有害的物质产生。不是采用悬浮电极的情况下，电极与皮肤表面发生的微小位移会引起噪音，干扰肌电信号。

3.肌电信息在人体组织（容积导体）内的传递，会随着距离的增加而很快衰减。因此电极宜贴放 11

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在肌电发放最强的肌腹部，以减少邻近肌肉的肌电干扰(串音)。采用较小的电极可提高选择性，但会增加电极与皮肤间的接触阻抗。

因此，在放置电极时需要注意以下几点[30]：

1.所用电极为三点式差动输入电极。其中，一个为参考地，另外两个为肌电的输入端，两电极的距离均相等。三点式差动输入电极差分放大机理如图3.2所示：

2.表皮的处理：去掉表皮的角质层，用酒精擦拭干净，尽量减小电极之间的阻抗。

3.差分放大器电极的导电介质边缘距离严格保持。

4.电极的放置要顺着肌肉纤维的方向，放置在肌腹处，如图3.3所示。

5.相应的电极导线要固定好，最好能用固定带进行固定。

图3.2差分放大机理

Fig

. 3.2 Difference amplification theorem

图3.3电极的贴放位置 Fig. 3.3 Electrode location

§3-3 表面肌电信号前置放大电路

表面肌电信号是肌肉收缩运动时在皮肤表面呈现出来的一种随机生物电信号，要测量检测的肌电电势在皮表处，这就决定了肌电“信号源”有它的特点：

1.由于外界电场、电磁场的影响和作用，使得人体表面有感应电势的存在。这种感应电势要通过电极反映到前置放大器中去，形成对表面肌电信号的噪声干扰。这种外界电磁干扰是随周围环境变化的。在日常生活和实验室条件下，通常表现为50Hz的工频干扰。在实验室，人体表面监测到的50Hz工频感应电势相对仪器地可高达1V以上。

2.健康人表面肌电信号的幅度通常在几十微伏到几毫伏，但是相对于健康人截肢病人的肌电信号的幅度往往较小，最大肌电信号峰峰值多数通常可以达几百微伏。

3.金属电极与皮肤电解液接触，电极与表皮之间要产生电位差。如果两电极的极化电位相等，则由前置放大器的共模抑制特性加以克服。如果不等，则形成直流差模信号进入前置放大器，造成静态工作点偏离，甚至使放大器进入饱和。

4.肌电信号内阻，包括电极与皮肤的接触阻抗与人体软组织的体电阻。体电阻较小，往往仅有约几十欧到几百欧，可不予考虑。但是接触阻抗在几十千欧到几百千欧，呈电容性。

由于肌电信号非常微弱，正常人体表面肌电信号仅有mV级，在传递过程中很容易受外电场和电路噪音的影响。因此整个采集电路的设计不仅要考虑信号的放大，还要充分考虑到怎样去除干扰，取得有用信号。

12

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在设计肌电信号放大电路时，应着重考虑以下问题：

1.放大器的增益要高而且可变

表面肌电信号幅度约在100～5000μV之间，是一种极其微弱的信号，需将其放大到一伏左右才便于使用，因此放大器的放大器倍数应设置在100~1000倍数之间。

2.电路的共模抑制比要大

表面肌电信号的采集易受50Hz工频电源及其它高频电噪声的干扰。但这些干扰信号在放大器的输入端表现为同幅同相的信号――共模信号，共模信号的产生式由于信号源的地与放大器之间产生的共态噪声与信号一起拾取并放大的结果，因此可利用高共模抑制比的放大电路对共模干扰信号进行抑制。

3.电极的输入阻抗要高于电极与皮肤的接触阻抗

肌肉组织与电极之间的接触阻抗的可能变化范围是十分大的，例如在天气干燥地区接触电阻甚至高达2兆欧姆。因此在诸如这种条件下，即使放大器的共模比性能十分优良，如果输入阻抗不够高，共模干扰信号依旧会造成较大的输出误差。因此必须提高放大器的输入阻抗。

根据肌电信号采集电极的自身特点以及周边噪声影响特性，设计的肌电信号采集放大电路要求具有非常高的输入阻抗和共摸抑制比(CMRR)、低零漂、低失调、低功耗、尤其是低的1/f噪声电压[31]，一般采用同相并联差动三运放仪表放大器，以获得良好的综合性能。

本文选用德州仪器（Texas Instruments）公司的Burr-Brown系列的仪表放大器INA128PA，获得了良好的电路效果。该芯片内部原理电路图如图3.4所示：

图3.4 INA128PA内部原理图

Fig. 3.4 The inter principle diagram of INA128PA

INA128PA芯片管脚功能图如表3.1

表3.1 INA128PA管脚功能图

Table 3.1 INA128PA Pin Function Diagram

管脚

1．Rg

2．Vin-

3．Vin+

4．V-

5．REF

6．Vo

7．V+

8．Rg 功能描述 电阻选择 信号输入端 信号输入端 供电负端 公共端 输出端 供电正端 电阻选择

INA128PA是一个体积很小的8脚双列直插塑封的(DIP/SO-8)器件。它的基本原理为三运放仪表放大器。该放大器的特点为，差动输入，单端输出。人体可以说是一个导体，处在地球这个巨大的电磁场里必然会使我们在进行肌电信号的测量时受到一定的影响，更何况现代社会各种医用、实验室用电

13

人体表面肌电信号采集系统的研究

磁设备和外界的高频电磁信号充盈着世界的每个角落，其在信号提取和测量过程中带来的影响不可忽略，与此同时，人体内还存在的心电信号、脑电信号等信号也必须予以抑制，而由于这种信号的影响多属于共模信号形式，故而需要放大器的设计整体有较高的共模抑制比。差动放大电路是将两个输入端上所加信号的差值进行放大再作为输出的放大电路，而在两个输入端共同施加的信号则并不能放大。

