TW200911200A - Active discharge of electrode - Google Patents

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200911200 九、發明說明： 【發明所屬之技術領域】 本發明係關於一種電容感測器及其用於測量源自一待測 試物體的生物醫學信號的方法，例如，測量人體的心電 圖腦電圖或肌電圖。該感測器包括監視與調節電路，用 於對可能引起測量結果誤差的感測器電極上集結之電荷進 行放電。 【先前技術】 r\ ^ 測量生物醫學信號對病人來說很重要但並非總是令人愉 快。要用一種非介入性的方式測量生物醫學信號，電容測 量法是一種很有前景的選擇。 電谷感測器無需直接皮膚接觸，讓使用者覺得如釋重 負，也為病人提供了更多舒適及非介入性的測量與（或）監 視。 舉例而言，電容感測器可用於測量病人的心電圖 (ECG)、腦電圖（EEG)或肌電圖（EMG)。 使用電容感測器也呈現了在與一高阻抗/電阻電路系統 (high impedance/resistance circuitry)相連的感測電極上集 結之電荷問題。本發明描述—令該電極主動放電並提供一 資料無效信號至系統其餘部分之方法，放電的發生可避免 信號處理中出現的誤差。 現行的生物醫學信號測量方法包括必須接觸皮膚的電極 的使用。使用該類型的測量方法具有獲得的測量結果品質 相對較高的優點。 130503.doc 200911200 在最近的文獻中，非接觸式（無電流接觸）測量生物醫學 信號方法已被報導[2]。 雖然非接觸式測量無法提供接觸式測量的穩定性及準確 性，但該類型測量的可能性仍極具前景。 已有多種用於測量源自一物體的電荷之系統與方法被提 出，例如2002年3月5日核發之美國專利第6,353,324號； 2001年10月9日核發之第6,300,616號；2004年1〇月19日核 發之第6,807,438號；及2006年3月16日公開之美國專利公 開案第 2006/0058694號。 但是，這些系統與方法中依然存在問題，特別是當感測 電極用於測量源自一物體的生物醫學電荷，且不接觸該物 體時。本文所揭示之系統與方法則克服了這些問題。 【發明内容】 本發明係關於一種用於測量源自-待測試物體之小生物 醫學電荷之電容感測器，其包括：輸入電路元件，該等輸

