柳葉瀟，徐昱琳，趙翠蓮

上海大學機電工程與自動化學院，上海200444

前言

肌電信號（Electromyography,EMG）在神經(jīng)肌肉系統(tǒng)狀態(tài)評估、臨床診斷以及康復治療等方面都具有重要的研究意義與應用價值［1］。與針電極肌電相比，表面肌電（Surface Electromyography,sEMG）具有安全、無創(chuàng)的特點［2］，適用于長期的可重復性測量與監(jiān)護。目前，sEMG已廣泛應用于人類生活的各個領域［3］。

表面電極的研制對于sEMG的檢測具有重要意義［4］。傳統(tǒng)電極通常采用Ag/AgCl材料來實現(xiàn)電檢測，但是該類電極往往通道單一，需要涂導電膏，不適合區(qū)域性肌電采集與穿戴式長期診療等場景的需求。多通道陣列電極可有效提高sEMG信號的運動單元動作電位的區(qū)分度［5］。結合柔性材料與人體表面貼合度較好的特性，柔性陣列電極繼承了表面電極的優(yōu)點，具有更高的可彎性和柔韌性，可適用于人體皮膚不平坦區(qū)域的測量［6］。而干電極相較于濕電極，避免了導電膏的使用，適合sEMG的穿戴式長期采集。

目前，國內(nèi)外都對柔性陣列電極的制作進行了一定研究。張恒毅等［7］設計并實現(xiàn)了一種多通道有源柔性陣列濕電極；Marco［8］通過商用噴墨打印機、導電墨水、PET基底印制了能緊貼人體皮膚的表面陣列電極；Yasser等［9］利用噴墨打印印制了以PEN為基底材料柔性噴墨電極；Lin等［10］設計了24通道柔性陣列電極，并以此作為肌肉生物阻抗測量系統(tǒng)的前端。這些電極都能實現(xiàn)sEMG的采集，但很少有研究學者對柔性電極各參數(shù)的合理性進行驗證或提供指導和規(guī)范。

本研究為分析不同柔性電極設計與制作參數(shù)對采集性能的影響，首先對可能影響電極性能的參數(shù)進行分析；然后利用柔性印刷工藝與噴墨印刷工藝制作了5種不同規(guī)格的柔性干電極，并將其與成熟的商用濕電極進行對比，設計基于尺側(cè)腕伸肌的sEMG采集實驗，得到100個sEMG信號段；最后對信號段的時域特性和頻域特性進行分析并驗證，從而確定相關參數(shù)對電極性能的影響，為此后的柔性電極設計提供方向依據(jù)。

1 電極幾何參數(shù)設計

1.1 電極的形狀和尺寸

電極形狀指電極導電區(qū)域的形狀，主要包括圓形和方形等。電極形狀主要影響電流密度的分布，而方形電極的電流密度不均勻性高于圓形電極［11］。目前，大多數(shù)學者采用圓形電極進行sEMG信號的研究，如侯文生等［12］采用多通道圓盤電極進行手外肌肌電信號的檢測；黃成君等［13］通過自制高密度圓盤陣列電極進行肌力評估測試。此外，電極尺寸也是重要的幾何參數(shù)。有研究表明在沿肌纖維方向電極尺寸的增加對sEMG信號有積分效應［14］，可以降低其高頻成份。Marozas等［15］發(fā)現(xiàn)電極尺寸過小會降低低頻信號的強度。而若電極直徑過大，部分信號將無法通過電極被檢測到，電極直徑應當不超過10 mm［16］。電極尺寸還應當與電極間距綜合考慮，以免影響間距設計的合理性。

sEMG從人體轉(zhuǎn)移到電極很大程度上依賴于電極與皮膚的接觸程度，若電極與皮膚接觸較差，電極的接觸阻抗就會增大，信噪比（Signal-to-Noise Ratio,SNR）就會降低，因此接觸面貼得越緊越好。對于干電極而言，適當增加電極的高度能在一定程度上使電極與皮膚更好地接觸，提升電極采集的sEMG的SNR與穩(wěn)定性。因此電極的高度也是應當考慮和測試的參數(shù)。實際制作中電極的高度與制作工藝也有著密切的聯(lián)系。