[32]差动放大电路的作用就是抑制共模信号，而放大差模信号。

电压增益可由一个电阻Rg(芯片1， 8脚外接电阻)来确定，并且使得INA128芯片增益连续可调，并有效地解决了后级负载对地联接的问题。A1、A2组成了同相高输入阻抗的差动输入，差动输出，并承担了增益放大任务。由于电路结构对称，增益改变时，输入阻抗不变。且反馈电阻R1＝R2，放大器A1、A2的共模增益、失调、漂移等误差均得到了相互补偿。后级A3的增益为1，具有较高的共模抑制比和抗干扰能力。由于它的采用的先进工艺，使其输入失调电压小于5μV，输入失调漂移最大为0.5μV/℃，低于5nA的输入偏转电流，和700μA的静态工作电流，最小共模抑制比为120dB，而且噪声低，使用简单方便，只需一个外接电阻来设定增益范围。此芯片经常被设计在数据采集部分和医用放大器等电路中，能够较好地得到高增益高共模抑制比信号。

如图3.4，改变1，8脚间的电阻Rg就可以改变电路的增益。根据电子学理论，从输入输出关系推导：

Va=Vin−R1+RgR1−Vin+ RgRg

R2+RgR2−Vin− RgRg (3.1) Vb=Vin+ (3.2)

Vout=−Va+

若R1＝R2，则 R3R6R5+R3+Vb× R2R4+R6R3

2R1+1 Rg (3.3) Va−Vb=

若R3=R4=R5=R6，则A3的增益为1，

A3的输出是： (3.4)

Vout=(Vin−−Vin+)(

故INA128PA的增益是： 2R1+1) Rg (3.5)

G=2R1+1 Rg (3.6)

在INA128PA中设定的电阻是2R1＝50KΩ，

G=

则： Rg=50K+1 Rg (3.7) 50K (3.8) G−1

式3.6中， R1的标准阻值为25KΩ。 Rg为外部增益调节电阻，可在放大器的脚1和脚8之间跨接此高精度电阻来满足所需要的放大倍数。采用仪表放大器INA128PA，增益误差可≤0.01%，非线性≤0.002%。考虑到如果肌电信号前置放大级放大倍数如果过高，那么会使得噪声串扰影响更加大，14

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并且会使得外界噪声影响过大时使得信号进入非线性区引起失真。因此由于肌电信号前置放大级的增益设定不宜太高，本采集设备的Rg设定为2.4KΩ，前置放大级增益设定为放大10倍。

肌电信号的通过三路输入，其中二路作为肌电信号的差模放大端通连接电阻输入到INA128芯片的两个输入管脚In+和In-中。另外一路信号电极提取时候相对于另外两路信号距离远一些并且则通过连接INA137芯片作为参考端信号连接两个大电阻同时输入差动信号输入端（如图3.5）。

图3.5 前置放大电路图

Fig. 3.5 Preamplifier circuit

§3-4 高通滤波电路

肌电信号本身是一个谐波丰富、变化缓慢的低频信号。由于肌电信号微弱，需要经过多级放大，而多级直接耦合的放大器虽能满足要求，但容易引起基线飘移并且容易造成无法有效剔除噪声。此外，由于极化电压存在的缘故，肌电采集系统放大器更不能采用多级直接耦合。为了有效的在隔离直流信

[33]

号的同时达到高通滤波的效果，因此在两级放大器之间加入Sallen-Key高通滤波电路。Sallen-key二阶高通滤波器是工程上应用最广泛的滤波器之一，其电路原型是利用VFA(电压反馈运算放大器)及RC元件构成，优点是电路结构简单，通带增益、极点角频率和品质因素的表达式简洁，而且品质因

[34]

素调节方便，可调范围大。由于肌电有用信号的下限频率为20Hz，主要能量集中在50～150Hz，所这样可设置Sallen-Key以高通滤波的下限频率设定为10Hz，即确定高通滤波电路截止频率fL为10Hz，电路如图3.6：

15

人体表面肌电信号采集系统的研究

图3.6 Sallen-Key二阶高通滤波 Fig. 3.6 Second-order Sallen-Key HPF

二阶高通滤波器的增益计算为：

Vout2

=

（3.9） G=in

式中，R1=R2=R，C=，ω0=

=

1

，Q=

CR

§3-5 50Hz工频陷波电路

肌电信号的幅值在100～5000μV，其峰——峰值一般在0～6mV，有用的信号频率成分位于0～500Hz，主要能量集中在50～150Hz，所以表面肌电(sEMG)采集设备设计中，关键问题之一是如何提

高系统的抗工频干扰性能。在我国，交流电网频率为50Hz(美国、日本为60Hz)，因此人们又将电网产生的50Hz干扰称为工频干扰。由于工频干扰频率处在sEMG信号能量集中的频段，不能简单地用50Hz

[35]

陷波器将其滤除。这种干扰的幅度通常会比有用信号大1～3个量级。如何在EMG信号采集中很好地解决工频干扰问题是肌电检测装置设计的最主要问题之一。 3-5-1工频干扰引入的途径

1.由空间辐射引入

空间的电磁场可以通过检测设备中的电极连线、印刷电路板上的连线、器件引脚或器件本身感应为相应频率成分的电流，成为噪声混入肌电信号。空间的电磁场可能来自于多种源，最致命的是电网辐射造成的工频干扰；

2.由直流电源引入

检测设备中，为有源器件供电的直流电源通常都是由工频交流电源变压、整流、稳压而得到的。在我们表皮电极检测肌电信号时，往往会引入直流，这些直流稳压电源不可能达到理想的滤波效果。以纹波形式存在的工频(或其谐波)电流会通过电源引入到放大电路中；

3.由受试者身体引入

暴露于空间电场、磁场中受试者身体同样也会感应电磁场而产生感应电流，受试者身体所感应的工频电流通过检测电极，与生物电信号一起加到放大器输入端，形成工频干扰。

16

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3-5-2工频干扰的解决方法

1.使用具有较高增益的仪用器件作为前置放大器（例如INA128PA），并将整个装置放入金属屏蔽盒中进行屏蔽处理。电极连线采用带屏蔽的电缆，并尽可能缩短电缆的长度，减少电极连线所引起的运动伪迹，并对屏蔽层进行共模驱动处理。

2.针对直流电源引入的工频干扰，采用可充电锂电池对有源器件进行供电。采用锂电池供电不仅避免了整流稳压电源纹波所带来的工频干扰问题，而且还消除了因漏电而导致受试者被电击伤的可能[36]

