有源柔性表面肌电电极阵列设计_张恒毅_陈香.pdf

第 28 卷第 8 期2014 年 8 月电子测量与仪器学报JOUNAL OF ELECTONIC MEASUEMENT AND INSTUMENTATIONVol.28No.8901收稿日期:2014-03eceived Date:2014-03*基金项目:国家自然科学基金(61271138)资助项目DOI:1013382/j jemi201408014有源柔性表面肌电电极阵列设计*张恒毅陈香(中国科学技术大学电子科学与技术系合肥230027)摘要:针对表面肌电信号采集过程中皮肤电极接触阻抗较大，易受工频信号干扰，皮肤表面接触区域不平坦等问题，在聚酰亚胺柔性材料上设计并实现了一种新型有源表面肌电电极阵列。该电极阵列由 12 通道电极组成，与无源电极不同的是，有源阵列在电极和调理电路间加入了一级集成在柔性材料端的阻抗变换电路，以减小接触阻抗和工频噪声对采集信号的影响。性能测试结果表明，所设计的新型有源柔性电极阵列所采集的表面肌电信号具有较低的基线噪声和较高的信噪比，即使在皮肤表面不平坦区域，亦能获取高质量、低噪声的多路表面肌电信号。关键词:表面肌电;柔性电路板;有源电极;工频抑制中图分类号:3186;TN707文献标识码:A国家标准学科分类代码:3106140Design of active surface EMG electrode array based on flexible materialZhang HengyiChen Xiang(University of Science and Technology of China，Hefei 230027，China)Abstract:Aiming at reducing the effect brought by big skin electrode contact resistance，power frequency interfer-ence and uneven skin surface in the process of surface electromyography(sEMG)signal acquisition，a new type ofactive electrode array on polyimide flexible material is designed and implemented The designed active electrode ar-ray is composed of 12 channel electrodes，and unlike the passive electrode，an impedance transformation circuit isadded between each electrode and their modulation circuit on the flexible material to reduce the contact resistanceand the influence of power frequency noise The results of the performance test experiment show that the designedactive flexible electrode array has lower baseline noise，higher signal-to-noise ratio，and can get high quality，lownoise multi-channel sEMG signal even on uneven skin surfaceKeywords:surface EMG;flexible circuit board;active electrode;power frequency suppression1引言肌电信号(electromyography，EMG)在神经肌肉系统状态评估、临床诊断以及康复治疗等方面具有重要的研究意义与应用价值，如肌电假手自适应控制 1、肌纤维传导速度评估 2等。与临床上常用的针电极 EMG 相比，表面肌电(surface EMG，sEMG)具有无创性的优点，适用于长期连续可重复性测量以及用于孩童的测量监护。