1.2 電極間距

電極間距指的是兩電極中心之間的距離。兩個相隔一定間距的采集電極將皮膚表面的信號通過差分方式輸入至運算放大器，經(jīng)過一系列放大濾波處理后才可以在終端顯示得到完整的sEMG波形。假設θk為兩個電極測量到的信號相位差，則可推出式（1）：

其中，ω為信號角頻率；t0為信號在兩電極間的肌纖維上的傳導時間；fm為信號的頻率；k為電極間距；v0為肌纖維傳導速率，一般為2～6 m/s［17］。

為使兩個電極間的電位差達到最大，信號相位差θk應滿足：

將式（2）代入式（1）可得到滿足輸出電位差最大時的電極間距：

本實驗設定肌纖維傳導速率v0為4 m/s，考慮到sEMG的頻率范圍為20～500 Hz［18］，設置fm為250 Hz與500 Hz，根據(jù)式（3）得到4 mm與8 mm兩種間距。受電極間距影響，電極尺寸應小于4 mm。

2 電極采集干擾分析

干電極相較于濕電極有更好的舒適性和便捷性，適合sEMG的長期采集，并避免了導電膏的使用，降低了成本，因此本實驗自制的柔性電極均采用干電極設計。而干電極的電極-皮膚接觸阻抗較高［19］，當電極與采集電路之間的走線較長時，易受到50 Hz工頻干擾的影響。工頻干擾的幅值大于人體生物電信號并且處于人體生物電信號的范圍，是人體生物電測量中的主要干擾。為減小工頻干擾對sEMG采集的影響，主要采用的方法是減小電極-皮膚阻抗的不匹配程度以及提高前置輸入阻抗［20］。

從電極的設計制作角度考慮，在電極上增加信號調(diào)理電路，將無源電極轉(zhuǎn)變?yōu)橛性措姌O，使高阻抗輸入信號轉(zhuǎn)變?yōu)榈妥杩馆敵鲂盘?，可以減少工頻干擾對信號采集的影響。但是有源器件的加入，需要額外的供電電源，增加了電極的復雜程度和信號采集的不確定性，因此需要針對電極的有源無源設計進行比對分析。

3 性能測試與分析

3.1 柔性電極性能實驗設計

本實驗結合幾何參數(shù)、工藝制材和有源器件因素，自制了5種不同參數(shù)的柔性電極（表1）。噴墨印刷選用納米銀導電墨水和PET基底材料［8］；柔性印刷電路板選用壓延銅與聚酰亞胺基底材料［7］。其中噴墨印刷電極因PET基底的限制，無法焊接元器件，因此僅對柔性印刷電路板電極進行了有源設計。

表1 5種不同參數(shù)自制柔性電極Tab 1 Five self-made flexible electrodes with different parameters

本實驗利用健康人上肢雙側(cè)對稱性原理，分別采集健康人左右兩側(cè)對稱區(qū)域腕伸肌sEMG進行對比分析，避免同一區(qū)域電極之間的信號干擾并確保數(shù)據(jù)可比性。實驗過程如圖1所示，對雙側(cè)尺側(cè)腕伸肌進行5次肌電采集實驗，每次實驗在人體右側(cè)腕伸肌部位分別使用5種自制柔性電極進行檢測，而在左側(cè)對稱部位使用OT陣列濕電極進行檢測。利用EMG-USB2+設備采集雙側(cè)sEMG并在PC端實時顯示。最后對處理采集到的sEMG進行時頻域下的相關參數(shù)評價，以實現(xiàn)對不同電極的性能比較。

