CN102247138A - 运动伪差消除微电极 - Google Patents

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J·维尔塔宁
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Abstract

本发明涉及运动伪差消除微电极，具体而言，提供了一种用于生物电势信号的测量的包括衬底的电极系统。微电极联接至该衬底。加速度计联接至该衬底。生物电势放大器被电气地联接至微电极，并且加速度测量电路被电气地联接至加速度计。一种测量来自病人的生物电势的方法包括用微电极感测生物电势。该生物电势通过与微电极电气连通的放大器来放大。电极的运动通过与电极衬底集成的加速度计来感测。测得的生物电势和测得的运动被提供至电子控制器。对应于测得的运动的部分的测得的生物电势被识别为伪差污染的部分。

Description

运动伪差消除微电极
技术领域
本发明涉及生物电势传导领域。更具体而言，本发明涉及具有运动伪差消除(motion artifact rejection)的生物电势微电极。
背景技术
应用至病人的皮肤的电极被普遍使用来非侵入性地获得生物电势信号，该信号在确定病人的生理状况或病人的机能中是有用的。哺乳动物的皮肤解剖展示出高的电阻抗。此电阻抗降低了由电极获得的生物电势信号的量值和信噪比。在使用电极之前，常见的是擦拭皮肤和/或将电解质凝胶涂敷至皮肤，以改善信号的电气特性。
涂敷电解质凝胶的备选方法是在电极上形成刺针，该刺针穿透皮肤的外层，这降低了电极-皮肤界面的阻抗。然而，即使在改善电极-皮肤界面的电气特性之后，运动伪差是获取的生物电势信号中的误差的重要来源。运动伪差是由病人、电极或导线的运动引起的，该导线将获得的生物电势信号传输回信号处理器。
发明内容
本发明公开涉及用于生物电势信号的测量的微电极系统。该微电极系统包括衬底，该衬底带有从衬底延伸的微电极。加速度计与该衬底集成。该加速度计产生指示衬底的加速度的加速度信号。加速度计测量电路被电气地联接至该加速度计。
一种测量来自病人的生物电势的方法包括用微电极感测生物电势。该生物电势通过与该微电极电气连通的放大器放大。电极的运动通过与电极衬底集成的加速度计感测。测得的生物电势和测得的运动被提供给电子控制器。
本文公开的生物电势电极包括硅衬底。微电极设置在该硅衬底上。加速度计与硅衬底集成。加速度计包括从硅衬底蚀刻出的检测质量。该检测质量由至少一个支承件从衬底悬吊。
附图说明
附图图示了当前预期实施本发明公开的最佳模式。在附图中：
图1描绘了水平对齐的微电极的实施例；
图2描绘了垂直对齐的微电极的实施例；
图3A和图3B描绘了备选的加速度计实施例；
图4A-图4C描绘了备选的加速度计电路；
图5A-图5D描绘了在该微电极的建造的不同阶段的微电极；并且
图6是描绘了测量生物电势的方法的实施例的步骤的流程图。
零部件清单：
10                        电极
12                        基础衬底
14                        微电极
16                        加速度计
18                        电子器件
19                        绝缘层
20                        导线
22                        刺针电极
24                        电极空腔
26                        硅
28                        掺硼层
30                        弹簧
32                        电极
34                        荫罩
36                        接触垫
50                        电极
52                        加速度计
54                        硅衬底
56                        弹簧
58                        电极
60                        荫罩
62                        绝缘层
64                        导线
66                        控制垫
68                        电子器件
70                        刺针电极
72                        电镀
74                        通孔
76                        焊盘
100                       加速度计
102                       检测质量
104                       框架
106                       弹簧支承件
108                       电极
110                       电极
112                       电极组
114                       电极组
116                       电极组
118                       电极组
120                       加速度计
122                       长度对齐的加速度计
124                       宽度对齐的加速度计
126                        检测质量
128                        框架
130                        弹簧
132                        伸长的电极
134                        伸长的电极
136                        箭头
138                        箭头
200                        电子器件
202                        电极
204                        微电极
206                        刺针
208                        衬底
210                        加速度计
212                        加速度测量电路
214                        生物电势放大器
216                        第一电引线
218                        第二电引线
220                        电子器件
222                        电极
224                        微电极
226                        刺针
228                        衬底
230                        加速度计
232                        绝缘层
234                        加速度测量电路
236                        生物电势放大器
238                        电气连接
240                        电气连接
250                        电子器件
252                        前端电子器件
254                        电极
256                        后端电子器件
258                        交流电源
260                        电极信号
