运动人为噪声减少的电生理学测量 【技术领域】
本发明总体上涉及用于电生理学测量的装置、 方法和程序。背景技术 可以借助于粘合剂将用于测量类似 EEG、 EMG 和 ECG 的电生理学信号的常规电极附 着于患者的皮肤。通常， 可以使用凝胶确保电极和身体之间的良好电流接触。粘合剂和凝 胶能够导致皮肤刺激并使得对连续监测感到不舒适。
对这种电极的替代是电容性传感器， 其中使用皮肤和电极之间的电容性耦合来 测量表面电势。在 WO 2006/066566A2 中公开了这样的电容性传感器， 该文献描述了用于 对具有生物学起源的电磁信号进行电容性测量的传感器系统和方法。用于电生理学测量 的电容性传感器由于电容性电极和身体或皮肤之间的距离随时间变化而受运动人为噪声 (artifact) 的影响。在很多这种应用中， 这样的运动人为噪声可能导致问题。
发明内容
本发明的目的是提供一种包括电容性传感器的设备以及相应的方法， 其具有减少 的运动人为噪声。
根据本发明的一方面， 提供了一种设备， 其被配置成测量身体的至少一个电生理 学信号， 并且包括至少一个电容性传感器电极以及配置成控制所述至少一个电容性传感器 电极和身体之间的平均电压以减小或最小化运动诱发的信号的装置。于是， 即使在要测量 的身体移动的情况下， 也实现了精确的信号测量。
可以提供至少一个参考电极， 靠近身体或与身体电流接触地布置所述参考电极。 所述参考电极使得能够设置或检测参考电势以提高测量精度。
所述至少一个参考电极可以连接到电压源、 电流源或允许定义参考电极电势从而 定义身体的电势或电气条件的参考电势。
根据实施例中的一个或多个， 电压或电流源可以耦合到至少一个传感器电极和连 接到传感器电极的缓冲放大器的输入， 从而允许对传感器电极测量条件的限定设置。
根据实施例中的一个或多个， 至少两个传感器电极可以耦合到对于至少一个参考 电极的微分放大器的输入。于是， 精确的微分测量是可能的。
该设备可以包括至少两个或三个传感器电极， 该至少两个或三个传感器电极被配 置成测量基本相同的电生理学信号并被布置在与身体不同距离处和 / 或被供应以不同的 平均电压。 由于这种布置， 可以基于传感器电极的输出信号产生可靠的反馈信号， 从而使平 均电压到达限定值。限定值可能具有特定预设值， 或可以任选地为零。于是能够减小或消 除运动诱发的信号。
根据实施例中的一个或多个， 提供至少一个缓冲放大器， 其被配置成将施加到所 述缓冲放大器输入的所述传感器电极的输出信号转换成输出信号， 同时将所述传感器电极 上的平均电压保持在由施加到所述缓冲放大器的另一输入的信号所限定的电平。 这个概念实现了运动诱发的信号最小化。
可以将至少三个传感器电极布置成三角形样式或同心圆形式， 以确保协同定位 (co-location) 并获得运动诱发的信号的可靠信息。
根据实施例中的一个或多个， 可以提供至少三个传感器电极， 其中所述传感器电 极之一可以布置在传感器电极布置的中心， 其他传感器电极可以按分段形式围绕中心电 极， 分段布置成环或矩阵的形式。这种布置实现了运动诱发的信号的检测和 / 或消除。
在另一个实施例中， 所述设备包括布置成小段形式的至少三个传感器电极， 所有 电极的段以散布方式分布。这种布置实现了运动诱发的信号的检测和 / 或消除。
根据本发明的另一方面或根据实施例中的一个或多个， 所述设备或者一种设备可 以包括振荡器或振动器， 用于使下列中的至少一个振荡或振动 ： 传感器电极、 参考电极或支 撑或容纳传感器电极或参考电极的支座或外壳。 电极的诱发运动允许检测并补偿运动诱发 的信号， 从而提高关于要测量的电生理学信号的测量精度。 根据实施例中的一个或多个， 该 设备还可以包括耦合到振荡器或振动器的反馈环路， 以产生用于减小或最小化平均电压的 反馈信号。
可以将振荡或振动的频率设置在要测量的电生理学信号的生物电频带之外， 以便 允许在这些信号之间清楚地加以区分。
可以提供同步检测器， 其向所述装置发出检测信号， 从而对信号测量精度做出贡献。 根据实施例中的一个或多个， 提取器被配置成从所述传感器电极信号提取所述至 少一个传感器电极和所述身体之间平均电压的指示符， 其中所述设备被配置成使用所述指 示符控制补偿信号。这种结构允许有效的补偿， 从而使运动人为噪声最小化。
根据本发明的另一方面， 或根据实施例中的一个或多个， 一种设备可以包括估算 器， 所述估算器被配置成确定对所述至少一个传感器电极的至少一个输出信号的传感器信 号功率估计或传感器信号熵估计并基于所述至少一个传感器电极的所述至少一个输出信 号产生反馈信号， 以便使所述平均电压达到定义值。
在以上实施例的任一个中或根据其他实施例， 所述设备可以被配置成提供自适应 功率最小化。这种功率最小化提供了运动诱发的功率的指示和减小。
根据实施例中的一个或多个， 一种设备或所述设备可以包括配置成以任何任意组 合执行下列中至少一种或多种操作的模块 ：
使用迭代优化算法调整补偿信号 如下式给出的那样来更新补偿信号以便实现传感器信号功率 P(t) 的最小化，
其中提供调整常数 α 以控制收敛速度和稳态噪声， 通过有限微分近似获得梯度的估计 ：使用调制或摆动来确定局部梯度， 对传感器信号进行前置过滤并仅使用特定频带确定功率， 使用自适应香农 (Shannon) 熵最小化， 通过信号的概率质量函数 p(x) 确定信息熵， 即从概率质量函数估计获得 H(X)获得在以上实施例的任一个中， 或根据本发明的另一方面， 或独立于以上或以下实施 例的其他实施例， 可以提供用于均衡传递函数 Vo/V 生理的均衡器， 其中 Vo 是缓冲放大器的输 出信号， 所述缓冲放大器被配置成接收感兴趣的电生理学信号 V 生理， 所述设备被配置成自 适应地控制所述传递 Vo/V 生理， 从而实现均衡化。这种方式提供了良好的信号测量结果。
在以上实施例的任一个中， 或根据本发明的另一方面， 或在独立于以上或以下实 施例的其他实施例中， 一种方法可以包括如下至少一项， 或者一种或所述设备可以包括配 置成执行如下至少一项的模块 ：
利用至少一个参考电极向所述身体施加参考信号 V 参考， 以用于均衡电容性生物信 号感测的缓冲输入电容的目的，
将所述参考信号调制到高于在所述感兴趣的信号中预计的最大频率的值，
从所测得的和缓冲的参考信号减去所施加的参考信号，
对所得的信号进行解调和低通滤波， 并将这个信号用于控制放大 ( 率 )。 这样就提 供了对运动诱发的信号的有效抑制。
在以上实施例的任一个中， 或在其他实施例中， 反馈装置可以包括在反馈装置中 的积分器， 以便使缓冲放大器的增益达到单位值 (unity)。 于是能够利用可靠电路抑制运动 分量。
在以上实施例的任一个中或在其他实施例中， 可以提供数字电路以在数字域中实 施均衡化方案或其他上述功能， 提供高效率和良好灵活性。
根据本发明的另一方面， 或在以上实施例的任一个中或在独立于以上或以下实施 例的其他实施例中， 一种方法可以包括如下至少一项， 或者， 一种或所述设备可以包括控制 器以用于 ： 控制所述身体和电极之间的平均电压以使运动诱发的信号最小化， 利用传感器 电极的电容的测得变化重建输入信号， 以及通过处理所重建的信号导出补偿信号。
根据本发明的另一方面， 提供了一种测量身体的至少一个电生理学信号的方法， 包括如下特征 ： 控制电容性传感器电极和所述身体之间的平均电压以便减小或最小化运动 诱发的信号。
根据本发明的另一方面， 一种计算机程序可以包括程序代码模块， 所述程序代码 模块用于令计算机执行控制电容性传感器电极和身体之间的平均电压以减小或最小化运