入電路元件具有一用於咸測雷;+ _L ㈣電何之電極’以提供為被測電 荷之一函數之一輸出信號，其中該電極與物體無電接觸； 放大電路兀件，該等放大電路 L ^ 筏至该等輸入電路元 :·’處理電路元件，該等處理電路元件經組態用於接收及 處理該經放大輸出信號並且用以提 監視電路元件，該等哨筋盘里、、。果，及調郎與 w h p與監視電路元件輕接至至少該等 輸入電路元件並且包括的顏雷 匕栝孤視電路兀件及調節電路元直 尹該等監視電路元件經組態用於 - 禮、.目丨丨一铷Θ处鬼山 兄这紅放大輪出信號以 偵挪一涮置結果尹大於一 之為差，該誤差係由該 130503.doc 200911200 電極上集結之電荷引起；及其中該等調節電路元件經組態 用於當該等監視電路元件價測到該測量結果中的該誤差時 予歧動以用於使該電極放電，以及該等調節電路元件經 組態用於當不再制到該測量結果中的該誤差時予以撤銷 啟動。 具體而言，目標係提供-種用於測量源自-待測試物體 之小生物醫學電荷之電容感測器，該電容感測器包括·· 輸入電路元件，該等輸人電路元件經組態用於感測該電 何以提供為該被測電荷之一函數之一輸出信號，其甲該等 輸入電路元件包括一用於感測源自該物體之電荷的電極及 -電連接至該電極的第一電阻元件；其中該電極與該物體 無電接觸； 放大電路元件，該等放大電路元件連接至該等輸入電路 元件且經組態用於放大該輸出信號； 處理電路元件，該等處理電路元件經組態用於接收及處 理該經放大輸出信號並且用以提供測量結果；及 調節與監視電路元件，該等調節與監視電路元件搞接至 至少該等輸入電路元件並且包括監視電路元件及調節電路 元件；其中該等監視電路元件經組態用於監視該經放大輸 出信號以偵測一測量結果中大於-預設值之-誤差，該誤 差係由該電極上集結之電荷引起；及其中該等調節電路元 件經組態用於當該等監視電路元件賴測到該測量結果中的 邊誤差時予以啟動以用於使該電極放電，以及該等調節電 路元件經組態用於當不再仙到該測量結果中的該誤差時 130503.doc 200911200 予以撤銷啟動。 『吻寸碉印興監視電路元 件進一步包括一顯示指示器， _ 发…貝不払不态係用於當歸因 於該誤差而使一測量結果無效時進行指示。 另一目標係提供一感測器，其中該等調節電路元件進一 步包括-第二電阻元件，該第二電阻元件連接至一開關， ㈣關連接至接地電位且經組態用於在閉合位置中，該等 調節電路元件被啟動’及在斷開位置中，該等調節電路元 件未被啟動，1中該第二電阻元件之電阻遠遠小於該第一 電阻元件之電阻。 另一目標係提供-感測器，其中該開關為一電開關、一 繼電器開關或一半導體開關。 另—目標係提供—感測器，其中該第二電阻元件與在閉 合位置之該開關之電阻係約〇。 另—目標係提供-感測器，其中該第二電阻元件與在斷 開位置之該開關之電阻大於該第一電阻元件之電阻。 另—目標係提供—種測量源自-待測試物體之小生物醫 學電荷之方法，其包括： 將-電容感測器置於接近但卻不接觸該待測試物體之表 面； 用該電容感測器測量該生物醫學電荷；及 將測量結果發送至-接收與檢視單元以檢視該等測量结 果； 其中該電容感測器包括： I30503.doc -9- 200911200 輸入電路元件，該等輸入電路元件經組態用於感測該電 荷以提供為該被測電荷之—函數之一輸出信號，其中該等 輸入電路元件包括一用於感測源自該物體之電荷的電極及 一電連接至該電極的第—電阻元件；#中該電極與該物體 無電接觸； 放大電路70件’該等放大電路元件連接至該等輸入電路 元件且經组態用於放大該輸出信號以提供測量結果； 處理電路元件’該等處理電路元件經組態用於接收及處 理該經放大輸出信號並且用以提供該測量結果·，及 調節與監視電路元件’該等調節與監視電路元件麵接至 至少該等輸人電路元件並且包括監視電路元件及調節電路 7L件；其中該等監視電路元件經組態用於監視該經放大輸 出#號以偵測一測量結果中大於一預設值之一誤差，該誤 差係由該電極上集結之電荷引起；及其巾料調節電路元 件經組態用於當該等監視電路元件偵測到該測量結果中的 該誤差時予以啟動以用於使該電極放電，以及該等調節電 路元件經組態用於當不再偵測到該測量結果中的該誤差時 予以撤銷啟動。 另-目標係提供-方法’其中該等調節與監視電路元件 進一步包括一顯示指示器，該顯示指示器係用於當歸因於 該誤差而使一測量結果無效時進行指示。 另一目標係提供一方法，其中該等調節電路元件進一步 包括一第二電阻元件，該第二電阻元件連接至一開關，該 開關連接至接地電位且經組態用於在閉合位置中，該等調 130503.doc -10- 200911200 節電路元件被啟動’及在斷開位置中，該等調節電路元件 未被啟動；其中該第二電阻元件之電阻遠遠小於該第—電 阻元件之電阻。 另-目標係提供-方法，其中該開關為—電開關、—繼 電器開關或一半導體開關。 另-目標係提供-方法，其中該第二電阻元件與在閉合 位置之該開關之電阻係約〇。