传统的 sEMG 电极多为有源单/双差分形式，如Delsys 公司 Bagnoli 系统中使用银条制作的单差分有源电极 3，Biometrics 公司的 SX230 单差分电极 4，意大利 OT 公司 uEMG 系统使用的同心圆电极 CoDe 5 和 shimmer 公司的无线有源表面电极 6 等。传统的有源差分电极可有效测量 sEMG 信号的时域信息，其特点是电极尺寸大、电极间隔较远等，主要应用于运动控制、步态研究、疲劳分析等领域 2。采用阵列式电极结构可在获取被测肌肉活动的时域信息外，有效记录肌肉活动的空间信息，使得检测新的肌肉特性成为可能，特别在肌纤维传导速度(muscle fiber conduction velocity)和单运动单元(single motor unit，sMU)特性评估方面 8 具有独特902电 子 测 量 与 仪 器 学 报第 28 卷的优势。Farina D 2 用阵列式 sEMG 对股外侧肌持续发力过程中肌纤维运动单元传导速度评估研究。根据实现电极阵列载体的不同，阵列电极分为硬质板阵列电极和柔性阵列电极。硬质电极阵列典型的有 OT 公司 SA16 系列银丝棒状阵列电极 9，Delsys 用于 sEMG 分解工作的 NDD(normal doubledifferential)差分有源电极 10，赵章琰等人研制的弹簧探针式阵列电极 11。硬质电极阵列因其自身特点，不利于在非平坦部位进行 sEMG 信号测量。相对于硬质电极，柔性电极阵列在可挠性材料上集成多路 sEMG 电极，具有较高的柔韧性，可用于皮肤表面不平坦区域的 sEMG 测量。现有的柔性电极阵列设计中具有代表性的有侯文生等设计的圆盘柔性印刷工艺的表面肌电装置 12，TMSI 公司在柔性材料上实现的 8 8 阵列、4mm/8 5mm 电极间距可选的高密度电极阵列 13。B G Lapatki设计的 7 12 柔性电极阵列 14，OT 公司设计的 64通道电极阵列 ELSCH0643S 15，以及董中飞等设计的同心圆环柔性表面肌电电极阵列装置 16。在电生理信号采集过程中，信噪比是衡量采集质量的重要标准。sEMG 信号采集过程中主要干扰来源为运动伪迹和工频干扰。运动伪迹主要由皮肤表面位置与电极之间的相对移动造成，工频干扰则由较高的电极皮肤接触阻抗与高输入阻抗的放大器之间的连接线以及电极与皮肤之间的接触不良所引入。抑制工频干扰可通过提高第一级放大器的共模抑制比，利用对消驱动 17，有效接地 18 等方法实现。针对肌肉动作收缩时产生的相对位移以及皮肤不平坦区域导致的电极-皮肤接触问题，采用柔性材料可增强两者的接触。此外，采用在电极对应位置直接实现放大等方法，可降低因电缆或走线长度等引起的工频干扰。现有 sEMG 电极设计中，常见的单/双差分有源电极和基于硬质材料的阵列式有源电极均采用了这种思想以提高采集信号质量，而基于可挠性材料的有源柔性阵列电极设计目前还未见有报道。为此，本研究在可挠性材料上设计了一种电极间距为4 mm 有源柔性阵列电极，以实现多路 sEMG信号的高质量采集。2设计与方法本研究设计的有源柔性阵列式 sEMG 采集装置主要由布局在柔性印刷电路板上的有源电极阵列和信号调理电路构成 14。图 1 所示为本装置的整体示意图，有源电极阵列从皮肤表面采集多通道 sEMG信号，通过信号调理电路进行放大和滤波处理，输出至数据采集电路。图 1有源柔性表面肌电采集装置整体结构Fig 1Whole structure of active and flexible sEMGacquisition device2 1有源电极设计图 2 所示为本文所设计的有源电极阵列，图2(a)为所设计有源电极阵列实物，包括电极阵列、阻抗变换电路和输出接口，底层电极通过中间过孔与顶层的运算放大器连接。电极阵列采用间距 4 mm 的 2 6 排列方式，每一行相邻电极构成单差分电极对，电极阵列可形成 10 通道单差分电极对，如图 2(b)所示。柔性材料采用150 m 聚酰亚胺(Polyimide，PI)为基质，相对于其他柔性材质，PI 具有较高的耐热性，利于在PI 材质上焊接元件，同时采用 150 m 载体厚度保证柔性板具有较高的柔韧性。电极为在柔性材料上印制的直径 2 5 mm厚度 35 m 的铜质圆盘，为稳定皮肤电极接触阻抗，电极表面镀有2 m 厚度的镍和 0 035 m 厚度的金层，如图 2(c)所示。