圖1 實驗過程框圖Fig 1 Block diagram of experimental process

3.2 尺側(cè)腕伸肌sEMG采集

3.2.1 實驗裝置尺側(cè)腕伸肌sEMG采集電極選用5種自制柔性電極與OT濕電極（圖2）。圖2a中的電極分別為表1中所列的電極1、電極2、電極3和OT公司生產(chǎn)的8通道、間距為5 mm的柔性陣列濕電極。由于電極4、5形狀與電極3類似，故不在圖中重復表示。數(shù)據(jù)采集裝置使用意大利OT公司的EMGUSB2+多通道信號采集器。

3.2.2 數(shù)據(jù)采集選擇一名健康成年男子作為實驗對象，年齡25歲，無尺側(cè)腕伸肌損傷病史及肌肉疲勞癥狀。被測者取坐姿，雙臂放置于支撐臺上。在尺側(cè)腕伸肌處粘貼電極并用醫(yī)用膠帶固定，連接采集設備，參考電極放置在手腕肌肉較少的位置。打開設備，調(diào)節(jié)采樣頻率為2 048 Hz，循環(huán)差分模式，增益1 000倍，帶通濾波的范圍為10～500 Hz。

圖2 電極與實物平臺Fig 2 Electrodes and physical platform

本研究共設計5組實驗，每組實驗采用不同自制柔性電極（電極1～5）和OT濕電極進行信號采集。以電極3與OT 8通道濕電極的對比實驗為例，實物平臺如圖2b所示。實驗中，一個腕伸周期為5 s，每次采集5個周期，共25 s，每次腕伸盡可能保持幅度一致。換不同電極采集前先休息10 min，以避免受試者產(chǎn)生肌肉疲勞。

3.3 信號分析

每組實驗的左右兩側(cè)電極各選取信號完整的兩個通道，共4個通道的數(shù)據(jù)，便可獲得100個可進行特征分析的sEMG段。部分通道的sEMG段波形如圖3所示，分別為一組OT柔性濕電極采集到的左側(cè)尺側(cè)腕伸肌sEMG與由不同參數(shù)自制柔性電極（分別從1到5）采集到的右側(cè)尺側(cè)腕伸肌sEMG。

圖3 OT濕電極與自制電極采集到的肌電圖Fig 3 Electromyograms of OT wet electrode and self-made electrodes

3.3.1 不同電極采集信號的時域分析為了對不同電極的時域特征進行定量分析，本實驗采用SNR和均方根（Root Mean Square,RMS）這兩個指標來評價電極采集信號的質(zhì)量。其定義分別為：

其中，s1(i)為sEMG動作段信號；s0(i)為sEMG靜息段信號；N為信號的長度，且選取s1(i)與s0(i)的長度一致。SNR越高，RMS越小，說明采集信號的噪聲越小，信號質(zhì)量越高。本實驗取5種不同參數(shù)的自制柔性電極及OT濕電極采集sEMG各2個通道，共100個sEMG信號段的數(shù)據(jù)，計算SNR與RMS，并求平均值，繪制OT濕電極與自制電極的SNR及噪聲RMS對比圖，如圖4和圖5所示。

從圖4和圖5可以看到，由于使用的OT電極是濕電極，每次實驗采集信號的SNR均值都比較穩(wěn)定，保持在9 dB左右，噪聲RMS均值也較低，保持在7 μV左右；而不同參數(shù)的自制柔性電極采集到的sEMG表現(xiàn)出不同的SNR和噪聲RMS。

圖4 不同電極的SNR對比Fig 4 Comparison of signal-to-noise ratio of different electrodes

（1）不同電極制造工藝間比較：實驗1、2中的OT濕電極SNR均比電極1、電極2高，而電極1的SNR比電極2高87.1%，且噪聲RMS減小了89.0%，故采用噴墨印刷工藝相較于柔性印刷電路板工藝在柔性無源電極的信號采集質(zhì)量上具有一定優(yōu)勢。