另-目標係提供一方法，其中該第二電阻元件與在斷開 位置之該開關之電阻大於該第一電阻元件之電阻。 另-目標係提供一方法，其包括測量人體之 電圖或肌電圖。 月自 【實施方式】 本發明以上及其他方面將參考以下實施例及參考圖式進 行詳細解說。 圖1顯不根據最新技術的基本電容探針，其可用於例如 心電圖（ECG)、腦電圖（EEG)及肌電圖（emg)的非接觸式感 測0 ~ 圖1所示之電極無需與皮膚進行電流接觸以測量例如 ECG、EEG或 EMG 〇 因為所測生物醫學信號很小，所以非接觸式測量系統的 輸入阻抗必須儘可能大。因此，請示R的值必須很大。 在文獻[2]中，其也顯示具有一大的輸入電阻可導致放 大斋輪出-較低雜訊位準。輸入電阻R與放大器輪出雜訊 之關係在圖2中顯示。 ” ° 130503.doc 200911200 因此至少存在兩個理由使非接觸式生物醫學感測系統具 有一大的輸入阻抗/電阻： 對（人）體產生之小電荷之高靈敏度； 減小此類感測系統之初始放大器狀態之輸出雜訊。 增大非接觸式生物醫學信號感測系統之輸入阻抗/電阻 之方法在[1]中描述。 由於此類感測系統之大輸入阻抗/電阻，該系統對干擾 十为敏感。此外’該非接觸式感測系統之電極可被充電。 電極之電荷係可在放大器之輸出信號中偵測。由於此類 感測系統之輸入阻抗/電阻非常高，所以電荷不可能报快 地經由輸入阻抗/電阻而被放電，並且導致感測系統在一 個長時間内無用處。 本發明長：出虽於電極上聚集之電荷干擾測量過程時對基 本電容探針使用一使電極主動放電之附加物。 圖3描述一種根據本發明之用於測量源自一待測試物體 之小生物醫學電荷的電容感測器之實施例。在該圖中，如 圖1所示之高輸入阻抗/電阻R(換言之，第一電阻元件）為了 便利而未予以繪示。 電極之主動放電過程係由調節/監視電路予以進行。該 =節/監視電路監視放大器之輸出。若伯測到干擾測量^ v處理）的電極上集結之電荷，則經由電阻器r 1 (換言 之第一電阻7L件）連接該電極至—固定電位（在本實施例 中為電路系統的接地）。在本發明的範圍内考慮措詞"電阻 元件”或”電阻器，，也可指代具有電阻元件行為的電路系 130503.doc •12· 200911200 統。調郎/監視電路可在離散時n用划由^ 月又听間週期内持續地或間歇性 地·§£視放大益之輸出。該問歇柯 必間歇性監視過程遵循

Nyquist/Shannon準則完成，即，妯槎相.玄，斤 1抽樣頻率必須至少為抽樣 信號的兩倍之高。例如，在測量ECG信號時，所有相關資 訊是始於DC-200 Hz位準，則以！ kHz進行採樣是可以接受 的。 為使電極能快速放電，下列指示出根據本發明之相對電 阻位準：

Ri«R

Rl CLOSED SWITCH^O^ ° 為不影響測量結果：

Rl OPEN SWITCH>R 注意，雖然開關被描繪為一真實開關，但開關的其他不 同實施方案也是可行的’例如，利用一個以上或定位一個 或一個以上開關於放大器輸出之下游。另外，例如開關的 一繼電器或一半導體貝加方案也在本發明範圍内被考慮。 若採用半導體開關，則R1可不被選為〇。因為若選為〇可導 致潛在毀壞開關的靜電放電（ESD)。因此ri的值必須選為 符合所應用之開關。 處理電路元件對熟習此項技術者為常規且熟知的，且隨 所測生物醫學信號類型而定。例如，ECG可在DC%200 Hz 帶内測量，EMG—般可在DC-500 Hz帶内測量。同時，若 只對病人的心率及心率之變率感興趣，則可採用DC_1〇〇 Hz。因此一帶通渡波器總是被使用。此外，主電源之 130503.doc -13- 200911200

