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1、中国科学技术大学博士学位论文表面肌电信号检测中的若干关键问题研究姓名：赵章琰申请学位级别：博士专业：生物医学工程指导教师：杨基海;陈香20100504第 1 章 X 绪论 1第 1 章 绪论 第 1 章 绪论 1.1 研究背景 1.1.1 肌电信号的生理学基础 肌肉是人体具有收缩功能的器官。它主要由肌细胞（又称肌纤维）和其间的少量结缔组织及血管、神经组成。按照结构与功能的不同，可以分为骨骼肌、心肌与平滑肌三类。其中与人体躯体运动相关的肌肉是骨骼肌，每一块骨骼肌由肌外膜包裹的多个肌束构成，各个肌束由肌束膜包裹的多条肌纤维构成，肌纤维由肌膜、肌浆和肌细胞核组成。肌浆中含有大量相互平行排列的肌原纤维
2、，肌原纤维则是产生肌肉收缩的重要结构和功能单位。 骨骼肌接受躯体运动神经支配， 一个运动神经元及其所支配的全部肌纤维构成一个功能单位，称为运动单位(Motor Unit，MU)。当躯体运动神经兴奋时，神经冲动传至运动神经末梢使其释放神经递质，递质与肌细胞膜上的相应受体结合，改变了肌细胞膜上钠钾离子通道的通透性，钠钾离子跨膜移动表现为，钠离子内流远大于钾离子外流，结果使肌细胞膜局部产生去极化，这一去极化的电位变化称为终板电位(Endplate Potential, EPP)。终板电位叠加达到一定的阈值就会产生动作电位(Action Potential, AP)，并传播至整个肌细胞膜。肌细胞膜兴奋
3、时经兴奋-收缩耦联，肌肉组织内部发生生物化学变化，将电能转变为机械能，从而使肌原纤维缩短，肌纤维缩短，肌肉发生收缩(汤晓芙, 2002)。 肌电信号(肌电图，Electromyography, EMG) 是应用电子学仪器记录肌肉静止或收缩时的电活动的曲线。一条肌纤维上动作电位传播过程形成了单纤维动作单位(Single Fiber Action Potential, SFAP) (汤晓芙, 2002)；一个运动运动单位内所有 SFAP 在时间和空间上的综合叠加就形成了运动单位动作电位(Motor Unit Action Potential, MUAP) (Peter, 2005)，运动单位持续的
4、发放过程产生运动单位动作电位序列(Motor Unit Action Potential train, MUAPt)；肌肉活动时，参与肌肉活动的(募集的)多个运动单位形成的 MUAPt 经过由肌肉、皮下组织和皮肤等组成的容积导体的滤波作用后在检测电极处时空叠加形成了肌电信号。 1.1.2 表面肌电信号的检测 第 1 章 X 绪论 2传统的 EMG 检测方法是将针电极或线电极等细小电极直接插进肌肉组织进行采集，得到插入式肌电信号(indwelling or intramuscular EMG signal, iEMG)。针电极、线电极能够很好地与肌纤维接触，MUAP 互相叠加程度较低，因此可以较
5、容易地检测出不同类型运动单位的 MUAP 序列。然而，医疗实践表明，iEMG 诊断给患者带来了较大的痛苦。表面肌电信号(surface EMG, sEMG)是将检测电极放置在皮肤表面测得的 EMG 信号，该方法已在 1984 年由 Hermens et al提出，是一种无痛苦无损伤的 EMG 检测方法，但它因存在下列一些问题(Klasser,et al,2006；余洪俊 等，2002)一直很少被应用在医疗诊断领域。 1)与 iEMG 相比，sEMG 是 EMG 信号经过肌肉、脂肪、皮肤等组织后测量得到的。不同生理状态、年龄、性别、骨骼形态、皮肤状况人的上述组织对 EMG 信号的影响有很大差异，