圖5 不同電極的噪聲RMS對比Fig 5 Comparison of RMS-noise of different electrodes

（2）柔性印刷電極的比較：對每組實驗中的自制柔性電極與OT濕電極的SNR進行比對發(fā)現(xiàn)實驗2～4中OT濕電極采集到的sEMG的SNR均比對應自制柔性電路板電極高，且RMS更低，而實驗5中電極5的SNR比OT濕電極高16.2%，性能突出。對每組實驗中不同參數(shù)的自制柔性電極的數(shù)據(jù)進行比對發(fā)現(xiàn)，實驗3中電極3比實驗2中電極2采集信號SNR高133%，且噪聲RMS相比降低74.7%，說明加入有源器件可提高信號的質(zhì)量。實驗3、4中的電極3、4采集信號SNR和噪聲RMS均相差不大，說明電極間距對信號質(zhì)量的影響不大。實驗5中電極5采集信號的SNR實驗3中電極3高41.7%，且噪聲RMS也減小了34.8%，說明增加電極高度也可提高采集信號的質(zhì)量。

3.3.2 不同電極采集信號的頻域分析在sEMG信號的頻域分析中，功率譜分析廣泛應用于肌肉疾病診斷和肌疲勞檢測。本實驗對局部信號進行功率譜分析，比較不同電極所采集到的信號頻域參數(shù)性能。選取時域分析所使用的動作段信號進行功率譜分析，5種不同參數(shù)的自制柔性電極與OT濕電極活動段的功率譜密度曲線如圖6所示。

圖6 不同電極采集信號的功率譜密度曲線Fig 6 Power spectral density curve of signals collected with different electrodes

從圖中6種不同的電極采集到的sEMG活動段的功率譜密度曲線可以看出，每種電極采集到的sEMG頻率集中在0～500 Hz。電極1采集到的sEMG功率譜密度均值較小，反映信號幅值較小。電極2采集到的sEMG在50 Hz及其倍數(shù)上，具有尖刺狀信號分布，說明電極2采集到的信號中存在工頻干擾及其他電磁干擾，采集到的信號質(zhì)量較差。電極3、4與OT濕電極的表現(xiàn)類似。電極5的功率譜密度較大，反映采集到的信號幅值較大。

4 結語

為分析柔性電極設計參數(shù)對采集性能的影響，本實驗通過自制不同規(guī)格的柔性干電極與商用濕電極的尺側(cè)腕伸肌sEMG采集進行對比實驗，對采集信號的時頻域特性進行研究。經(jīng)實驗分析后發(fā)現(xiàn)，有源電極相比無源電極有著更好的信號質(zhì)量，信號幅值更大，抗干擾性更強，同等規(guī)格下SNR可提升133%，噪聲RMS減小74.7%；將電極高度從80 μm提高到880 μm能使SNR提高41.7%，同時降低34.8%的噪聲RMS，即增加電極高度可以提高采集信號質(zhì)量。在本實驗中，電極間距對采集信號的質(zhì)量影響不大；納米銀噴墨電極相較柔性印刷電路板電極在信號質(zhì)量上有一定優(yōu)勢，但因工藝限制，電極高度僅0.8 μm，阻值較大，存在信號幅值較小的問題。綜合以上因素，增加電極高度后的自制有源柔性印刷電路板電極具有較全面的sEMG采集性能。

本研究驗證了多種設計參數(shù)對柔性電極采集性能的影響，為穿戴式生物肌電采集裝置中的柔性電極設計參數(shù)的選擇提供參考。在對納米銀噴墨電極進行實驗時還發(fā)現(xiàn)納米銀顆粒在皮膚汗液的接觸中存在脫落現(xiàn)象，影響電極的使用壽命，這為噴墨打印材料的穩(wěn)定性提出了更進一步的要求。今后的工作將增加電極間距取值樣本，進一步驗證本實驗的結論，并研究不同電極尺寸對電極性能的影響。