Hz(美國及日本為6〇 Hz)為主導信號。因此一 ％ Hz(或 Hz)之凹口濾波器經常被使用。在一些案例中該信號之較 面《白波也很大’因此 1〇〇 Hz、150 Hz、200 Hz、250 Hz、 3 50 Hz(或60 Hz之較高諧波）之凹口濾波器也可被使用。濾 波之後再行處理。例如，決定心率及心率之變率需要—種 不同於為内科醫生提供一精細ECG波形所需之處理方法的 處理方法。此外，也可使用鎖相回路（PLL)形成擾動信號 然後將其從所測信號中減除來代替使用凹口濾波器。因 此，消除雜訊可通過多種方式完成。換言之，感測電極上 集結之電荷是一個可由根據本發明之電容感測器及方法克 服的問題，不管用於從提供一無用信號的第一放大器產生 一被測信號的處理電路元件為何。 圖4顯示一調節/監視電路中一放電方案之實施例。該圖 中一正常情況ECG被顯示。如果電荷集結發生於電極之 上，則放大器之輸出值將增大。作為結果，放大器之輸出 值可止於乂2與¥1，或者¥3與乂4之間。乂丨與乂々之值可為例 如放大器之輸出飽和位準。¥2與¥3之值可為例如放大器 開始非線性行為時的位準。使用這些數值位準，例如，可 界定該感測系統之問題區域，其在圖4 +被稱為ρι&ρ2。 因此可能的放電方案將要使如圖3所示的開關在放大器 輸出位於問題區域？1及卩2之外時保持為斷開，所謂的安全 值V〇Ut(SV)區域在圖4中標出。當放大器輸出進入卩丨或” 區時’則調節/監視電路可關閉開關，從而使電極放電， 並使放大器輸出落回SV範圍。 130503.doc •14· 200911200 調節/監視電路可產生一放電指示信號（在圖3中標示為 "Dis.Ind.")以使系統其餘部分（圖3中的進一步處理）得到放 大器之被測信號為無效信號的資訊。 本發明所討論之方法為上述問題提供了解決方法。 當集結之電荷達到可引起測量失誤時用電極放電之方 式，在調節/監視電路控制下除去電荷，同時也可對系統 其餘部分指示信號暫時無效。

第二個優勢在於當被測人動作過多時，因人體移動導致 電荷運動，並被電容探針測得，從而使放大器之輸出信號 也變得無效（信號在PlsilP2區内）。此情況發生時，調節/監 視電路也產生-^號指示系統其餘部分信號為益效。 ，本發明及其特定實施例被描述時，—般技術者會意識 到在不背離本發明精神及範圍的前提下 增強、及/或變動。因此，我們應明白 我1門應月白本發明只受限於申 §月專利範圍及其均等物。 【圖式簡單說明】 圆1係-顯示基本電容探針之概念圖。 顯示放大器輸出雜訊對輸入電阻R之函數圖。 圖3在概念上描述-根據本 電容感測器之一實施例。 〜有主動放電電極之 圖4顯示—根據本發明 【主要元件符號朗】 ^方案之—案例。

R R1 第一電阻元件 第二電阻元件 130503.doc 200911200 參考文獻

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Claims (1)