动诱发的信号的步骤。
应当理解， 本发明的一个或多个实施例也可以是任何一个或多个以上特征或任何 一个或多个从属权利要求与各独立权利要求的任何组合。
本发明的至少一个或多个实施例基于如下认识 ： 运动诱发的信号与皮肤和电极之 间的电场以及沿该电场的运动分量成正比。
一个或多个实施例提出反馈机构， 反馈机构控制电容性电极和身体之间的平均电 压， 从而减小或最小化运动诱发的信号。 附图说明 本发明的这些和其他方面将从下文描述的实施例变得显而易见并参考这些实施 例加以阐述。在以下附图中 ：
图 1 示出了图示出测量装置的基本图 ；
图 2 示意性和示范性示出了根据本发明的实施例的表示 ；
图 3 示意性和示范性示出了根据本发明的另一实施例的表示 ；
图 4 到 11 示出了根据本发明的其他实施例 ；
图 12 到 17 图示了根据本发明的电极装置的其他实施例 ； 图 18 示范性示出了根据本发明的另一实施例 ； 图 19 和 20 示范了图 18 的实施例的各方面 ； 图 21 示范性示出了根据本发明的另一实施例 ； 图 22 代表测量曲线 ； 图 23 和 24 图示了根据本发明的实施例的变体 ； 图 25 示范性示出了根据本发明的另一实施例的方框图 ； 图 26 代表了功率曲线图 ； 图 27 到 30 图示了根据本发明的其他实施例 ； 图 31 和 32 代表电压比 - 时间图 ； 图 33 和 34 示出了根据本发明的实施例的电路配置 ； 图 35 图示了根据本发明的一个或多个实施例的数字设计 ； 图 36 示出了根据本发明的一个实施例的方框图 ； 以及 图 37 和 38 示出了根据本发明的实施例的电路配置。具体实施方式
通常， 电生理学信号的无接触 ( 电容性 ) 测量能够克服如下缺点 ： 长期使用期间的 皮肤刺激， 限制患者进行自由移动， 为患者提供的舒适性不够， 即患者知道正被监测。
在根据下文所述的一个或多个实施例的技术中， 有效地形成电容器， 其中人体组 织充当电容器极板之一， 而传感器的极板充当另一个电容器极板。 在电容性感测中， 不需要 与皮肤之间的电流接触 ( 即， 无接触感测 )， 因此， 不需要皮肤准备以及具有导电凝胶的粘 性贴片以建立良好的电接触。这显然是有利的， 尤其是在必须进行长时间测量时。
图 1 示出了具有缓冲放大器 2 的电容性传感器电极 1 的电路图的基本图示。传感 器靠近或接触患者的身体或皮肤 3 布置， 并包括连接到高阻抗缓冲放大器 2 的平行板电容器。连接到测量电极的缓冲器 2 能够将阻抗水平从高欧姆转换成低欧姆， 从而其能够跨过 电缆传输到测量系统， 而不受干扰的影响。
在图 1 的图示中， 方程
成立， 其中
Vdc 是电容器电极 1、 3 之间的平均电势差，
Vac 是由缓冲放大器 2 检测到的运动诱发的电压变化，
ddc 是电容器电极 1、 3 之间的平均距离，
dac 是电容器电极 1、 3 之间由运动诱发的时间距离变化。
对于更复杂的几何结构， 可以稍微修改这种作用关系， 但实质上相同。
实际测得的电极 1 上的交流信号 V 测得是运动诱发的信号 Vac 和皮肤 3 上的期望生 物信号 V 生理之和。没有关于期望信号或运动的更多信息， 不容易分开这些信号 ：
V 测得＝ Vac+V 生理， (2)
基本上， 在处于不同电势的两个平行电容器极板之间的电场中， 极板之间由运动 诱发的距离变化导致与电场和距离变化成正比的不希望信号。
在将两个平行电容器极板保持在相等的平均电势时， 电场 ( 由于是外部源 ) 现在 大部分在极板外部。可以通过适当的屏蔽或主动防护将感测电极与这些外部影响屏蔽。显 然， 可以通过公知的适当屏蔽技术， 像接地屏蔽和主动防护， 来屏蔽外部电场， 外部电场例 如来自市电。但皮肤 3 和电极 1 之间的电场是期望信号耦合的必要部份， 并且不能被屏蔽。 根据实施例中的一个或多个， 例如， 通过控制电极和皮肤之间的平均电压和 / 或避免可能 在发生运动的空间中引入无法控制的电荷的任何绝缘材料或电浮置导体来控制电场。
皮肤和电极之间的电势差也可以源自两个表面之间的材料差异。 这些电势差与真 空中的逸出功差异、 电解质环境中的原电池电势以及空气中摩擦电极的摩擦电序列相关。 电势差取决于材料和表面条件， 通常对于逸出功和电解质电势而言， 在伏的量级上。 对于空 气中的表面， 存在非常类似的电势差， 并且它们能够随着温度、 湿度、 污染、 氧化改变十分之 几伏。 对于人的皮肤， 表面电势还取决于很多生理方面， 例如皮肤中的钠和钾离子密度取决 于水合作用和拉伸。 因此， 即使当身体和感测电极处在相同电偶电势时， 皮肤和电极之间仍 然可能存在很大电场， 其与电极到身体距离的变化组合， 将导致运动诱发的信号。
根据一个或多个实施例， 提供了控制身体和电极之间平均电压的机构或特征， 使 得诱发的运动信号最小化。 根据下述实施例的方法和装置有效地使身体和电极之间的电场 最小化， 从而去除了运动人为噪声的根源。
为了控制身体 3 和电极 1 之间的平均电压， 提供了与身体 3 电流接触的参考电极 4。可以通过各种方式实现控制， 例如参见图 2 到 11 的电路图范例。
图 2 示出了通过连接到参考电极 4 的电压源 5 控制参考电极 4 的电压的实施例。 在本实施例中， 电压源 5 连接在参考电极 4 和地或参考电势 6 之间。电阻器 7 连接在参考 电势 6 和缓冲器 2 之间。
图 3、 4 示出了通过电压源或电流源控制感测电极 1 的电压的实施例。在图 3 中， 电压源 8 经由电阻器 7 连接到感测电极 1。在本实施例中， 参考电极 4 直接连接到地或参考
电势 6。电压源 8 连接在电阻器 7 的一个端子和地或参考电势 6 之间。电阻器 7 的另一个 端子连接到缓冲器 2 和感测电极 1。
在图 4 中， 电流源 9 连接在感测电极 1 的输出和地或参考电势 6 之间。在本实施 例中， 电阻器 7 并联连接到电流源 9。参考电极 4 直接连接到地或参考电势 6。在本实施例 中， 感测电极 1 的输出共同连接到电阻器 7 的端子、 缓冲放大器 2 的输入和电流源 9 的端子。 电阻器 7 的另一个端子连接到地或参考电势 6。
在缓冲放大器 2 和并联电阻器 7 的输入阻抗极大时， 例如超过 10 千兆欧姆或超过 50 千兆欧姆时， 诸如图 4 的电流源方案能够有效地像集成的控制电路那样工作。
在其他实施例中， 可以使用能够测量诱发的运动信号的任何技术， 以最小化反馈 机构来控制身体 3 和感测电极 1 之间的电压。一些范例如下。在运动未知时， 可以向感测 电极信号应用后期处理过滤技术， 从而将 ( 全部或一部分 ) 自然运动诱发的信号 ( 即例如， 期望信号频带之外的信号 ) 与感测电极信号分开， 并将这种经分开的信号用于最小化方案 中的反馈。这可能涉及一些逐步的或调制的反馈信号以找出朝向最小化的适当方向。在下 文所述的实施例中进一步解释这种情况。
在通过其他手段已知运动时， 例如， 从致动器诱发的已知运动系统， 或从像加速度 计或光传感器等的单独运动传感器已知， 可以将这种已知的运动与来自感测电极 1 的信号 相关 / 相乘， 以获得适当的反馈信号。因为平均相关 / 相乘结果是带符号的， 所以可以将其 直接用作反馈信号， 无需额外的调制。在下述实施例中提供了范例。 反馈电路自身能够作用于测量电极 1 或身体参考电极 4， 可以将电路的地 6 选择在 身体参考电势或接近电极电势或其它地方。