在 PI 材料上通过电化学腐蚀和沉积等方法制作电极阵列，采用压延铜制作表面焊盘和走线进一步减小因弯曲引起的形变。柔性板的走线尽可能排布在顶层以减小与皮肤接触的可能，增强电极与皮肤接触的紧密度。由于皮肤表面电位相对于地电位(GND)有正有负，故在柔性板接口处为运算放大器提供正负双电源供电。基于柔性印刷工艺的电极阵列的具体加工流程如下:将聚酰亚胺柔性材料通过等离子清洗，在过孔位置钻孔并电镀得到所需的过孔;打磨柔性膜表面并与铜箔层压，再将感光干膜与铜箔基板压合后曝光形成微电极阵列等图形，然后再通过腐蚀、电镀、涂覆绝缘层等得到所需要的电极区域。第 8 期有源柔性表面肌电电极阵列设计903图 2有源柔性电极阵列Fig 2 Active flexible electrode array由于电极皮肤接触阻抗较高，当连接电极与信号调理电路之间的走线或电缆较长时，易受工频信号和空间电磁场的干扰，最终影响信号质量10。为此，为每一通道电极设计了一路阻抗变换电路，在柔性电极阵列的顶层安置运算放大器做阻抗变换，将高输出阻抗的 sEMG 信号转变为低输出阻抗的 sEMG 信号，降低工频噪声和空间电磁场的影响，同时提高 sEMG 信号的输出驱动能力。考虑到电极尺寸、电极间距以及较高的皮肤电极接触阻抗，所用阻抗变换电路采用 TI sc70-5 封装、低输入电流噪声和低温漂特性的运算放大器 OPA376 完成。图 3 所示为阻抗变换电路原理。图 3电极阻抗变换电路Fig 3 Impedance transformation circuit2 2信号调理电路sEMG 信号幅值在 4mV 以内，带宽集中在20 500 Hz，数据采集之前需对其进行放大和滤波处理。设计的信号调理电路包括放大和滤波功能，在实验室原有电路设计10基础上进行改进和调整，由两级电路构成。图 4(a)所示为初级放大滤波电路，主要由仪表运放和电容电阻构成。初级电路对信号进行约 60 倍差分放大，15 Hz 的一阶高通和 725 Hz 的一阶低通滤波。由于柔性电极阵列经过阻抗变换后运放的电压噪声影响较大，为减小前端电压噪声对后续信号的影响，同时为抑制由电极引入的 50 Hz共模工频噪声，选用了低电压噪声、高共模抑制比的仪表运放 AD8221。在 AD8221 的增益电阻端通过串联电阻和电容构成一阶高通滤波，考虑到信号调理板的尺寸，电路设计中电阻电容使用 0603 封装格式，电容最大可选值为 10 F，对应 1 k 电阻，实现 15 Hz 一阶高通滤波。在AD8221 输出端串联电阻电容构成一阶 C 低通滤波，通过 1 k 电阻与 220 nF 电容实现 725 Hz低通滤波。图 4(b)所示为第二级放大电路，采用对电容电阻不敏感的多重反馈带通滤波器结构实现约 30 倍的信号放大和 20 500 Hz 的带通滤波电路，主要由 AD706 与电容电阻构成。904电 子 测 量 与 仪 器 学 报第 28 卷图 4信号调理电路Fig 4 Signal conditioning circuit表 1 为本设计实现的有源柔性电极阵列前端性能参数，包括有源柔性电极阵列和信号调理电路。表 1柔性电极性能参数指标Table 1Performance parameters of the flexible electrode放大倍数(v/v)1800带宽范围(Hz)20 500CM(dB)96dB(AD8221)输入阻抗(G|pF)100|2通道数102 3有源柔性电极接口柔性电极板与初级信号调理电路板通过FPC 卡扣相连，在柔性阵列板的接口处通过补强使接口处厚度达到 0 25 mm，可与卡扣紧密相连。初级信号调理电路通过并行连接线连接次级信号调理电路并最终通过信号采集卡将信号传输至电脑，在电脑端进行信号波形显示和数据存储。图 5 所示为有源柔性电极采集装置整体结构。图 5有源柔性电极采集装置Fig 5Active and flexible electrodeacquisition device2 4数据采集部分设计的有源柔性阵列电极共有 10 路单差分sEMG 信号输出。在数据采集部分，采用 NI USB-6218 数据采集卡将 10 路模拟输出转换为数字信号并通过 USB 口传输至个人计算机。NI USB-6218具有 32 路模拟输入通道和 16 位 ADC 的采样精度，满足所需的通道数和精度需求。采用个人笔记本电脑可进一步隔离工频交流电。