。

3.对于受试者身体引入的工频干扰，由于这部分工频干扰在进入检测电路前就直接和EMG信号混合在一起，所以是最致命的，也是技术上难解决的问题。对于差分检测，设v1和v2分别为两个电极处的肌电信号，与差分放大器相连的两个电极距离一般较近(我们用的表面电极间距0.5cm)，较远处电力线等干扰源产生的工频干扰在两个电极处的幅度基本相同，设为vn。如果两个电极处的工频干扰相位相同且差分放大器具有理想减法功能，增益为Ｇ的差分放大器输出端的输出信号为：

vo=G((v1+vn)−(v2+vn))=G(v1−v2)

3-5-3 50Hz工频电路具体设计

(3.10)

传统的50Hz工频电路往往采用对称的双T阻容有源陷波，主要原理是通过一个低通滤波器和一个高通滤波器组并联构成一个带阻滤波器，使其带阻陷波点频率为50Hz。

50%

图3.7 传统50Hz双T工频陷波电路 Fig. 3.7 50Hz notch filter on tradition

该50Hz工频陷波电路（图3.7）采用正反馈的双T带阻陷波器，该电路的Q值随反馈系数β的增高而增大，关系式为：

11

（3.11） 陷波点频率： fN=

2πRCQ=

12(2−Aup)

其中 Aup=1+

RfR1

（3.12）

但随着β增高电路会产生不稳定甚至自激，因此Q的范围在十到几十的范围内。

电容和电阻的关系：

17

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R=

1

（3.13） 2πf0C

1

并且R1=R2=2R3，C1=C2=C3。

2

这样的双T网络具有较强的负反馈同时具有良好的滤波作用，具有比RC更加完善的选频滤波作用，所以双T网络普遍被采纳。

但是，双T网络也有着较为明显的缺点。

1.双T网络对称性要求高，对元器件的精度要求严格，否则直接影响陷波频率；

2.仅仅能滤除掉50Hz的工频，对于50Hz附近的频率没有较好的滤除作用。因为对于整个肌电信号采集系统而言，50Hz的工频影响不仅仅是在50Hz的单一频率上，甚至在其周围的频率由于频率的干扰影响原因会使得周围频率也会发生变化，所以仅仅滤除50Hz工频不足采集到准确的肌电信号；

3.需要很多芯片进行组合电路，这样不便于系统的集成化。

为了更好克服传统50Hz工频陷波器的缺点，这里通过选用BB公司的burr-brown UAF42芯片设计陷波电路。

UAF42是BB（BURR-BROWN）公司出产通用型有源滤波器模块，为通用的二阶滤波器构件，采用了经典的状态变量模拟结构。所谓状态变量滤波器，就是在用状态变量法解二阶微分方程，并致力于模拟电路来实现获得的一种滤波电路。这种拓补结构使在设计滤波器时，自然频率和品质因数这些变量受外接电阻的影响很小。UAF42带有一个加法放大器和两个积分器，而且它能同时有高通、低通、带通输出，该芯片还提供一个高性能的辅助运放，可用于缓冲、增益、或者和高通、低通加在一起构成带阻滤波器，通过外接电阻的不同组合形式可以实现巴特沃思，切比雪夫，贝塞尔型的低通，带通及高通、带阻滤波器。UAF42的内部结构见图3.8。

图3.8 UAF42内部结构

Fig. 3.8 The inter principle diagram of UAF42 UAF42封装如图3.9。

18

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图3.9 UAF42管脚图

Fig. 3.9 UAF42 pin diagram

UAF42管脚功能如表3.2.

表3.2 UAF42管脚功能

Table 3.2 UAF42 Pin Function Diagram

管脚

1．Low-Pass Vo 2．NC 3．Vin3 4．Vin2

5．Auxiliary OP Amp, +In 6．Auxiliary OP Amp, -In 7．Auxiliary OP Amp, Vo 8．Band-pass Vo 9．Frequency Adj1 10．V- 11．V+ 12．Ground 13．Vin1

14．High-Pass Vo 15．Nc

16．Frequency Adj2

功能描述

低通输出端 未连接 输入端3 输入端2

辅助运算放大器 负输入端 辅助运算放大器 正输入端 辅助运算放大器 输出端 带通输出端 频率选择端1 供电负端 供电正端 地

输入端1 高通输出端 未连接

频率选择端2

UAF42内部集成了一个反向放大器和两个积分器。该积分器包括1000pF（±5%）的电容。因此较好的解决了有源滤波器设计中获得低损耗电容的问题。与用运放和R，C组成的滤波器相比，UAF42组成的滤波器具有外接元件少，不受运放自身频率特性影响，没有外接电容，而且是单片结构，故受分布电容的影响较小。它还可以通过级联实现4阶至8阶的滤波器。这里可以利用BB公司所提供的仿真设计软件filter42进行参数设定，其主要功能是：

（1）软件提供了各种常见滤波器（像巴特沃思，切比雪夫，贝塞尔）的优缺点。

（2）根据所需滤波器的性能指标，如Q值，带宽，通带内的最大衰减，阻带内的的最小衰减及滤波器的阶数等参数能迅速给出巴特沃思，切比雪夫，贝塞尔等各种滤波器的极点、零点、Q值等。

19

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同时给出此时外围元件的数值。

（3）针对所完成的滤波电路设计，还可以进行及时仿真，得到电路的波特图，这样可以形象地看到所设计的滤波器是否满足要求。

通过利用CAD软件filter42进行参数设置，设置其陷波中心频率为49.8Hz和50.2Hz，这样设置能有效的剔除50Hz附近频率。

表3.3 双片UAF42工频陷波参数选择

Table 3.3 two-piece UAF42 notch frequency parameter selection

fN

BW

Q

RF1 RF2 RQ Rz1 Rz2 Rz3 MΩ

MΩ

MΩ

MΩ

MΩ

MΩ

Hz Hz

49.8 5 9.96 3.16 3.16 2.80 2 2 20 50.2 5 10.0 3.16 3.16 2.74 2 2 20

利用2片UAF42芯片，利用表3.3计算所得参数组成双T工频陷波电路。 两个陷波器都采用软件提供的电路模型PP4。

ωn=

2

R2

（3.14）

R1RF1RF2C1C2

[37]