在这些或其他实施例中， 控制身体 3 和电极 1 之间的平均电压。
反馈环路可能相对慢， 因为身体和电极间的平均电压 ( 针对其使运动人为噪声最 小化 ) 由于温度漂移和电化学表面变化仅缓慢变化。对于身体和电极之间的最佳平均电 压， 针对宽频率范围使运动诱发的信号最小化。 还要注意， 反馈环路能够自动地补偿系统中 各种其他缓慢变化的偏移。
为了控制身体和电极之间的平均电压， 需要反馈系统与身体和电极两者之间的电 流连接。但因为反馈相对慢， 仅需要克服泄漏电流， 所以对该电流连接的要求非常宽松。例 如， 即使是仅通过少许导电介质间接接触身体 3 的参考电极 4 就足够了。 一种极端但实际的 情况是相对大的电极 4， 其具有与身体 3 之间清晰的电容性链路， 以及例如通过一层织物的 仅非常差的导电接触。差的导电接触对于相对慢的反馈和避免削波是足够的。参考电极 4 的电容性部分现在能够通过上文所述相同的方式诱发运动人为噪声。 不过如果多个电容性 传感器连接到该同一参考电极， 并且仅测量那些多个电容性传感器之间的电压差， 则参考 电极 4 的运动诱发的信号是共模信号。在适当避免电容性传感器中其他寄生现象影响时， 容易通过微分或仪表放大器去除该共模信号。
图 5 图示了可以通过微分或仪表放大器 16 从大的公共电容性参考电极 11 消除运 动人为噪声的实施例。仅需要参考电极 11 和皮肤 3 之间非常轻微的电流传导来防止削波。 图 5 的实施例包括如上所述连接的图 4 的部件， 还包括第二感测电极 12 以及连接在感测电 极 12 的输出与地或参考电势 6 之间的电流源 14。在本实施例中， 电阻器 13 与电流源 14 并 联连接。参考电极 11 直接连接到地或参考电势 6 以及电阻器 7、 13 的端子和电流源 9、 14
的端子。在本实施例中， 感测电极 12 的输出共同连接到电阻器 13 的一个端子、 缓冲放大器 15 的输入和电流源 14 的一个端子。电阻器 13 的另一个端子连接到地或参考电势 6。缓冲 器 2 的输出连接到微分放大器 16 的非倒相输入， 而缓冲器 15 的输出连接到微分放大器 16 的倒相输入。也可以利用互连元件反转或提供缓冲器 2、 15 的输出和放大器 16 的输入之间 的连接。
因为本发明的一个或多个实施例使用了相对慢的反馈， 所以可以将它们与很多其 他技术结合， 以图改善信号质量并去除人为噪声。 例如， 可以将标准的运动人为噪声过滤技 术与本发明的实施例结合， 因为它们以不同方式工作。
可以实施所述方法的实施例， 从而补偿或不补偿期望电生理学信号传递函数中任 何运动诱发的变化。 例如， 可以使用中和作用来减少这些类型的运动人为噪声， 并可以将中 和作用与本发明的实施例相结合。
上文或下文所述的实施例的优点， 或者更一般的， 增加到生物学信号放大器用于 减少共模干扰的电路 ( 例如右腿驱动系统 ) 的优点是， 可以减少两个或更多测量电极 ( 诸 如电极 1、 12) 之间的不希望的共模信号。实际的实施方式还可以典型地设置身体 3 和电极 之间的平均电压。可以容易地将这种右腿驱动系统与所述实施例的优点相结合， 因为根据 本发明的一个或多个实施例的反馈可能相对慢， 而不希望的共模信号处在高得多的频率， 像 50Hz 或 60Hz 电网的频率。
在下文中， 将描述利用多个协同定位的电极减少运动人为噪声的电容性传感器的 实施例。
如上所述， 用于电生理学测量的电容性传感器由于电容性电极和身体之间的距离 变化而可能受到运动人为噪声的影响。 这些人为噪声在很大程度上可能是由于皮肤和电极 之间存在平均电场。根据下述或上述实施例中的一个或多个， 提出将来自多个协同定位的 电极的测得信号相组合以控制电容性电极和身体之间的平均电压， 从而减小或最小化运动 诱发的信号。
通过组合来自协同定位的多个电极的信号， 可以获得运动诱发的信号的信息。可 以使用两个、 三个或更多电极。下文更详细地描述了三电极方案的特定选择。这些实施例 提供了关于相关联的测量电路和电极的一些细节。
在下文所述的实施例中， 提供了符合对极低输入电容、 极高输入阻抗、 低偏移和平 均电极电压控制的要求的电路元件。此外， 提供了用于适当信号组合的模拟电路范例。
此外， 示出了根据所述实施例中的一个或多个， 能够满足对称要求的一些电极几 何结构。
如上所述， 在图 1 所示的具有缓冲放大器 2 的电容性传感器电极 1 的基本电路图 中， 适用如下方程
在实际情况下， 引发运动诱发信号 Vac 的量 Vdc、 ddc 和 dac 基本上是未知的。
实际测得的电极上的交流信号 V 测得是运动诱发的信号 Vac 和皮肤 3 上的期望生物 信号 V 生理之和， 没有关于期望信号或运动的更多信息不容易分开期望生物信号 ：
V 测得＝ Vac+V 生理。 (4)
根据实施例中的一个或多个， 在组合多个电极时， 可以获得关于运动的信息并可 以提供适当的反馈信号以获得运动人为噪声减少的信号， 所述多个电极在基本相同位置测 量皮肤电势， 使得它们共享基本相同的 V 生理但处在不同平均电压和 / 或不同平均距离。
根据实施例中的一个或多个， 提供了一种三电极解决方案。将更详细地论述以上 概念的这种变体。使用协同定位的三个电极 a、 b 和 c， 这三个电极感测基本相同的 ( 未知 ) 生物信号 V 生理并经历基本相同的 ( 未知 ) 运动 dac。电极 a 处在 ( 未知的 ) 平均距离 d 和 ( 未知的 ) 平均电压 V。电极 b 处在平均距离 d+Δd 和平均电压 V+ΔV， 电极 c 也处在平均 距离 d+Δd， 但处在平均电压 V-ΔV。静态几何参数 Δd 和静电电压差异 ΔV 是已知的。应 用针对诱发运动信号的方程， 获得在三个电极上的以下测得信号 ：
Va ＝ V 生理 +V dac/d (5)
Vb ＝ V 生理 +(V+ΔV)dac/(d+Δd) (6)
Vc ＝ V 生理 +(V-ΔV)dac/(d+Δd)。 (7)
通过组合这些测得信号， 可以消去未知的 V 生理和 dac， 并可以建立起未知的 V 和 d 之 间的有用关系， 例如
V ＝ d(ΔV/Δd)(Vb+Vc-2Va)/(Vb-Vc)。 (8) 电极 a 和皮肤之间的距离 d 不是已知的， 但显然它必须是正的。
因此， 信号组合
(Vb+Vc-2Va)/(Vb-Vc) (9)
与未知的 V 成正比， 并且尽管比例因子是未知的， 但比例因子的符号是已知的。因 此可以在反馈方案中使用这种表达以将未知的 V 驱动到零。这实质上使得电极 a 的电场成 为零， 这又使得电极上的测得信号等于 V 生理， 因此没有运动人为噪声。 测得信号的其他函数 也是可能的。
为了进一步阐明三个信号之间的关系， 我们首先考虑优选在最佳平均电压 V ＝ 0 附近平衡电路的状况。 在这种情况下， 电极 a 上的测得信号 Va 直接代表期望的生物信号 V 生 而电极 b 和 c 上的测得信号 Vb 和 Vc 关于 Va 对称地偏离电压差 +/-ΔV dac/(d+Δd)。换 理， 言之， 电压差 Vb-Va 和 Va-Vc 相等。如果现在全部三个电极上的平均电压升高， 使得 V ＞ 0， 电极 b 和 a 之间的电压差变为
Vb-Va ＝ dac(dΔV-VΔd)/d(d+Δd) (10)
而电极 a 和 c 之间的电压差变为
Va-Vc ＝ dac(dΔV+VΔd)/d(d+Δd)。 (11)