使用 VisualC+编写的多通道表面肌电数据采集软件实现对 sEMG 信号波形的实时显示以及数据存储。3SEMG 数据采集结果与讨论为保证良好稳定的皮肤电极接触，实际测试之前，需对柔性电极与被测皮肤表面进行预处理:首先，将 3M 双面胶按照柔性电极阵列的电极排布方式打孔，使孔的排布方式与电极阵列的排布方式相同;然后，将打孔后的双面胶的底层撕开，与柔性板上电极阵列对应粘连在一起，电极部分裸露在外。为降低接触阻抗，在双面胶的顶层涂抹导电膏，均匀后去除双面胶顶层，并将多余的导电膏除去，防止电极间短路的情况。最后，对被测皮肤表面，用酒精擦除测试部位多余的油脂，将柔性版底层与所测皮肤区域连接。经过以上预处理工作后，电极和皮肤的接触具有非常稳定的效果。3 1电极装置实测波形图 6 为所设计的有源柔性电极记录的受试者在握力为20 kg 时上肢肱桡肌处 sEMG 信号。由图可见，采用有源柔性电极阵列采集的信号在非活动段具有小幅度平稳的基线，在肌肉收缩时产生的sEMG 信号幅值明显。第 8 期有源柔性表面肌电电极阵列设计905图 6有源柔性表面电极采集的 sEMG 信号示例Fig 6Surface sEMG signal recorded by activeflexible electrode图7 为使用有源柔性阵列在肱桡肌处获取的 5通道 sEMG 信号示例，对应图2(b)中第一行5 路单差分电极对所获取的信号。图7(a)是在最大发力30%时对应的信号，图 7(b)是波形局部放大图。从图 7(b)可明显看出动作电位在肱桡肌中的传播过程。图7有源柔性电极阵列记录的表面肌电信号波形Fig7sEMG recorded by active flexibleelectrodes array3 2与无源柔性电极和弹簧针电极对比实验为验证本文设计的有源柔性电极的优越性，开展了有源柔性阵列电极、无源柔性阵列电极和弹簧针阵列电极的性能对比试验。无源柔性阵列电极采用 2 8 的镀金铜盘阵列构成，如图 8(a)所示。弹簧针阵列电极为本实验室前期工作所研制10，采用长度 2 cm、间距10 mm 的镍质圆头的测试探针实现电极间距10 mm 的 30 通道有源单差分电极，并可通过软件差分方式实现多种电极差分结构。如图 8(b)所示，弹簧针电极在硬质板上集成圆头探针和仪表放大器，实现有源阵列电极，整个电路板用亚克力外壳封装。裸露在外的探针可以弹性伸缩 0 2 mm，与皮肤的突出外形相配合。3 种电极都有其特定的初级放大滤波电路，所用原理相同。3 种电极的次级放大滤波电路和数据采集电路部分相同，性能参数如表2 所示。从时域和频域对 3 种电极获取的信号进行对比。图 8无源电极与有源电极Fig 8Passive electrode and springneedle electrode906电 子 测 量 与 仪 器 学 报第 28 卷表 23 种电极性能参数对比Table 2Comparison of performance parameters forthree types of electrode array性能参数指标有源柔性无源柔弹簧针电极性电极电极通道数10830电极间距4510初级放大倍数(v/v)603030放大倍数(v/v)1 800900900带宽范围(Hz)20 50020 50020 500前端共模抑制比(dB)120100100图 9(a)为 3 种电极在肱桡肌处非活动段期间获取信号的均方根值(对信号平方求均值再开方)，即噪声均方根值。有源柔性电极选取图 2(b)第一行 5 通道信号，无源柔性电极和探针电极选择对应皮肤位置处 5 通道的信号。由图 9(a)可观察到，采用有源方式设计的柔性阵列具有最小的基线噪声，基线噪声均方根值在5 V 之内，这是因为采用柔性材料可更好的实现表面电极与皮肤之间的接触，以及有源方式减小了外部噪声的引入。图 9(b)为 3 种电极的信噪比箱线图对比，本文通过分析 3 种电极获取的局部信号的信噪比评估电极的整体信噪比，截取活动段期间的信号作为有用信号，截取与该活动段距离最近且长度相同的非活动段信号作噪声信号，忽略叠加在信号上的微弱噪声。为消除人为导致电极与皮肤接触对信号的影响，去除有源柔性电极和无源柔性电极所记录的最好和最差通道。对于探针电极，选择对应信号较好的通道进行对比。