此电路模型PP4采用同相输入方式，电路的计算方程如下品质因数：

1+Q=

R4(R3+RQ)R3RQR21+

R1

。

⎡R2RF1C1⎤⎢⎥ （3.15） ⎢⎣R1RF2C2⎥⎦

具体电路中的外围元件参数由表1中的计算结果给出，电路图如图3.10所示。

图3.10 双片UAF42芯片组成50Hz工频陷波

Fig. 3.10 50Hz notch filter composed with double UAF42

3-5-4 实际50Hz工频电路调试

因为用了两级陷波电路，在电路中先对49.8Hz电路进行调试，然后对50.2Hz进行调试,最后两级合起来看情况调试，下面是仿真的测试结果。

按照设计的参数搭起来的电路由于元件误差达不到设计要求，所以进行仿真调试。

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图3.11 49.8Hz陷波点频率和衰减增益

Fig. 3.11 The notch frequency and attenuation gain of 49.8Hz

图3.12 50.2Hz陷波点频率和衰减增益

Fig. 3.12 The notch frequency and attenuation gain of 50.2Hz

图3.13 二级陷波点频率和衰减增益

Fig. 3.13 The notch frequency and attenuation gain of second-step

在陷波点为49.8和陷波点50.2处频率陷波实际在50.357处取得最大的衰减增益，并且通过两个电路连接口使得在50.357处衰减增益进一步得到优化。这样使得在50Hz处可以有效的抑制噪声对于肌电信号的影响。因此可见在靠近50Hz工频附近模型噪声得到很好的衰减。

仿真和试验结果表明，用UAF42器件设计的50Hz陷波器具有双T陷波电路同样的性能，并且能有效的去除50Hz噪声对系统造成的影响，用UAF42内部集成了高精度电容，用其设计的50Hz陷波器具有调试方便、对元件精度要求不高的优点，TI公司的通用有源滤波器UAF42本身具有集成度高、可靠性高和设计灵活的特点，利用生产厂家提供的计算机辅助设计软件还可以提高UAF42有源滤波器的设计效率。

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§3-6 可变增益放大电路

为了减少噪声对系统造成的影响，实际设计肌电信号采集放大电路时采用分级放大可以在各个放大部分对噪声进行滤除，这样可以很好的控制噪声的输入。由于人的个体性差异，截肢患者截肢时间，肌肉特性等诸多原因使得肌电信号的幅值特性存在不同。为了更好的放大提取出肌电信号，我们采用可变增益放大电路结构，这样可以根据实际需要针对个体的差异性设计放大倍数。

这里通过利用放大器与电位器利用反馈原理，对放大电路进行可变增益的设计。利用TI公司OPA134芯片作为放大器芯片进行反馈放大，利用100K电位器进行放大倍数的选择。

因此可变增益调节的最大增益为：

=213 （3.16） 470

由于前置放大电路部分放大倍数我们设定的是10倍，因此经过可变增益放大后系统最大的放大倍

G2MAX=1+

100K

数为：

GMAX=GA×G2MAX=10×213≈2K （3.17）

当经过2K倍左右的放大，肌电信号的幅值可以得到较好的提升。

OPAMP_3T_VIRTUAL

图3.14 可变增益放大电路 Fig. 3.14 Variable Gain Amplifier

§3-7 低通放大电路

当肌电信号经过了两次放大后，肌电信号的幅值有了明显的提升，这时我们需要对肌电信号进行进一步的噪声处理，以除去噪声对有用信号的干扰。

这时经过低通放大电路，这样可以去除噪声中高频噪声对肌电信号的影响。肌电信号的有用频率是在0~500Hz，其中主要信号是在50~150Hz，因此我们可以将低通放大电路的截止频率设定为150Hz，这样尽管会损失一部分有用信号，但是对于与大噪声影响相比这样的处理是必须而且合适的。

低通放大电路选择利用Sallen-Key滤波器的设计(图3.15)，其电路原型是利用VFA(电压反馈运算放大器)及RC元件构成，优点是电路结构简单，通带增益、极点角频率和品质因素的表达式简洁，而且品质因素调节方便，可调范围大。由于主要能量集中在50～150Hz，所以低通滤波的截止频率设定为150Hz，即高通滤波电路截止频率fH为150Hz，这样可设置Sallen-Key电路如图：

22

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图3.15 Sallen-Key低通放大电路 Fig. 3.15 Second-order Sallen-Key LPF

Vout2

=

（3.18） G=in

式中，R1=R2=

R，C=，ω0=

=

1

，Q= CR§3-8 有效值电路

肌电信号经过一系列的放大后需要对信号进行AD变换等系列处理，以便所得到的肌电信号能够

通过顺利的采集到后续的处理单元。在肌电信号采集分析中往往选用真有效值电路，因为这种电路能够更加直观和清晰地将肌电信号再现。通过选用真有效值芯片AD536对肌电信号进行有效值变换处理。

3-8-1 真有效值测量的数学基础

所谓真有效值是“真正有效值”之意，英文缩写为TRMS，亦称真均方根值。交流电压有效值是按下式定义的；

V= （3.19） RMS其近似公式为：

= （3.20） V

RMS

借助分析式（3.20）可知，借助于电路对输入电压u进行“平方取平均值开平方”运算，就能获得交流电压的有效值。因这是由有效值定义式求出的，故称之为真有效值。

若将（3.19）两边平方，且令

1τ22∫1u(t)dt=u=Avgu，还可以得到真有效值另一表达式： TuAvgu2u2===Avg （3.21） V

RMSVVV

RMSRMSRMS

23

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式中，Avg表示平均值。这表明，对u依次进行“取绝对值平方／除法取平均值”运算，也能得到交流电压有效值。此公式比式（3.20）更具有实用价值。由于同时完成“

u2VRMS

”两步运算，与分

步运算相比，运算器的动态范围减小，既便于设计电路，又保证了准确度指标。因此，目前生产的单片机真有效值／直流转换器，普遍采用（3.21）的原理设计而成。 3-8-2 AD536A特点和引脚简介