显然， 电极 b 和 c 上的信号不再关于电极 a 对称， 可以利用这种效果产生将未知平 均电压 V 驱动到零的反馈信号。
除了上述函数之外， 反馈还有很多其他可能。例如， 在 Δd ＞ 0 且 ΔV ＞ 0 时， 可 以使用以下函数 ：
exp(Vb-Va)-exp(Va-Vc) ＝ exp(dacΔV/(d+Δd))sinh(-dacVΔd/d(d+Δd))。
如果将该表达式作为快速变化的运动 dac 的函数来处理， 我们可以看到表达式中 的 sinh() 函数在零附近是反对称的， 斜率与 -V 成正比， 而指数函数始终是正的， 具有正斜 率。因此这个函数的平均值是符号与未知 V 相反的非零值， 可以将其用于向着 V ＝ 0 的期 望状况驱动系统。 很多其他非线性函数， 像 log(Vb-Va)-log(Va-Vc) 或者 (Vb-Va)2-(Va-Vc)2 导
致类似的结果。
通常， 存在非零 ( 但未知 ) 运动 dac。在没有运动时， 不发生运动人为噪声。提出 的三电极方案在三个电极和测量之间提供了充分的对称性 ： 三个测量系统的偏移和增益充 分相等， 寄生现象对测量结果的影响低， 上文定义的变量 ΔV、 V、 V 生理、 d、 Δd 和 dac 对所有 三个电极而言具有充分相等的值。这全部能够通过适当的电子和几何设计来实现。下文论 述设计的电子方面和几何方面中的一些。上述三电极方案的变化是可能的。增加更多电极 能够提供更多信息和更精确的反馈。
可以利用仅使用两个电极的实施例来改善提供反馈以优化平均电压、 使运动人为 噪声最小化的其他机制。 处在相同距离但处于不同平均电压的两个协同定位的电极与独立 的运动估计机构组合， 能够用于在正确方向上向着最佳值驱动平均电压。处在相同平均电 压但处于不同距离的两个协同定位的电极能够帮助将运动人为噪声信号与生物信号分开。
下文将描述一些示意图。对于每个感测电极， 提供电路 20( 图 6)， 其将电容性感 测的电极信号尽可能忠实地转化成信号， 并且还允许对电极上的平均电压进行控制。在图 6 中用符号 20 表示这种功能， 图 6 图示了电极缓冲放大器， 其将连接到 “输入” 端口 21 的电 极上的电容性信号忠实地转化成在输出 23 处的输出信号 V 输出， 同时将电极上的平均电压保 持在通过输入 22 给定的电平 V 参考。 图 7 中示出了利用标准超高输入阻抗型运算放大器 24 对这种功能的基本实现。 图 7 的实施例提供了利用具有单位增益的极高输入阻抗缓冲放大器 24 对电极缓冲放大器 的简单实现。从输入 22 经由电阻器 26 向放大器 24 的非倒相输入供应参考电压， 非倒相输 入也连接到输入 21。经由反馈环路 25 将放大器 24 的输出 23 直接反馈到放大器的倒相输 入， 以便提供单位增益。
图 7 的这个电路提供了在对小生物信号过滤具有高输入阻抗的电阻器 26 的期望 高 R1 值与由于放大器输入偏置电流导致的不期望偏移之间的折中。
图 8 示出了一个实施例， 其通过增加额外的积分器电路 27、 28， 减少或去除输入级 的偏移 ( 仅留下积分器的输入电压偏移 ) 大大克服了这种折中， 并提供了将电路的输入阻 抗水平甚至提升更高的机制。运算放大器 27 包括其反馈环路中的电容器 28 和电阻器 30， 以便充当积分器。 输出 23 连接到分压器， 分压器包括与电阻器 29 串联连接的电阻器 30， 该 连接点连接到放大器 27 的倒相输入。输出 23 还连接到第二分压器， 第二分压器包括串联 连接于输出 23 和输入 22V 参考之间的电阻器 31、 32， 该连接点连接到放大器 27 的非倒相输 入。
时间常数 R2*C1( 部件 29， 28) 驱动偏移补偿的缓慢积分， 电阻器 30， R3， 提供在更 高频率改善相位稳定度的模块， 电阻器之和与电阻器 31 的比值 (R5+R4)/R4 作为对电路的 有效输入阻抗的放大因子。
在实践中， 这些电路可能具有显著的输入电容， 其与因为运动而变化的皮肤 - 电 极电容一起， 可能在电路的信号传递函数中生成不期望的运动人为噪声。 如上文已经所述， 这可以通过已知的主动防护和中和电路来减少。
图 9 示出了范例电路形式的实施例， 该电路由于主动耦合的放大器电源导轨而强 烈减小了输入电容。图 9 示出了通过将放大器的内部电源导轨主动耦合到单位增益输出而 有效消除输入电容的可能。可以任选地将这种技术与已知的对外部寄生电容 ( 这里未示
出 ) 的主动防护相结合。图 9 中示出的电路使用具有负反馈环路 34 的单位增益放大器 33， 负反馈环路 34 直接将放大器输出连接到放大器 33 的倒相输入。该电路包括标准电源调节 器 35 和标准电源调节器 37， 标准电源调节器 35 例如从 +15V 导轨提供 +5V 正电源电压， 标 准电源调节器 37 例如从 -15V 导轨提供 -5V 负电源电压。调节器 35、 37 的 +5V、 -5V 电压输 出分别借助于电容器 36、 38 连接到放大器 33 的输出 39 并参照放大器 33 的输出 39。所示 的电路使用标准电源调节器， 但采用相同基本思路的其他电路也是可能的， 例如使用电荷 泵或浮置电源， 比如电池或变压器。 在本实施例和其他实施例中， 将任何寄生电容主动屏蔽 或主动耦合到单位增益输出。
图 10 示出了图示说明实施 3 电极方案的实施例的基本实现方式的图。对应于电 极 40、 42 的电极 b 和 c 离皮肤比电极 a( 电极 41) 稍远。过滤块 43 经由诸如图 6 所示并参 考图 6 所述的电路 20 从电极 a、 b 和 c 接收信号， 针对每个电极 40 到 42 的平均电压产生适 当的反馈信号， 并产生运动人为噪声强烈减少的输出信号 44。
可以通过很多方式， 包括数字电路， 实现过滤块 43 和三个缓冲放大器 20。
图 11 示出了并入针对 3 电极方案的可能模拟过滤器实现方式的实施例。图 11 示出了所提出的 3 电极方案的简化模拟实现方式。在这里， 电流源 51、 二极管 46(D1) 和 50(D2) 以及运算放大器 47 提供 +ΔV 和 -ΔV 参考电压， 该参考电压施加到用于电极 40 到 42 的电路 20 的 V 参考输入， 二极管 48(D3) 和 52(D4) 与电容器 C1 一起从测得的电极信号导 出适当的非线性反馈函数。非线性反馈电路的有效运动过滤时间常数与电容 49(C1) 除以 电流源 51 供应的电流成正比。电容 49 的一个端子连接到放大器 47 的非倒相输入、 二极管 48 的阴极和二极管 52 的阳极。电容 49 的另一个端子连接到与电极 41 耦合的电路 20 的输 出， 以及输出 53。二极管 46、 50 串联耦合在放大器 47 的输出和电流源 51 之间。二极管 46 的阳极连接到与电极 40 耦合的电路 20 的 V 参考输入。二极管 46 的阴极连接到与电极 4 耦 合的电路 20 的 V 参考输入， 二极管 50 的阴极连接到与电极 42 耦合的电路 20 的 V 参考输入。
关于上文和下文所述使用协同定位的电极的实施例， 建议方式的任选特征是， 电 极 40 到 42 测量基本相同的生物信号 V 生理， 分享皮肤表面和电极表面之间基本相同的电势 差 V， 分享基本相同的运动 dac， 并且电极 b 和 c 与皮肤相距基本相同的共同距离。要采取的 第一个措施是将电极 40 到 42 紧密放在一起， 并提供适当的机械附着， 以将它们定位在皮肤 表面， 例如参见图 12。