6、因此难以制定出一个统一的标准使 sEMG 信号成为诊断的依据。 2)EMG 信号传播到皮肤表面的过程中，受到了由各种组织组成的容积导体的滤波作用，波形发生一定的变异；容积传导也使近处与远处的多个 MUAP 互相叠加产生串扰，难以区分。 3)工频电源、心电、电极移动等均会对 sEMG 的测量产生干扰，具有较大阻抗的皮肤也会降低 sEMG 信号的信噪比。 在提高 sEMG 电极的信号质量方面的工作主要包括电极材料的研究与电极信号调理电路的改进。 例如，段晏文等(2007)研制了一种 Ag/AgCl 粉末烧结电极，与传统 Ag/AgCl镀层电极或银电极相比具有较低的电极-皮肤阻抗， 有效的提高了电极
7、的信噪比；一般来说，运用导电膏的电极具有较低的阻抗，而 Patrick Griss,et al(2002)研制了一种具有 100um 间距的钉状微机械结构的电极，这种电极不用导电膏(干电极)的情况下仍能获得与湿电极相似的低阻抗。 有源电极是将电极与放大电路集成在一起的电极， 采用有源电极可以避免电极连线引入的干扰。Suzushi Nishimura,et al(1992)将电压跟随器与电极集成在一起，降低了电极连线的阻抗，从而抑制外界干扰；何庆华等(2003)研制了一种含有两级放大电路的有源电极，成功的用于 sEMG 信号的检测。 将 sEMG 电极采集的信号进行无线传输可提高检测装置的便携性
8、并能够有效的抑制工频干扰。Robert et al(2004)为一种无线测量 sEMG 信号的装置申请了专利，该装置将一个发射器固定在手臂上，连接发射器的多个电极采集 sEMG 信号后，由该发射器将信号调制发送给无线接收器，从而实现了 sEMG 信号的无线传输。而 Swee et al(2004)申请的专利中，每个 sEMG 电极均集成有无线发射功能，避免了电极与发射器之间的连线，使 sEMG 电极更加便携。 第 1 章 X 绪论 3sEMG 检测具有无痛、便捷的优点，也存在波形叠加与变异等问题。除提高sEMG 电极的信号质量之外，目前对 sEMG 的研究主要集中在两大方向： 1)肌电分解。充
9、分肯定 sEMG 无痛苦、无损伤的优势，以 sEMG 最终能够一定程度上代替 iEMG 作为诊断依据为目标， 改善 sEMG 电极的性能， 并采用新的方法、新的思路，解决 sEMG 信号的串扰等问题，设法将 sEMG 信号中各 MUAP 分解开来。 2)动作识别。sEMG 信号与骨骼肌的动作密切相关，它同时具有便捷无痛的优势，因此通过 sEMG 信号可以有效的识别人体的动作。利用 sEMG 信号对动作进行识别，可以实现残疾人的假肢控制、手势交互、人体姿势交互等一系列的应用模式。从而，sEMG 信号的应用将逐渐进入人类现代生活的各个领域，而不仅仅是局限在医疗方面。 1.1.3 表面肌电信号的分解
10、研究 表面肌电信号分解的目标是从 sEMG 信号中分离出各个单独的 MUAP，该研究对 sEMG 信号用于医疗诊断具有重要意义。与 iEMG 相比，sEMG 信号的 MUAP 检测难度更大，近年来随着皮肤表面信号检测技术的逐步提高，sEMG 信号 MUAP 检测与估计的研究工作取得了很大的进步。相关研究工作主要表现在高密度 sEMG 电极的研制和 MUAP 检测算法的改进。 在高密度电极方面， 国内外研究中所采用的主要方法是利用空间电极阵列检测并通过空间滤波来获取高质量的 sEMG 信号。例如 Blok 2020mm rerimiRVRVVYVYVV= (2.5)在后续的实验中，R 设置为 1
11、M，Vm设置为 1V，测得 Vre与 Vim后，通过下列关系换算为 Yr与 Yi：Yr=20Vre；Yi=-20Vim。单位为微西门子(uS)。 上述方法称为相干解调方法，它具有很好的抗干扰、抗噪声能力。外界进入的噪声，只要不是与正弦信号源同频的信号，经过乘法器后都不会产生常数项而最终被滤波器滤除。为了进一步提高准确度和抗干扰能力，电极驱动部分与电极的 I/V 变换部分电路设计如图 2.18 所示： 图 2.18图 2.18 矢量导纳测试装置电极驱动与 I/V 变换部分原理图 第 2 章 高质量表面肌电检测电极的研制和性能分析 23运算放大器 U1、U2 构成-1 倍的负反馈放大电路，通过 C