AD536A是美国AD公司推出的真有效值转直流值的单块集成电路。它的性能十分优良,可以直接计算输入的任何复杂波形(包括交、直流成分)的真有效值。它特有的峰值因数补偿电路，使其在峰值因数达到7时测量误差仅为1%。AD536A的频带很宽,它可以测量到频率为300kHz、电压值在100mV以上带有3dB误差的信号电平。利用外部提供的参考电压，用户能方便设置0dB电平，使其可以对应于从0.1V到2V之间的任何有效值。AD536A在商业级应用中有两个精度级(J，K)可供选择，K级的最大读数总误差是±2mV±2%，J级的最大读数总误差是±5mV±5%。这两种产品都有DIP-14和TO-100封装。

AD536A属于新型单片、低功耗、高精度TRMS／DC转换器，和以往的有效值测量技术不同，真有效值直流变换可以直接测得各种波形的真实有效值，它不是采用整流加平均测量技术，而是采用信号平方后积分的平均技术。AD536A的管脚及结构（如图3.16）所示，主要包括4部分：1、绝对值电路；2、平方器除法器；3、镜像电流；4、输入缓冲器。其中，有效值核心单元的作用是计算被测电压的真有效值；偏置电路则提供偏压，建立各级工作点。+Vs、-Vs、分别接正、负电源。CAV为滤波电容，用于滤波并且通过此电容值确定稳定时间，通过加大CAV可以减少波纹大小，但是会使得响应时间加长；被测电压需经10～20μF耦合电容接于此端，此时VIN端应接接地端COM。VIN高阻抗输入端，适配10 MΩ高阻分压器件作输入级。dB为分贝输出端，通过此端口可以计算真有效值电路的增益；BUF IN和BUF OUT为芯片的输入缓冲的输入和输出，可以通过这连个管脚的配合实现对输入电流和输出电流的缓冲，减少冲击；RL为外接电阻，用于调整放大精度；Iout为电流输出端。

图3.16 AD536A管脚图

Fig. 3.16 Pin Configuration of AD536A

AD536A芯片管脚功能如表3.4所示。

24

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表3.4 AD536A管脚功能

Table 3.4 AD536A Pin Function Diagram

管脚 1．Vin 2．NC 3．-Vs 4．Cav 5．dB

6．BUF OUT 7．BUF IN 8．Iout 9．RL 10．COM 14．+Vs

3-8-3 AD536A工作原理

AD536的输入是通过一个用作单位增益缓冲器（具有FET输入）的运放来引入的。缓冲器的输出接至全波整流器即绝对值电路，反过来，全波整流器的输出又接至有效值核心单元平方器/除法器，此有效值核心单元的输出又接至作为电流—电压变换器的运放的反相输入端。经过平方器除法器后通过镜像电流，镜像电流可提高电流的匹配度。AD536功能逻辑如图3.17。

功能描述 电压输入端 未连接 供电负端 滤波电容 增益调节 缓冲输出 缓冲输入 有效值输出 负载电阻 公共端 供电正端

图3.17 AD536A功能逻辑图 Fig. 3.17 Functional block diagram of AD536A

3-8-4 真有效值电路图

AD536芯片能够自己芯片内部的功能使得将输入信号进行真有效值变化，通过利用调整Cav电容

的大小调整滤波时间。构建电路如图3.18。

25

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图3.18 真有效值电路图 Fig. 3.18 RMS circuit

通过利用AD536A芯片可有效的减少电路结构，实现电路的高度集成化。由于该芯片是真有效值电路并非不是简单意义上的均方根电路，因此更加有用。因此它直接关系到信号功率，一个统计信号的均方根值也涉及到它的标准差，通过该芯片我们能把交流信号完整和有效的转换为直流信号。

The raw EMG (μV)

The rectified EMG (μV)

Sample number

(?V)0.0.80.60.42

010002000

[1**********]0

Sample number

6000

7000

8000

(a) 原始和整流EMG (b) 均方根EMG和归一化分析后的EMG 图3.19 肌电信号的整流滤波、噪声消除与归一化处理

Fig.3.19 The rectified EMG signal filtering, noise cancellation and the normalized

经过一系列的肌电信号放大采集和处理后，我们可以得到较好的肌电信号（图3.19），经过均方根处理后，能够更好的提取和还原肌电信号的特性，这样有助于我们日后对假肢控制规则的建立。

§3-9 电源设计

作为可穿戴式的设计，电源的设计非常重要，既要兼顾到较小的体积又要具有好的耐用性。为了能让系统进行长时间的工作，就要求系统必须能够在低功耗的状态下长时间工作；为了减小体积和重量，选用价格便宜且易于购买的纽扣式锂电池作为电源用以实现真正意义上的便携。为了能够满足可穿戴式的要求，这就要求在电路的设计过程中尽量选择具有电路结构简单、所需元件少、功耗低的芯片。本设计利用稳压芯片MAX756将3V（甚至更低）的电源升压为稳定的5V电压，作为便携电路中模拟及数字电路的正电源；用电压反相芯片MAX660进行电压变换得到-5V电压作为模拟电路中的负电源。

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河北工业大学硕士学位论文

采用电池供电存在随着电池放电，端电压会明显降低的特点。为保证系统能稳定、可靠地工作，需要有一个稳定的电源电压。因此选择了美信公司MAX756的高集成度电源管理方案。MAX756具有主/备电压选择和切断负载功能的电源电路芯片，适用于低电压和电池供电的CMOS工艺、DC-DC变换器，它可以接收3V正电压，通过引脚的不同连接输出3.3V或5V。MAX756的主要优点有：体积非常小，高转换频率（大于500K）使得可以应用MOSFET技术进而使得可以做成直径小于5mm的贴片形式；COMS工艺使其供电电流降低到60Ua；当输入为2v时，它可以提供200mA的5V电流。MAX756引脚图及相应的引脚功能见图3.20。