图 12 示出了紧密协同定位， 从而经历相同的信号和运动的电极 40 到 42(a， b和 c)， 例如， 布置成三个一组或三角形的形式。
为了对沿着皮肤表面的皮肤曲率、 电极倾斜和信号梯度更不敏感， 可能有益的是 使用更对称的电极组件， 例如参见图 13、 14、 15。在图 14、 15 的实施例中， 电极 b 和 c 的每个 都被分成多个电极段。在图 14 的实施例中， 电极 c、 b 的段沿着围绕中心电极 a 的圆交替布 置。电极的这多个段可以电连接到用于该电极的单个缓冲放大器。图 14 的实施例提供了 更对称的电极组件， 其还保持了电极 b 和 c 之间的电容性对称。电极 b 的各段是电连接的。 对于电极 c 适用同样情况。
在图 15 的实施例中， 电极 b、 c 的电极段如矩阵状布置在中心电极 a 周围并呈现出 四重的对称性。
为了电子线路有适当的性能， 需要特定的最小电表面面积。为了使电极更好的定位在一起， 可能将区域分成多个更小的电极段， 参见图 16 和图 17。在距皮肤的距离和信号 梯度的小偏差方面， 这提供了更好的平均。图 16、 17 的两个实施例都提供了很多更小电极 的平均。段中的字母表示相应段所属的电极。图 16 示出了蜂窝状结构， 而图 17 为矩阵状 布置， 其中以交织的方式布置电极段。
显然， 具有类似优点的更多几何结构是可能的。对于除三个之外的不同数量的协 同定位电极的其他解决方案， 类似的推理获得稍有不同的电极图案。
注意到， 电极间电容可能很大， 并且在使用多个电极段时趋向于增大。 为了避免或 减小这种效应， 可以利用适当的主动防护方案 ( 这里未示出 ) 将电极彼此屏蔽。也可以适 当地防护外部场， 使得电极仅暴露于期望的皮肤区域。
根据本发明的一个或多个实施例 ( 这些实施例可以独立实施或可以与一个或多 个上述实施例自由组合 )， 利用振动的探头实现电容性生物电感测中运动人为噪声的减少。
如上所述， 皮肤 - 电极距离的变化和跨皮肤 - 电极的电容耦合存在的偏移电压 ( 即电场 )( 例如， 由于电化学势差异和放大器偏置偏移 ) 的结合可能导致电生理学测量结 果中的人为噪声。 在下文所述的根据本发明的实施例中， 提出了一种方法和装置， 其利用振 动的电容探头与反馈机构组合来补偿偏移电压， 从而显著减少了人为噪声。
在上述实施例中， 运动诱发的信号可以与电极和皮肤之间的电场以及沿该电场的 运动分量二者成正比。 如上所述， 可以主动控制身体和电极之间的平均电压， 使得身体和电 极之间的电场， 从而使得运动诱发的信号得到最小化。为了控制身体和电极之间的平均电 压， 提供了参考电极。 由于仅需要控制小的缓慢随时间变化的电压， 所以对于电流连接的要 求非常宽松。例如， 即使是仅通过少许导电介质间接接触身体的参考电极就足够了。可以 通过各种方式实现控制， 参见所附的图 2 到 4 中的电路图， 针对一些范例， 图示了用于控制 电极 - 身体电压降的不同配置。以下描述解释了如何在使得身体和电极之间的电容性耦合 没有电场的解决方案。
如上所述， 皮肤 - 电极距离的变化和跨皮肤 - 电极的电容性耦合存在偏移电压 ( 即电场 )( 例如， 由于电化学势差异和放大器偏置偏移 ) 的结合可能导致电生理学测量结 果中的人为噪声。将借助于图 18 给出对该问题的详细描述， 图 18 示出了电容性电生理学 测量结果的示意图。从左至右， 该图示出了生物电信号 55， V 生理 (t)， 根据 N(t) 而随时间变 化的皮肤 - 电极电容 57， Ce， 缓冲放大器 60 的输入电容 54， Ci， 偏置电阻器 59， R 偏置和具有 反馈环路 61 和关联输出 V 输出 (t) 的缓冲放大器 60。DC 表示电容 57， Ce 两端的偏移电压。
在本实施例中， 我们假设利用已知的中和技术消除了输入电容 Ci。图 19 中分别示 出了传感器的传递函数和频率响应。在图 19 中， 电容性传感器的传递函数示于左侧， 而电 容性传感器的频率响应示于右侧。
图 20 图示了随时间变化的皮肤 - 电极耦合分别与没有和有跨皮肤 - 电极耦合的 偏移电压相结合的影响。图 20 图示了具有随时间变化的皮肤 - 电极耦合 (60Hz) 的模拟的 传感器输出电压。从 t ＝ 0s 到 200ms， 测量生物电信号 (10mV/30Hz)。从 t ＝ 200ms 之后， 增加 50mV 的偏移电压， 这明确地导致了传感器读出中的人为噪声。
在根据图 21 到 24 的实施例中， 提供了一种方法和装置， 其利用振动的电容性探头 与同步检测器和反馈机构相结合， 通过补偿跨皮肤 - 电极电容的电压降 ( 即电场 )， 来显著 减少人为噪声。将借助于图 21 更详细地解释这个方面。图 21 图示了具有运动人为噪声补偿的电容性生物电传感器的实施例。图 21 示出了生物电信号 55， V 生理 (t)， 根据 N(t) 而随 时间变化的皮肤 - 电极电容 57， Ce， 缓冲放大器 60 的输入电容 54， Ci， 偏置电阻器 59， R 偏置 和具有反馈环路 61 和关联的输出 V 输出 (t) 的缓冲放大器 60。DC 表示电容器 57， Ce 两端的 偏移电压。
运动人为噪声信号 S(t) 等于偏移电压 DC 乘以自然运动信号 N(t)
S(t) ＝ DC·N(t)。 (12)
通过中和偏移电压， 即， 迫使 DC ＝ 0， 将使运动人为噪声最小化。为了实现这个目 标而在这里描述的方法和装置如下。
向电容性探头， 例如， 传感器电极， 如电极 1、 12， 增加参考振动 R(t)， 导致如下运 动人为噪声信号
S(t) ＝ DC·(N(t)+R(t))。 (13)
将其应用于单位增益放大器 60 的输入。
在乘法器 63 中将方程 (18) 乘以经由线路 62 施加的参考振动 R(t)， 给出
M(t) ＝ DC·(N(t)+R(t))·R(t)
(14) 2
＝ DC·N(t)·R(t)+DC·R(t)
优选地， R(t) 是描述为 R(t) ＝ rcos(ωRt) 的正弦曲线， 使得
振荡器 56 产生的振动频率 ωR 优选在生物电频带之外。对方程 (20) 积分平均出 M(t) 的 AC 部分。接下来， 将诸如积分器 64 的积分器的、 表示 DC 与零的偏差的输出信号经 由参考电极， 例如电极 4 或 11 反馈回身体， 并从 DC 中有效地减去， 如由加法器 58 所示。备 选地， 可以将积分器 64 的输出反馈回感测电极 1， 12 等。在回路收敛之后， 这导致偏移电压 的中和 (DC ＝ 0)， 并因此导致运动人为噪声的减少 / 消除。
根据图 22， 模拟结果清楚表明了这种运动人为噪声减少技术的效果。根据图 22， 从 t ＝ 0s 到 0.2s， 测量生物电信号 (10mV/30Hz)。在 t ＝ 0.2s， 施加 DC 电压 (-50mV) 和自 然振动 (60Hz)， 这导致运动人为噪声。在 t ＝ 0.6s， 施加参考振动。从 t ＝ 0.8s 之后， 激 活解调和反馈环路， 这清楚地导致运动人为噪声的剔除 ： 尽管传感器在经历运动， 但仅有生 物电信号可见。
根据这一方面的实施例不限于使用上文所述的积分器。其他更智能的滤波器 / 控 制器是可能的， 例如， 具有自适应带宽的非线性控制器或滤波器， 其结合了快速环路收敛和 精确性。
根据本发明这一方面和其他方面的实施例提供了利用振动探头而没有运动人为 噪声的生物电信号。