1. I 200911200 十、申請專利範圍： 1. 一種用於測量源自一待測試物體之小生物醫學電荷之電 容感測器，其包括： 輸入電路7〇件’該等輸入電路元件經組態用於感測該 電荷以提供為該被測電荷之—函數之—輸出信號，其中 該等輸入電路元件包括一用於感測源自該物體之電荷的 電極及電連接至該電極的第一電阻元件；其中該電極 與該物體無電接觸； 放大電路元件’ It等放大電路元件連接至該等輸入電 路元件且經組態用於放大該輸出信號； 處理電路元件，該等處理電路元件經組態用於接收及 處理該經放大輸出信號並且用以提供測量結果；及 調節與監視電路元件，該等調節與監視電路元件耗接 至至少該等輸人電路元件並且包括監視電路元件及調節 電路70件；其中該等監視電路元件經組態詩監視該經 放大輸出信號以侦測—測量結果中大於一預設值之一誤 差’該誤差係由該電極上集結之電荷引起；及其中該等 調”路元件經組態用於當該等監視電路元件谓測到該 測量結果中的該誤差時予以啟動以用於使該電極放電， 以及該等調節電路元件經組態用於當不再偵測到該測量 結果中的該誤差時予以撤銷啟動。 2·根據請求項！之感測器，其中該等調節與監視電路元件 進;一步包括一顯示指示器’該顯示指示器係用於當歸因 於該誤差而使一測量結果無效時進行指示。 130503.doc 200911200 3.根據凊求項1之感測器，其中該等調節電路元件進—步 包括一第二電阻元件，該第二電阻元件連接至—開關， 該開關連接至接地電位且經組態用於在閉合位置中該 等調節電路元件被啟動，及在斷開位置中，該等調節電 路元件未被啟動；其中該第二電阻元件之電阻遠遠小於 該第一電阻元件之電阻。

   根據請求項3之感測器，其中該開關為—電開關、_繼 電器開關或一半導體開關。 根據請求項3之感測器，其中該第二電阻元件與在閉合 位置之該開關之電阻係約〇。 6.根據請求項3之感測器，其中該第二電阻元件與在斷開 位置之該開關之電阻大於該第一電阻元件之電阻。 7· -種測量源自一待測試物體之小生物醫學電荷之方法， 其包括： 之 將一電容感測器置成接近但卻不接觸該待測試物體 表面； 利用该電容感測器測量該生物醫學電荷；及 將測量結果發送至-接收與檢視單元以檢視該等測量 結果； 其中該電容感測器包括： 輸入電路兀#該等輸入電路元件經組態用於感測該 電荷以提供為該被測電荷之一函數之—輸出信號，其中 該等輸入電路元件包括—用於感_自該物體之電荷的 電極及-電連接至該電極的第一電阻元件；其中該電極 130503.doc 200911200 與該物體無電接觸； 放大電路元件，該等放大電路元件連接至該等輸入電 路元件且經組態用於放大該輸出信號以提供測量結果； 處理電路元件，該等處理電路元件經組態用於接收及 處理該經放大輸出信號並且用以提供該測量結果；及 調節與監視電路元件，該等調節與監視電路元件耦接 至至少該等輸入電路元件並且包括監視電路元件及調節 電路元件，其中該荨監視電路元件經組態用於監視該經 放大輸出信號以偵測一測量結果中大於一預設值之一誤 差，該誤差係由該電極上集結之電荷引起；及其中該等 調節電路元件經組態用於當該等監視電路元件偵測到該 /貝j量、果中的該誤差時予以啟動以用於使該電極放電， 以及該等調節電路元件經組態用於當不再偵測到該測量 結果中的該誤差時予以撤銷啟動。 8_根據請求項7之方法，其中該等調節與監視電路元件進 一步包括一顯示指示器，該顯示指示器係用於當歸因於 该获差而使一測量結果無效時進行指示。 9.根據請求項7之方法，其中該等調節電路元件進一步包 括一第二電阻元件，該第二電阻元件連接至一開關，該 開關連接至接地電位且經組態用於在閉合位置中，該等 調節電路元件被啟動，及在斷開位置中，該等調節電路 元件未被啟動；其中該第二電阻元件之電阻遠遠小於該 第一電阻元件之電阻。 10·根據明求項9之方法’其中該開關為一電開關、—繼電 130503.doc 200911200 器開關或一半導體開關。 11. 根據請求項9之方法，其中該第二電阻元件與在閉合位 置之該開關之電阻係約0。 12. 根據請求項9之方法，其中該第二電阻元件與在斷開位 置之該開關之電阻大於該第一電阻元件之電阻。 13. 根據請求項7之方法，其包括測量人體之心電圖、腦電 圖或肌電圖。

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