图3.20 MAX756芯片管脚图

Fig. 3.20 Pin Configuration of MAX756

MAX756管脚功能如表3.5。

表3.5 MAX756芯片管脚功能 Table 3.5 MAX756 Pin Function Diagram

管脚 1．SHDN 2．3/5 3．REF 4．LBO 5．LBI 6．OUT

功能描述

当其为低时输入关闭

输出电压选择管脚，当其为低时为3.3V 25V参考电压输出 低电压检测引脚 电压输入 电压输出

目前不少集成电路采用单电源工作，简化了电源，但仍有不少电路需要正负电源才能工作。本设计中的INA128、OPA134等元件都需要双电源供电，因而在+5V电源的基础上，又设计了-5V电压转换电路，本设计采用了电荷泵电压反转器MAX660芯片完成。电荷泵电压反转器是一种DC-DC变换器，它将输入的正电压转换成相应的负电压，即VOUT=-VIN，由于它是利用电容的充电、放电实现电荷转移的原理构成，所以这种电压反转器电路也称为电荷泵变换器（Charge Pump Converter）。MAX660可以将输入的1.5V~5.5V的电压对等的转换为相应的负电压即-1.5V~-5.5V,MAX660的高电压转换频率使得其外部仅需要两个电容就能实现电压转换功能，达到90%以上的转换率，工作电流近200uA,非常适合电池供电系统选择。MAX660引脚图及相应的引脚功能见图3.21。

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人体表面肌电信号采集系统的研究

图3.21 MAX660芯片管脚图

Fig. 3.21 Pin Configuration of MAX660

MAX660芯片管脚功能如表3.6。

表3.6 MAX660芯片管脚功能 Table 3.6 MAX660 Pin Function Diagram

管脚 1．FC 2．CAP+ 3．CAP- 4．GND 5．V+ 6．OSC 7．LV 8．OUT

功能描述

频率控制输入端 电容正端 电容负端 电源地 正电压输入 输入关闭控制 低电压输入，接地 负电压输出

图3.20 电源原理图

Fig. 3.20 Power Supply Schematic

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借助设计的纽扣电池电源可以减少50Hz工频带来的噪声影响，较少系统的体积和安全性，使得我

[38] [39]

。 们设计的肌电信号采集系统有助于户外佩戴特性并且可以使得我们的系统更加安全

§3-10 小结

本章针对肌电采集系统的特点以及所要达到的要求，通过利用INA128为主要芯片实现前级放大，

很好的减少前段噪声的引入。通过对低通滤波器和高通滤波器的设计，能够有效的剔除掉噪声对系统的影响，设计的50Hz工频陷波器，能够使得在50Hz处噪声得到很好的抑制。通过使用各个高集成电路芯片能够很好的减少系统的体积，并且能够很好的控制噪声的影响。

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人体表面肌电信号采集系统的研究

第四章 表面肌电信号采集系统性能与显示

经过硬件肌电信号采集系统的设计，需要对所设计的硬件电路进行性能测试，这样才能保证我们采集到的信号如实、客观、适宜地还原肌电信号，并将其完整的显示于计算机。

§4-1采集系统电路性能测试

4-1-1放大倍数

肌电信号采集系统放大倍数是可以选择的，可选择的放大倍数能够更好的适应不同人体体征，适应不同肌电信号能量幅值的要求。由于肌电信号放大分为两级，两级放大系统的肌电信号采集系统能够很好的提高肌电信号放大倍数，并且采用分级放大能够更好地分级滤除噪声的影响，减少噪声的混杂，真实地还原肌电信号。

初级前置放大电路采用放大倍数为10倍。前置放大电路的放大倍数不宜过大，由于肌电信号输送到肌电信号采集系统中时，周边的噪声也夹杂其中（包含50Hz工频噪声），外界的噪声对肌电信号而言是强噪声，如果选择倍数过大会使得肌电信号被“淹没”于噪声中，因此选择相对合适的前置放大倍数是适宜的。

二级放大电路选用倍数可变放大电路，能够在滤波后进行放大倍数地调整，使得肌电信号能够适合示波器观察，能够适合在计算上中显示出来。通过调整电位器阻值可实现倍数的选择，如表4.1。

表4.1电位器阻值与放大倍数的关系

Table4.1 The relationship between Potentiometer resistance and magnification

电位器值

KΩ 理论放大倍数 原始值 μV 输出值 mV 实际放大倍数

5 106.38 12.9 5.0 387.59 10 212.76 12.2 9.1 745.90 20 425.53 12.3 17.8 1447.15 40 851.06 12.3 35.3 2869.91 80 1702.12 12.3 69.9 5682.92

通过表4.1可以看出，在电位器阻值调整过程中，理论放大倍数与实际放大倍数中存在着一定的差距，但是其实际放大倍数与理论放大倍数比列为一固定值（3倍），造成这个结果的原因可能由于元件库本身数据参数与实际元件有所差别。但是放大倍数的选择区间为20-1.7K倍数之间，可选区间较大能够适合不同肌电信号幅值特点的需要。

4-1-2噪声去除

肌电信号采集过程中的噪声主要有：皮肤接触噪声，周围电磁噪声，系统内部噪声，工频噪声等。 皮肤接触噪声，可以通过减少皮肤阻抗和提高前置放大芯片来降低皮肤接触噪声的影响；周围的电磁噪声，可通过对系统增加金属屏蔽和内部滤波器以此来降低电噪声和磁噪声对系统的影响；系统内部噪声，可通过系统高度集成化和完善PCB版图结构来实现。

对于采集系统而言，工频噪声是对系统影响较大，相对于最高幅值为5mV肌电信号，工频噪声的最高幅值能够达到1V，因此设计去除工频噪声的影响成为肌电信号采集系统设计的关键。

肌电信号采集系统设计采用的是双50Hz工频陷波，利用两片UAF42芯片组成陷波电路，能够很好的将肌电信号在50Hz工频处的肌电信号衰减增益-160.436dB（如图4.1），尽管会引起一些有用信号的丢失，影响肌电信号的完整性，但是相对于50Hz工频信号对肌电信号的影响而言，这样的处理是30