可以通过经由弹性物体， 例如弹簧或悬臂将传感器机械安装到其外壳来人为地提 高运动诱发的信号与电生理学信号的统计独立性。在被外部运动激励时， 所得的质量 - 弹 簧系统主要在其固有频率下振荡。因此， 传感器信号中运动诱发的信号将发生在事先已知 的频率范围中， 并且尽管振动的激励可能与电生理学信号相关， 但振荡不是这样的。
在实施例中， 可以通过不同方式执行根据预定义参考的电容性传感器的振动。
图 23 和 24 示出了两种可能的实现方式。注意， 本发明的这个方面不限于这些实施例。 图 23 示出了传感器 67 的一种实现方式， 其中安装在传感器或参考电极 68 处的振 动元件 70 直接沿着箭头 69 的方向机械致动传感器或参考电极 68。经由电线 71 致动振动 元件 70。传感器 67 的输出信号是由连接到传感器电极 68 的缓冲放大器 72 产生的并且经 线路 73 输出。
图 24 示出了另一种实现方式， 其中振动元件 70 安装在探头膜盒 ( 例如传感器 67 的罩壳 ) 外部或内部， 并直接沿箭头 69 的方向机械致动探头膜盒。经由电线 71 致动振动 元件 70。传感器 67 的输出信号是由连接到传感器电极 68 的缓冲放大器 72 产生的并且经 线路 73 输出。传感器 67 布置在外壳 74 中。
在图 23， 24 中， 可以相对于外部干扰和来自振动元件 70 的串扰适当屏蔽电极 68 和缓冲放大器 72。
例如， 可以使用以下技术产生振动 ： 基于驻极体的运动诱发， 电磁运动， 压电 ( 包 括堆叠的致动器设计和双压电晶片设计， 基于热膨胀的运动诱发， 空气压力和电活性聚合 物 )。在振动元件不能产生大的期望运动时， 可以使用智能杠杆系统将小振动转换成大振 动。而且在共振中操作振动元件是有益的， 例如， 以减少能量消耗。
在下文中， 将描述包括电容性传感器的实施例， 该电容性传感器利用自适应混合 最小化技术来减少运动人为噪声。这些实施例能够用作个体方案， 并且还能够任选地与上 文或下文所述或所示的其他实施例的部分或全部相结合。
如上所述， 可以通过控制平均电极 - 身体电压来减少电容性传感器中的运动人为 噪声。 以下实施例提出直接从感测电极信号提取所述电压的指示符并使用该指示符控制补 偿信号。控制系统能够在相对慢节奏下工作， 因为平均电压仅由于例如温度漂移和电化学 表面变化而随时间缓慢变化。 根据所述实施例中的一个或多个所提出的后期处理方法利用 了运动诱发的信号和感兴趣的电生理学信号的统计独立性。由于混合是部分地加和， 在一 实施例中， 所用的指示符等于平均传感器信号功率， 并且补偿信号被控制为使得平均功率 最小化。
如上所述， 运动诱发的信号与电极和皮肤之间的电场以及沿该电场的运动分量二 者成正比。 基于这种认识， 上文提出主动控制身体和电极之间的平均电压， 使得身体和电极 之间的电场最小化， 从而使得运动诱发的信号最小化。为了控制身体和电极之间的平均电 压， 提供了参考电极。 由于仅需要控制小的缓慢随时间变化的电压， 所以对于电流连接的要 求非常宽松。例如， 即使是仅通过少许导电介质间接接触身体的参考电极就足够了。可以 通过各种方式实现所述控制， 参见图 2 到 4 和其他图中的电路图的一些范例， 图 2 到 4 示出 了用于控制电极 - 身体电压降的不同配置。
在以下实施例中， 提出了使用由后期处理方法直接从感测电极信号提取的身体和 电极间平均电压的指示符。根据这一方面的实施例基于如下认识 ： 传感器信号可以由电生 理学信号和运动诱发的信号的混合构成 ( 部分地相加 )。 此外， 假设感兴趣的电生理学信号 和运动诱发的信号是统计独立的， 这种假设至少对于 ECG 和 EEG 信号而言这是合理的。该 指示符提供了获得对运动人为噪声减少有效性进行反馈的手段并用于主动控制平均电压。
可以通过经由弹性物体 ( 例如参见图 21 到 24)， 例如弹簧或悬臂将传感器机械安
装到其外壳来人为地提高运动诱发的信号与电生理学信号的统计独立性。 在被外部运动激 励时， 所得的质量 - 弹簧系统主要在其固有频率下振荡。因此， 传感器信号中运动诱发的信 号将发生在事先已知的频率范围中， 并且尽管振动的激励可能与电生理学信号相关， 但振 荡不是。
图 25 的方框图示意性示出了根据本发明的问题和实施例的原理。如果在身体和 电极之间有平均电压， 传感器传递函数 78， S(f) 的随时间变化导致形式为 S(f)VAV 的运动 人为噪声。自适应后期处理块 81 分析传感器输出信号 80， x(t) 并产生输出 和电极之间的电场最小化并减少运动诱发的信号。将后期处理块 81 的输出 使得身体 应用于加法器 77， 加法器 77 进一步接收加法器 76 的输出， 加法器 76 将感测的信号 V 生理增加到平均电 压 VAV。注意， 包括块 81 的反馈环路可能相对慢， 因为身体和电极间的平均电压由于温度漂 移和电化学表面变化仅缓慢改变。对于身体和电极之间的最佳平均电压， 针对宽频率范围 使运动诱发的信号最小化。还要注意， 反馈环路能够自动补偿系统中各种其他缓慢变化的 偏移。 在以下实施例中， 提出了各种方法进行传感器信号分析， 其借助于数字处理检索平均 电极 - 身体电压的指示符。为此原因， 假设已经对传感器信号 x(t) 进行了适当的采样和量 化， 且可以从数字域控制补偿信号 任选地， 可以利用中和来补偿在电生理学信号 (S(f)V 生理 ) 传送期间导致运动人为 噪声倍增的运动诱发的变化， 以减少这些类型的运动人为噪声。可以将这些技术与根据本 发明的实现方式的下述实施例相结合。
根据所述实施例中的一个或多个， 提供了一种自适应功率最小化。通常， 至少 ECG 和 EEG 信号显示出随时间推移的持续性和规律性， 平均信号功率仅非常渐进地变化。传感 器信号由电生理学信号和运动诱发信号的相加混合构成， 因此无直流的信号的平均功率还
提供了身体和电极之间平均电压的指示。在改变补偿信号时， 如图 26 所示， 存在使传感器信号功率 P 最小化， 从而使运动诱发的信号最小化的特定值 P 最小， 图 26 示出了平均信号 功率与控制信号。
迭代优化算法， 例如梯度下降， 提供了一种调整补偿信号以实现传感器信号功率 P(t) 最小化的直接方法。用于更新从 t ＝ t0 到 t ＝ t1 的补偿信号 出：
的典型方案由下式给其中调整常数 α 控制收敛速度和稳态噪声。这里示出的梯度下降方法仅仅用作 范例， 因为可以应用任何迭代优化算法。
获得梯度估计的直接方法是通过有限微分近似， 即
其中假设在 t0 和 t1 的补偿信号值不相等。也可以应用基于调制或摆动的其他方 法以确定局部梯度。
在以上实施例中， 将传感器信号的平均功率用作最小化标准。 备选地， 可以对传感
器信号进行预先过滤， 使得仅将特定频带用于功率确定。 根据实际应用， 这种备选方式能够 提供电生理学信号和运动诱发的信号的更好分离， 并提高方法的鲁棒性。
根据一个或多个其他实施例， 使用一种自适应香农熵最小化方法。香农熵量化了 信号中的平均信息含量。传感器信号由电生理学信号和运动诱发的信号的相加混合构成， 通过调整 进行熵最小化提供了减少运动人为噪声的手段。通过信号的概率质量函数 p(x) 确定信息熵， 即
其中对数的底数， 例如 e、 2 或 10， 确定熵单位， 其仅仅是反馈中的增益因子。在实 例如直方图， 获得的， 因此践中， 数据是离散的， H(X) 典型地是从概率质量函数估计