12、E 与 RE 两根连线连接到待测差分电极之一，该反馈的结果是使 RE 端电压 VRE=-cos(t)，同时 RE这根连线上无电流通过，因而 RE 线的两端无电压差，这样就避免了导线自身阻抗的影响；U3 与 R3 构成的互阻放大器也是一个负反馈，该反馈使 WE 端电压保持 0，确保了两电极上的压差是 cos(t)，输出电压为通过电极的电流与 R3 的乘积，并且 WE 线亦无电流通过，同样避免了导线自身阻抗的影响。 图 2.19 给出了已实现的矢量导纳测试装置实物。 图 2.19图 2.19 自制矢量导纳测试装置实物图 在对电极进行测试之前，对自制矢量导纳测试装置进行了标定，如表 2.2 所示。
13、表 2.2表 2.2 自制矢量导纳测试装置标定结果 标定物 标定物精度 Vre(mV)Vre理论值Vre误差Vim(mV)Vim理论值 Vim误差1M电阻 1% 49.9 50 0.2% -0.04 0 1nF 电容 5% 4.13 0 39.69 40.62 2.3% 从表 2.2 可以看出，标定测试的误差都在标定物本身的误差范围之内，其中用 1nF 电容测试时，导纳实部为 4.13mV，可能由该电容自身的电阻(ESR)引起。 2.3.3 自制电极的导纳、阻抗及其时变规律 用自制的矢量导纳测试装置对 2.2.1 节的银丝电极与 2.2.2 节的自制Ag/AgCl 干电极在 130Hz 的频率
14、上进行了测试，测得两种电极的复数导纳随电极在皮肤上放置时间的关系如图 2.20 所示。Re Ag 线为银丝电极导纳的实部，它在电极放置皮肤上之后逐渐增大，收敛于 0.15uS 左右；而该银丝电极的导纳虚部(Im Ag)线在测试的 400s 内一直在逐渐增大。Re Ag/AgCl 线与 Im Ag/AgCl 线是 Ag/AgCl 干电极的导纳实部与虚部的时变曲线， 它们较迅速的增大达到峰值后略有减小，最后基本保持稳定。 第 2 章 高质量表面肌电检测电极的研制和性能分析 24图 2.20图 2.20 银丝与新制备 Ag/AgCl 线电极的复数导纳随时间变化曲线 银丝电极与 Ag/AgCl 电极由
15、相同直径、相同长度、相同间距的银丝制成，这两种电极所测导纳均随时间逐渐增大直至基本稳定。不同的是：Ag/AgCl 干电极放置在皮肤上之后导纳增大很快而后有一端减小的趋势，最后达到稳定；银丝电极的导纳增大缓慢。二者的实部最后趋近于一致，银丝电极导纳稳定后虚部大于Ad/AgCl 干电极。 试分析两种电极导纳虚部增大的原因：按照 2.2.1 节所述，银丝电极具有接近完全极化电极的特性，它的电极-电解质接触界面会极化产生一个双电层，这个双电层相当于一个电容器串联在电极-皮肤等效电路当中。电极刚放置在皮肤上时，皮肤表面电解质含离子较少，形成双电层的电荷也较少，表现出来的导纳较小；电极放置于皮肤之后，皮肤
16、会逐渐发生渗透、汗液累积等生理过程，导致参与形成双电层的电荷增多，电极-皮肤的导纳也随之增大，总导纳虚部较大是双电层电容特性的表现。Ag/AgCl 电极在含氯离子的溶液中是一个近似的完全非极化电极，自身的化学平衡能够提供足够的离子交换，没有双电层的形成。而本文研制的 Ag/AgCl 线性干电极由于没有涂覆含离子的导电膏， 皮肤表面的氯离子不足以完成离子交换，氯离子通过参与化学平衡反应直接交换电荷，表现出电阻的特性，其它阴离子参与形成双电层，表现出电容的特性，电极-皮肤导纳的变化是这两个过程共同作用的结果。随着皮肤表面电解质离子的增多，电极-皮肤导纳较快的达到稳定值。因为氯离子交换过程近似等效于纯电阻，所以稳定后导纳的虚部较银丝电极小。这种解释可以与图 2.20 的测试结果相符。另外，实验中采用了新制备的 Ag/AgCl 干电极，因此随着电极的干燥和性能的逐渐降低，Ag/AgCl 干电极的导纳达到最大后有逐渐减小的趋势。另有实验表明，久置后的Ag/AgCl 干电极的导纳变化规律介于新 Ag/AgCl 干电极与纯银丝电极之间。 第 2 章 高质量表面