河北工业大学硕士学位论文

有用而且是必须的。

图4.1 50Hz衰减增益

Fig. 4.1 The attenuation gain of 50Hz notch frequency

4-1-3频率选择

肌电信号的频率范围主要集中在10Hz-150Hz之间，这样就要求不在其区间频率范围的信号均可认为其主要信号不是肌电信号，因此介于10Hz-150Hz以外的信号需要系统能够很好的抑制。

幅值频率 / Hz

图4.2 肌电信号频谱图

Fig. 4.2 The Spectrogram of EMG

利用肌电信号系统采集到的肌电信号信号频率图可以看出频率集中10Hz-150Hz之间，肌电信号在10Hz-150Hz之间信号的能量较大，能够采集出我们适宜的肌电信号。

4-1-4 性能评价

由于系统的可调放大倍数区间为20-1.7K之间，能够较好的适应不同肌电信号幅值的需要，特别对于那些肌电信号幅值微弱的残疾人有着较好的放大作用，能够更好的将肌电信号显示于计算机。由于肌电信号的幅值是十分微弱的，因此对于外界的噪声影响是十分敏感的，利用UAF42芯片组成双50Hz工频陷波器能够很好的在50Hz频率抑制工频噪声，使其能够减少噪声对系统的影响。最后通过对采集系统采集到得数据进行频谱分析可以看出，系统对有用信号频度选择性较好，能够很好的将肌电信号主要

31

人体表面肌电信号采集系统的研究

频率进行采集出来。

图4.3为肌电信号采集系统与单片机连接的实验电路图。通过利用单片机将肌电信号采集系统采集到的肌电信号与计算机接口相连，将肌电信号显示在计算机上。

图4.3 信息采集存储实验

Fig. 4.3 The experiment of information collection and storage

§4-2 肌电信号结果显示

通过肌电信号采集系统的设计和利用凌阳单片机和计算机接口的互联，可以使得肌电信号能够有效的将采集到得肌电信号输出到计算机中。通过利用MATLAB软件可以直观的把采集到的肌电信号显示出来，并且可以针对信号进行一系列滤波除噪处理。

4-2-1 MATLAB软件介绍

MATLAB是Matrix Laboratory(矩阵实验室)的缩写，是由美国MathWorks公司开发的计数值计算\符号计算和图形可视化三大基本功能于一体的功能强大，操作简单的语言，是国际公认的优秀教学应用软件之一。

概括的讲，整个MATLAB系统由两部分组成，即MATLAB内核与辅助工具箱。两者的调用构成了MATLAB的强大功能。MATLAB语言以数组为基本数据单位，包括控制流语句、函数、数据结构、输入输出以及面向对象等高级语言。

MATLAB具有的特点：

◆ 运算符和库函数及其丰富，语言简洁，编程效率高；

◆ 既具有结构化的控制语句，又有面向对象的编程特性；

◆ 图形功能强大；

◆ 功能强大的工具箱；

◆ 易于扩展；

◆ 强大建模仿真工具Simulink。

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Simulink是一种用来实现计算机仿真的软件工具，它是MATLAB的一个附加组件，用来提供一个

Simulink是用模块组合的方法来使用户能够快速、准确地创系统级的建模与动态仿真工具平台[40][41]。

建动态系统的计算机模型，特别是对于复杂的非线性系统效果更为明显。

Simulink模型可以用来模拟线性或者非线性、连续或者离散或者两者的混合系统。也就是说它可以用来模拟几乎所有可遇到的动态系统。同MATLAB一样，Simulink也不是封闭的，它允许用户很方便的定制自己的模块和模块库。

4-2-2 Simulink设计滤波器

Simulink有9类基本模块库：continuous（连续模块组）、Discrete（离散模块组）、Funtions&Tables（函数与表格模块组）、Math（数学运算模块组）、Nonlinear（非线性模块组）、Subsystems(子系统)、Signals&System（信号与系统）、Sinks（输出模块组）、Sources（信号源模块组）等标准模块组。

由于肌电信号分布在一定的频带所以我们选择带通滤波器；设计方法：IIR滤波器，FIR滤波器。在数字信号处理系统中，常常要用到有限长单位冲击响应（FIR）数字滤波器。这是因为用FIR滤波器可以逼近任意幅频特性的滤波器，并获得很好的性能。例如，可以用FIR滤波器构造具有优良相位特性的线性相位滤波器。而IIR滤波器中，通带中的线性相位是不可能得到的，只考虑幅度指标。所以我们选用FIR滤波器来实现数字滤波。窗函数的选择：哈明窗，海宁窗，布莱克曼窗等。经典的哈明窗、海宁窗和布拉克曼窗通过把不同余弦序列进行位移和叠加的方法，使时窗函数两端比较圆滑，从而减小它的旁瓣幅度，提高阻带衰耗，但与此同时也增加了它的主瓣宽度，使滤波器的过渡带也随之加宽。根据滤波器通阻带衰耗要求及过渡带的指标要求适当选取窗函数。从兼顾过渡带宽和阻带衰耗

的角度来说，哈明窗比较好。

图4.4 数字滤波器

Fig. 4.4 Digital Filter

由于肌电信号的频率主要集中在10Hz-200Hz之间，因此我们选择哈明窗的带通频率为10Hz-200Hz之间(如图4.4)，因此，通过利用MATLAB软件Simulink工具箱进行滤波处理后，我们能很直观的观测到肌电信号波形图（如图4.5）。

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人体表面肌电信号采集系统的研究

x 104

图4.5 表面肌电信号波形图

Fig. 4.5 waveform of SEMG

§4-3 小结

本章内容通过对肌电信号采集系统的性能测试具体说明了肌电信号采集系统性能，理论上能够很好的还原肌电信号，并且将其显示于计算机。通过利用Multisim2001软件对肌电信号采集系统硬件电路性能进行检测，充分证明了肌电信号采集系统对50Hz工频衰减是合适的。通过对采集到得频谱图，能够很好的看出肌电信号采集系统能够很好的还原肌电信号各个频率分量，保证了肌电信号采集的完整性。

对采集到得肌电信号借助Matlab软件能够很好的直观的将肌电信号显示于计算机，便于我们观察并且利用Matlab软件方便日后处理肌电信号，进一步分析肌电信号的特征。