熵越低， 信号越可以预测， 包含的信息越少。 再次， 可以应用迭代优化， 例如最陡下 降， 来更新补偿信号并可以通过例如有限微分近似来获得梯度， 所以
注意， 基于其他信息 - 理论度量的算法， 例如基于负熵、 非高斯性等的算法也可以 用作信号中独立分量的指示符。
在下文中， 将描述可以独立使用或与上文或下文所述或所示的其他实施例任意组 合使用的实施例。
提出了一种用于生物信号的电容性感测的自适应探查传递均衡化。
如上所述， 在由于测试受检者运动诱发皮肤 - 电极距离变化， 使耦合电容改变时， 诱发出运动诱发的人为噪声， 导致测得的电生理学信号的劣化。在自由运动的受检者身上 进行测量的应用中， 这个问题变得更大。
图 27 描绘了连接到人体 84 并提供电容性感测和缓冲的典型探头 83 的电气模型。 缓冲器 88(A1) 连接到测量电容器 85Ce， 以便将阻抗水平从高欧姆转换成低欧姆， 从而其可 以跨过电缆 89 被传输到测量系统， 而不受干扰的影响。该缓冲器 88 具有事先未知的输入 电容 87。不过， 缓冲器输入电容 87 可以与测量电容 Ce 处在同一数量级。因此， 作为电容性 划分的结果， 缓冲器 88 的输出信号 Vo 由下式给出 ：
其中 V 生理是感兴趣的电生理学信号。可以看出， 运动引起的 Ce 变化导致传输 Vo/V 这使测量劣化。可以通过主动 “屏蔽” Ci， 即， 使得 Ci 实际上为零， 导致传输 Vo/V 生理的变化， 获得独立于 Ce 的传输。这可以如图 28 的实施例中所示那样来实现。 生理等于一，
图 27 的实施例通过施加反馈电流 If 86 来实现电容器 87Ci 的 “屏蔽” 。通过向缓 冲器输入节点反馈等于流经 Ci 的电流的电流量 If， 实际上使得 Ci 为零， 如从 Ce 看到的那样。 即， 流经 Ci 的电流的任何部分均不是由 Ce 供应， 使得由于没有电流流经 Ce， Ce 两端不出现 电压降。因此， 传递 Vo/V 生理实际上等于一。
可以利用图 28 中的电路实现正确量的电流 If 的反馈， 图 28 图示了控制反馈电流 以屏蔽 Ci 的方法。在这里， 利用非倒相放大器 90， A2 来放大缓冲器 88 的输出 Vo， 接下来， 经 由反馈电容器 91， Cf 将该输出 Vo 反馈到缓冲器 88 的输入。
可以根据电容器 87、 91 的值以及缓冲器增益等于一的概念来确定缓冲器 90A2 的 所需输出电压 Vf， 使得缓冲器 88 的正输入上的电压等于 Vo。因此
此外， 将缓冲器 90， A2 的输出信号施加到串联地连接在缓冲器 90 的输出和地或参 考电势 94 之间的可控串联电阻器分压器 92(R2)、 93(R1)。缓冲器 90 的输出信号由下式给 出
因此， 假设应当调节电位计 R2， 固定的 R1， 使得这种解决方案提供了缓冲输入电容补偿。
通常， 先验的 Ci 是未知的。利用如下所述的解决方案， 不必针对每个制造的探头 调节电位计 92， 这样耗费时间， 因此是一个昂贵的过程。此外， 在探头工作期间 Ci 可能会变 化， 例如， 作为温度的函数变化， 导致传递函数 Vo/V 生理偏离一。当且仅当精确补偿了流经缓 冲输入电容 (Ci) 的电流时， 测量才独立于探头电容 (Ce)。该解决方案避免了测量的鲁棒性 和精确性的减弱， 因此， 对运动人为噪声的灵敏度增加， 本来在传递 Vo/V 生理偏离单位值时会 导致测量的鲁棒性和精确性的减弱。因此， 本发明的这些实施例的目的是自动且自适应地 控制传递 Vo/V 生理， 使得即使在电子设备的特性漂移时也能够实现均衡化。
图 29 图示了根据本发明的一个实施例， 示出了用于使传递 Vo/V 生理均衡的反馈控 制环路的方框示意图。在图 29 的实施例中， 反馈控制环路适于自适应地控制缓冲级的传 递。 图 27， 28 中使用的附图标记的描述同样适用于图 29 的类似附图标记。 该方法和装置利 用了线路 98 上的参考信号 V 参考， 该信号经由电容器 96， Cr 被施加到身体 84。任选地， 电容 器 96， Cr 的电容值比电容器 85， Ce 大得多， 例如大五个或超过五个数量级， 任选地大十个或 五十个或超过十个或五十个数量级， 使得参考信号通过身体传递到缓冲器输出实质上等于 生物信号到缓冲器输出的传递。在实际应用中容易碰到这种状况， 因为探头电极， 例如图 2 到 5 中的电极 1 通常受到尺寸限制， 不能进行局部化生物信号测量， 而参考电极板， 例如 4， 可以具有任意尺寸。参考信号不应干扰生物信号的测量 ； 因此， 通过乘法器 99 调制限定设 置点 ( 可以具有任意值 ) 的参考 100， 使其远远超过感兴趣信号中预计的最大频率， 例如可 以是几百 Hz。在这两种状况下， 参考信号传递的均衡化实现了生物信号传递的均衡化。注 意， 提供参考信号的应用以便均衡电容性生物信号感测的缓冲输入电容。
可以利用所示的反馈控制环路实现均衡化。参考信号被电容性传感器 96 拾取并 被以一因子放大， 该因子理想为一， 但一开始低于一。然后通过减法器 101 从所测得的和缓 冲的参考信号减去施加的参考信号， 使得如果总放大率小于一， 这种减法的结果仍然包含
一些参考信号。 由乘法器 102 使用与应用于乘法器 99 的频率相同的频率来调制这个信号并 对其低通滤波， 从而获得表示放大率与一的偏差的直流信号。最终将这个信号用于控制放 大率。为该目的， 将获得的直流信号应用于积分器 103， 用放大器 104 放大并接下来用于控 制经由反馈电容器 91(Cf) 反馈的信号量， 以便将放大率设置等于单位值。采用积分器 103 意味着控制回路将继续改变反馈电流， 直到稳态误差为零， 即缓冲放大器 88 的输出处的信 号等于应用的参考信号。换言之， 其增益等于一。现在感兴趣信号， 即 V 生理， 出现在减法器 101 的输出处。 注意， 调制信号不限于正弦曲线， 如图 29 所示， 而可以是任意波形， 只要谱线 分布与感兴趣信号的谱线充分分开。
图 30 示出了模拟期间使用的表示图 29 的方框图的实际电路。在这里， 经由 C7 将 参考电压 V2 施加到身体， 在 C7 处将参考电压 V2 增加到感兴趣信号 V 生理。通过由 C4 表示的 电容性传感器将总信号传递到缓冲器 U1。然后从所缓冲的信号减去参考信号， 并通过乘以 参考信号将结果调制成直流。然后对经解调的信号进行低通滤波和积分。反相积分器 (U2) 的输出表示在将缓冲输出信号经反馈电容器 C2 反馈到其输入之前应当将缓冲输出信号放 大的倍数， 以便屏蔽缓冲输入电容 C3。
注意， 可以以乘法器来实现调制和解调， 如图 30 所示， 但也可以利用开关实现调 制和解调。
注意， 极大的电阻 R2 是所谓的泄放器， 为任何运算放大器的偏置电流提供通往地 的路径。电阻 R2 不影响电路的工作， 可以在实际实现中省略。
在模拟中， 使用幅度为 1V， 频率为 10kHz 的参考信号。选择生物信号， 以具有 0.1V 的幅度和 100Hz 的频率。图 31 描绘了积分器的输出信号 ( 对应于图 29 中的 103)， 其清晰 地在 50ms 之内收敛于稳态值。图 32 描绘了减法的输出信号 ( 对应于图 29 中的 101)， 在收 敛之后， 即在反馈正确的补偿电流之后， 其应当等于施加的 V 生理。可以看出， 确实一开始信 号中有大的参考信号分量， 在收敛时参考信号分量减小到零， 从而仅剩余信号 V 生理。