由图可见，采用有源柔性电极阵列获取的 SN 在 30 38 dB，明显优于其他 2种电极，且分布紧密具有较高的稳定性。图 93 种电极时域参数比较Fig 9Time-domain parameter comparasionbetween 3 types of electrode array与信噪比计算方式类似，本文同时对局部sEMG 信号做功率谱(power spectrum density，PSD)分析，比较 3 种电极所采集到的 sEMG 信号频域参数性能。为消除人为导致电极与皮肤接触不良对信号产生的影响，去除有源柔性电极阵列和无源柔性电极阵列所记录的最好和最差通道，选择弹簧针电极对应通道进行对比。功率谱估计采用 Welch法进行，结果如图10 所示。由图10 可知，3 种电极所采集到的 sEMG 的主要噪声均为 50 Hz 工频噪声，在活动段期间，弹簧针电极所采集到的 sEMG信号具有较高的功率谱密度，而在非活动段，有源柔性电极具有最小的噪声功率。图 103 种电极功率谱密度比较Fig 10PSD of three types of electrode array第 8 期有源柔性表面肌电电极阵列设计907上述表面肌电测量部位为人体肱桡肌位置处，所测皮肤表面较平坦。为体现柔性电极的检测优势，在皮肤表面非平坦区域-面部咬肌位置处进行了 sEMG 信号测量，以比较 3 种电极在皮肤表面非平坦区域获取信号质量的优劣。图 11 为咬肌最大发力 30%时 3 种电极所测得的 sEMG 信号。由图可知，探针电极测量信号在活动段到非活动段的过渡过程中出现了运动伪迹，究其原因，可能是由不平坦区域肌肉收缩时肌肉与探针的相对移动导致产生。图 12 所示为咬肌位置处 3 种电极的基线噪声均方根值。有源柔性电极选取第一行连续 4 通道的噪声均方根值，无源柔性电极使用对应位置处的 4 通道电极，而探针电极因咬肌尺寸和形状存在接触问题，选取 4 通道较好信号进行对比。由图 9和图 12 可知，相对于肱桡肌位置处的基线噪声，图 11咬肌处 3 种电极肌电Fig 11sEMG singals recorded from masseter withthree types of electrode array图 123 种电极咬肌位置处噪声均方根值Fig 12Noise MS recorded from masseter bythree types of electrode array3 种电极方式在咬肌位置处的基线噪声均有所增加，但采用有源柔性电极阵列采集的咬肌位置处的信号噪声均方根值最小且各通道噪声均方根值相当。4结论采用有源方式制作柔性电极，可减小电极-皮肤接触阻抗对 sEMG 信号的影响，减小工频噪声的干扰，获取更高质量、更低噪声的表面肌电信号。为此，本研究在柔性材料上设计并实现了一种有源电极阵列，并从时域和频域对比了有源柔性电极、无源柔性电极和弹簧针电极所获取的表面肌电信号的质量。数据分析结果表明，所设计的有源柔性电极阵列可采集到较高质量的 sEMG 信号。与弹簧针电极阵列相比，柔性电极阵列具有较好的舒适性，能很好地适应皮肤表面的不平坦区域以增强电极与皮肤接触从而获得较小的基线噪声。与无源柔性电极阵列相比，有源柔性电极阵列可进一步降低外界噪声对 sEMG 信号的影响，具有更低的基线噪声以及更高的信噪比。参考文献 1 吴常铖，宋爱国，章华涛 一种肌电假手的自适应模糊控制方法J 仪器仪表学报，2013，34(6):1339-1345WU CH CH，SONG 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andTechnology，University of Science and Technology of China，in2000 and 2004，respectively She is currently the director ofthe Neural Muscular Control Laboratory，University of Scienceand Technology of China Her research interests include bio-medical signal processing，multimodal human-computer inter-action and mobile healthcare