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第五章 结论

§5-1 论文完成的主要工作

表面肌电信号采集系统是基于人体表面肌电信号采集的微弱信号放大系统，集肌电信号放大、采集、显示一体的采集系统。所采集到得肌电信号具有高保真、高可靠性的特点，可以通过计算机存储、显示和分析，为日后的康复工程以及假肢控制规则的建立提供支持。

由于时间原因，机器的研制调校工作仍在紧张进行中，虽然离实用还有相当一段距离，但从设计到调试情况看，已实现了表面肌电的时域波形显示在计算机屏幕上。本课题的经过近一年的探索和研究，主要完成了以下几个方面的工作：

1.肌电信号采集装置放大部分的设计

针对表面肌电信号的特点和要求，设计了一种具有高信噪比的硬件电路，能够减少噪声对肌电采集系统的影响，并且可以选择肌电信号采集系统的放大倍数；

2.设计了一种新型50Hz工频陷波电路

50Hz工频噪声相对于肌电信号而言是强噪声。不同于传统的50Hz工频陷波电路，此陷波电路能够更好地在50Hz处抑制工频噪声，去除肌电信号采集过程中的强噪声；

3.肌电信号采集系统电池模块

通过利用MAX756和MAX660芯片组成纽扣电池模块设计，能够更好的减少外界噪声对肌电信号采集系统电磁噪声影响，并且能够减少系统的体积。

§5-2 论文的主要创新点

以上研究工作中，主要创新点有：

1.设计并实现了一种适宜佩戴的肌电信号采集系统，能够有效的采集到肌电信号并显示于计算机； 2.通过芯片UAF42的使用研究并设计了一种新型的去除50Hz工频噪声的陷波器。

§5-3 工作展望

肌电信号采集系统是一种特殊的微弱信号放大系统的典型。对于这个系统采集设计的关键在于如何将肌电信号提取出来，并且屏蔽和滤除噪声对系统的影响，这是一个有着重要意义和实际价值的研究内容，需要对系统设计进一步进行硬件设计和现实研究，需要做的工作有以下几方面：

1.肌电信号采集过程中依旧混杂着许多噪声，肌电信号实际精度不高，可以考虑通过一些仿真软件继续设计更加复杂和优良的滤波电路。

2.由于人的个体差异性，残疾人肌电信号的特殊性，需要进行大量的实际测试以求的更加合适的肌电信号放大倍数，保证肌电信号的准确性。

3.系统的采集往往依旧需要依靠计算机为依托，需要设计一种可以实现无线数据传输的肌电信号采集系统，使得肌电信号数据采集更加及时和方便。

通过日后的深入的研究和实验，找到一种更加适合并且精度更高的肌电信号采集系统，使得肌电信号采集系统更加方便操作，为我国康复工程事业做出贡献。

35

人体表面肌电信号采集系统的研究

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人体表面肌电信号采集系统的研究

附录A 人体下肢肌肉解剖图

图A.1肌肉的解剖学位置——前观图

Fig A.1 Anatomical positions of muscles-frontal view

图A.2肌肉的解剖学位置——后观图

Fig A.2 Anatomical positions of muscles-dorsal view

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河北工业大学硕士学位论文

附录B 肌电采集系统原理图

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人体表面肌电信号采集系统的研究

致 谢

在本文和本次设计即将结束之际，我要衷心感谢我的导师杨鹏教授。两年多来，杨老师不仅在科研学习工作中给予我极大的帮助和鼓舞，而且在生活上给与我大力支持更主要在人生意义上给了我很大的启迪。从进入课题、融入整个课题的学习研究过程直至论文的撰写总结，杨老师都投入了大量的心血和汗水。杨老师渊博的学识、严谨求实的治学态度、孜孜不倦的工作作风和平易近人的师者风范都给我留下了深刻的印象，为我今后的学习和工作树立了的典范，使我终生受益。

同时，课题组的郭欣老师、陈玲玲老师和刘作军老师，以及国家康复辅具研究中心的王喜太主任，在我课题的研究过程中也给予了很多指导和帮助，使我少走了很多弯路，学会了很多书本上看不到的东西。在此向他们表示衷心的感谢！

在两年多的时间里，各位同窗好友、师兄师姐、师弟师妹们在生活和学习上都给予了我热情的帮助和鼓励，是他们给我带来了无尽的欢乐，使我研究生阶段的生活更加丰富多彩。

我还要感谢我的父母和家人，是他们给予了我最大的精神支持和物质帮助，帮助我克服一个又一个困难。他们始终不渝的关心是我前进的不竭动力。在此谨向所有关心和帮助过我的同学、朋友和家人表示我最诚挚的谢意！

本课题得到国家自然科学基金资助项目“智能下肢假肢肌电信号识别与控制机理研究”（NO.60575009）。同时，国家康复辅具研究中心在实验设备和肌电信号测试方面提供了很大的方便。本人及课题组对各项目组和单位的大力支持表示衷心地感谢！

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河北工业大学硕士学位论文

攻读学位期间所取得的相关科研成果

1． 学术论文

Hao Li, Shan Xu, Peng Yang and Lingling Chen. A RESEARCH and DESIGN on SURFACE EMG [1]

AMPLIFIER. The Second International Conference on Intelligent Computation Technology and Automation(ICMTMA2010).2010.3（EI已收录）

2． 在读期间所参加的课题研究：

[1] 国家自然科学基金资助项目“智能下肢假肢肌电信号识别与控制机理研究”(项目批准号：

60575009)，2006年1月～2008年12月

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人体表面肌电信号采集系统研究

作者：

学位授予单位：李晧河北工业大学

本文读者也读过(4条)

1. 吴丽萍 面向智能假肢的表面肌电信号采集与处理[学位论文]2006

2. 李立峰 智能假肢控制源——肌电信号采集分析系统的研究[学位论文]2005

3. 杨瑞 肌电信号采集与分析系统的研制[学位论文]2009

4. 李锡杰 肌电信号采集系统设计及模式分类的研究[学位论文]2005

本文链接：http://d.g.wanfangdata.com.cn/Thesis_D113157.aspx