此外， 通过在 t ＝ 0.05s 闭合开关 U3 模拟 Ce 的变化， 使得在此时间， Ce 从 10pF 改 变到 20pF。从示出了减法输出处的信号 ( 即感兴趣信号 ) 的图 32 可以看出， 感兴趣信号不 受 Ce 改变的影响。
显然， 带宽和增益决定了收敛和跟踪速度， 但还决定了精确的均衡化。 可以针对探 头设计和应用要求调谐具体设置。
在图 33 中所示的另一实施例中， 在解调之后执行参考信号的减去， 从而可以减去 恒定值。 注意到， 对于幅度为 1V 的参考信号， 要减去的值等于 0.5V， 因为解调导致因子衰减 一半。 感兴趣的信号现在出现在缓冲器的输出， 但在这一实施例中任选地仍然被低通滤波， 以去除 10kHz 的参考分量。
在图 34 中所示的另一个实施例中， 通过向积分器 U2 的正输入施加 0.5V 的恒定值 来执行减法。本实施例具有如下优点 ： 不需要离散的减法。此外， 在图 34 中， 采用低通滤波 器 R4、 C8 来过滤缓冲器 U1 的输出信号以便获得感兴趣的信号 V 生理。
在另一实施例中， 在数字域中实现均衡化方案， 如图 35 所示， 图 35 示出了均衡化 方法的数字实现方式。这幅图和 / 或其他附图中类似的附图标记表示类似部件。参考信号 由数字控制系统 113 生成并通过数字到模拟转换器 (DAC)110 施加到身体 84。缓冲器 88 的 输出信号由模拟到数字转换器 (ADC)111 进行数字化并被路由到控制单元 113。然后在 113的数字域中进行解调、 过滤和积分。反馈信号是从缓冲输出信号推导的， 并通过 DAC112 或 备选地经由乘法 DAC 施加到缓冲输入。
在上述的一些实施例中， 提出主动控制身体和电极之间的平均电压， 使得身体和 电极之间的电场， 从而使得运动诱发的信号最小化。 此外， 提出直接从感测的电极信号提取 这种电压的指示符， 并使用该指示符控制补偿信号。提出的后期处理方法采用了运动诱发 的信号和感兴趣的电生理学信号的统计独立性。由于混合是部分相加的， 所用的指示符可 以任选地等于平均传感器信号功率， 并且控制补偿信号， 使得平均功率最小化。
在下文所述的实施例中， 提出主动控制身体和电极之间的平均电压以使运动诱发 的信号最小化。提供了导出补偿信号的另一种方式。在这些实施例中， 提出利用电极电容 的测得变化重建输入信号并通过进一步处理所重建的信号来导出补偿信号。此外， 由于已 知电极电容的变化， 所以可以去除随时间变化的电容对电生理学信号的调制效果。电容性 感测电路的参数， 例如负载 (R)、 杂散电容 (Ci) 是已知的或可以被估计。
在图 36 的实施例中， 提供了加法器 120 以将生物信号 V 生理和信号 VAV 相加。将加 法器 120 的输出信号 V 输入供应给另一加法器 122， 该另一加法器 122 在其另一输入接收反 馈信号 并且其输出信号供应给另一加法器 123。加法器 123 的另一个输入接收由信号 发生器 121 产生的信号。加法器 123 的输出连接到提供时变电容性耦合的块 124。缓冲放 大器 125 连接到块 124 的输出并产生输出信号 Vo， 输出信号 Vo 被供应给估计电路 127 的输 入用于估计 Ce(t)， 并且供应给电路 126 的输入， 电路 126 被配置成导出 V 输入和反馈到加法 器 122 的输入的补偿信号。
图 37 和 38 示出了图 36 的两个等效电路图。这些电路图用于图示本发明的这一 实施例。
例如， 可以利用已知的信号注入技术来测量电极电容 (Ce(t)) 的变化。插入的电 压 V 插入可以是频率 Fc 远大于输入信号中的感兴趣频率的载波。在输出处， 由时间相关的因 子 Ce(t)/(Ci+Ce(t)) 调制这个载波， 其允许重建 Ce(t)。也可以用其他适当的方法替代这种 估计时变电容 (Ce(t)) 的方法。
在下文中， 如方框 126 中实现的那样， 将描述导出 V 输入和补偿信号的方法。
缓冲器 125 产生的图 37， 38 中的输出信号 Vo 如下与输入信号 V 输入相关 ：
可以将方程 (1) 改写为因此， 如果 Vo(t)、 Ce(t)、 R、 Ci 和 Qinit 是已知的， 可以重建 V 输入。
例如， 对于适当的 T 值， 可以通过假设 1/Ce(t) 的时变部分和 V 输入 (t) 之间的相关 性等于零， 来估计 Qinit， 即
这产生了 Qinit 中的线性方程。 这个流程等价于选择 Qinit， 使得信号功率 最小化。然后从重建的 V 输入的平均值导出补偿信号。
注意， 直流偏移可以是伏量级的， 而要测量的生物信号通常是毫伏量级的。 这意味 着 Qinit 的以上计算中小的相对误差仍然给重建的信号带来大的相对误差。 这就是提供主动 补偿， 即通过补偿信号来减小直流偏移的原因。
本发明实施例的应用包括探查或感测电生理学场 (ECG， EMG， EEG， EOG， EHG，… ) 的任何应用。 这样的应用的任一种都是可以应用诸如本说明书和附图中公开的传感器的电 容性传感器的潜在候选应用。可以使用电容性传感器的一些范例有 ： 患者监测仪 ( 大部分 是 ECG)、 EEG 探查装置 ( 临床的 )、 大脑计算机接口 (BCI)、 包含用于监测婴儿状况或子宫活 动的传感器的妊娠带、 监测肌肉使用以免肌肉过载或 RSI 的 EMG 探查装置、 在体力活动 / 运 动期间监测 ECG 或 EMG 的装置或基于电生理学信号解释情绪的装置。由于电容性传感器具 有通过绝缘材料测量的独特能力， 所以出现了新的可能性， 例如通过绑带测量， 例如对于烧 伤的情况下或在 “智能床” 中测量电生理学信号的情况。
例如， 实施例可以应用在患者监测领域中， 其任选地具有充分鲁棒性的电容性传 感器。此外， 实施例可以用在家庭监测领域中， 其中以用户友好的方式探查身体生命体征 ( 例如 ECG) 是有益的。
可以将根据本发明的实施例应用于医疗和保健装置、 CE 产品和执行， 尤其是通过 无接触 ( 电容耦合 ) 方式执行电生理学信号 ( 例如 ECG、 EMG、 EEG 等 ) 测量的其他应用。作 为示例， 实施例可以用于智能床， 为例如夜间测量提供平台。
通过研究附图、 公开和所附权利要求， 本领域的技术人员在实践所请求保护的发 明时能够理解和实现所公开实施例的其他变化。
在权利要求中， “包括” 一词不排除其他元件或步骤， 不定冠词 “一” 或 “一个” 不排 除多个。
单个单元或装置可以完成权利要求中列举的若干项的功能。 在互不相同的从属权 利要求中列举特定措施的简单事实并不表示不能有利地使用这些措施的组合。
可以通过任何任意组合来有利地组合独立实施例或从属权利要求中列举的特征。
尽管已经在附图和前面的描述中详细图示和描述了本发明， 但这样的图示和描述 被认为是说明性或示范性的而非限制性的 ； 本发明不限于公开的实施例。 例如， 在一个实施 例中可以操作本发明以测量诸如非生物学信号的其他信号。
权利要求中的任何附图标记不应被解释为限制范围。
可以由任何其他数量的单元或装置执行由一个或若干单元或装置执行的计算、 过 程、 步骤和确定。例如， 可以由单个单元或由任何其他数量的不同单元来执行所述方法步 骤。可以将根据上述方法的计算和确定和 / 或系统和 / 或装置的控制实现为计算机程序的 程序代码模块和 / 或专用硬件。
计算机程序可以存储和 / 或分布在适当的介质上， 介质例如是与其他硬件一起供应或作为其他硬件一部分供应的光存储介质或固态介质， 但也可以以其他形式分布， 例如 通过互联网或其他有线或无线电信系统分布。