262                        测量加速度的电子器件
264                        分流电阻
266                        放大器
268                        加速度检测器
270                        生物电势放大器
272                        微电极
274                        刺针
276                        衬底
278                        加速度计
280                        电源
282                        加速度电路
284                        整流器
286                        可变电源
288                        加速度信号
290                        振荡器
292                        放大器
294                        探测器
296                        引线
300                        电极
302                        硅衬底
304                        氮化层
306                        掺硼层
308                        电极空腔
310                        检测质量
312                        加速度计
314                        微电极
315                        刺针电极
318                        移除的部分
320                        弹簧
322                        电极
400                        流程图
402                        步骤
404                        步骤
406                        步骤
408                        步骤
410                        步骤
412                        步骤
414                        步骤
具体实施方式
典型地使用皮肤安装的监视电极来获取生物电势。人体皮肤是由三个不同的层组成：角质层，活性表皮和真皮。被称为角质层的皮肤外部的10微米至15微米是死的组织，其形成了身体的主要屏障。角质层是皮肤阻抗的主要贡献者，并且是皮肤安装的电极的信噪比特性方面的主要因素。活性表皮(50微米至100微米)位于角质层之下。活性表皮包括活的细胞，但几乎不含神经并且没有血管。到达活性表皮的皮肤穿刺是无痛的，因为神经存在于更深的组织中。在活性表皮之下是真皮。真皮形成了皮肤体积的大部分，并且包含活的细胞、神经和血管。
使用能够穿透角质层并且进入活性表皮的多个导电的刺针，微电极降低了皮肤阻抗。电极刺针的长度范围典型地为50微米至250微米，并且排列成100根至10000根刺针的阵列。刺针具有必要的锋利度，例如来穿透角质层和活性真皮。
图1描绘了电极10的一个实施例。该电极10实施了水平地堆放的布置，由此各个部件在基础衬底12上水平地对齐。该基础衬底12可由硅材料制成。
电极10还包括联接至基础衬底12的三个部件。这三个部件包括微电极14、加速度计16和电子器件18。
在本发明中，一些部件的相互作用被描述为被联接。用语“联接”在此申请中被用来包括机械或电气连接，以及直接或间接的连接。
图1的电极10将微电极14、加速度16和电子器件18作为在基础衬底12上水平地对齐的分离的部件而布置。一些实施例可包括部件(14，16，18)和基础衬底12之间的绝缘层19。微电极14、加速度计16和电子器件18使用连接这些部件的导线20来电气地连接。作为备选应该理解的是，可备选地使用微电极14、加速度16和电子器件18之间的另一形式的电气连接。电气连接的此类备选形式可包括但不限于基础衬底12上的印刷连接。
微电极14包括了用银(Ag)或银/氯化银(Ag/AgCl)电镀的多个刺针22。在纯银涂层的情况下，表面被动地随着时间流逝被一层氯化银覆盖。通过将组织中的离子电流转换为金属导体中的电子运动，该银/氯化银涂层改善了刺针22的电导率。刺针22的长度在50微米至250微米的范围之间。此长度范围适合穿透角质层并进入活性表皮，还提供了刺针长度上的足够范围，使得足够数量的刺针无视病人皮肤上的缺陷而穿透活性表皮。
微电极14通过从硅衬底26蚀刻出电极空腔24、并且在掺硼层28上沉积刺针22来产生。本文将更详细地描述此过程。
如上文确认的，刺针22对角质层的穿透为由电极10获得的生物电势提供了改善的信噪比。所获得的生物电势中的误差的另一显著来源是运动伪差。如上所述，运动伪差可产生自病人的运动、电极的运动或从电极延伸至监视设备(未描绘)的引线(未描绘)的运动。结合生物电势质量的指标，可使用运动伪差检测来标记可能被污染的生物电势数据，或可采用信号处理来将估计的运动伪差从获得的生物电势中除去。通过在该电极10中集成加速度计16，电极10能够获得改善的生物电势采集。通过将加速度计16定位在电极10上，该加速度计可测量由电极10经历的运动，产生了对于在该获得的生物电势中存在的运动伪差的改善的估测。
加速度计包括由多个弹簧30从加速度计16悬吊的检测质量(未描绘)。多个电极32被策略性地排列，使得检测质量的加速度可被测量。加速度计的具体实施例和构造将在本发明中进一步详细公开。
加速度计16由保护加速度计部件并提供电气和沉积隔离的荫罩34覆盖。加速度计16上的接触垫36使部件之间能够进行电气连接，例如通过导线20。导线20从加速度计16上的接触垫36连接至电子器件18。本发明将更详细地描述电子器件18的实施例，特别地参考图4。
图2描绘了电极50的一个备选实施例。该电极50按照图1中描绘的电极10的水平布置的备选定向的垂直堆叠布置而排列。在电极50垂直堆叠布置中，加速度计52从硅衬底54建造。如上参考图1所描述的，加速度计包括通过弹簧56从衬底54悬吊的检测质量(未描绘)，以及用于感测检测质量的加速或移位的策略性地定位的电极58。
荫罩60被沉积在加速度计52的顶部以保护该加速度计。进一步的绝缘层62位于荫罩60的顶部上，以提供加速度计52和堆积在其上方的部件之间的附加的电气隔离。导线64从加速度计52上的接触垫66向上延伸至位于绝缘层62之上的电子器件68。导线64提供了加速度计52和电子器件68之间的电气连接。刺针电极70进一步堆叠在电子器件68的顶上。刺针电极70由银或银/氯化银电镀72覆盖，以便改善刺针电极70的电导率。刺针电极70通过通孔74和焊盘76电气地连接至电子器件68。
图1和2展示了用于本文公开的集成电极的备选实施例，并且两个实施例以及这些具体公开的构造的备选形式被认为处在本发明的范围之内。
图3A和图3B描绘了结合在当前公开的电极实施例中的当前公开的加速度计的备选实施例。
图3A描绘了分配为检测两个正交方向上的加速度的加速度计100。尽管在一些实施例中可能期望的是测量所有三个正交方向上的加速度的加速度计，但通过使用信号处理和策略性的加速度计设计，测量两个或甚至一个方向上的加速度的加速度计可在本文公开的电极实施例中有效地使用。因此，尽管图3A和图3B的加速度计设计为用于测量两个正交方向上的加速度，但应该理解的是这些设计可被修改来测量一个或三个正交方向上的加速度，并且落入本发明公开的范围之内。
图3A的加速度计100包括如将在本文中特别地参考图5进一步详细公开的由硅构造的检测质量102。该检测质量由多个弹簧支承件106从支承框架104悬吊。
在正交方向上，多个电容或电阻传感器或电极自检测质量102和框架104二者延伸。检测质量102由于加速度计100的加速度的移位通过自检测质量延伸的电极108和自框架104延伸的电极110之间的电容(或阻抗)的变化来测量。
尽管图3A的加速度计100被描绘为带有四组(112，114，116，118)电极(108，110)，且在任一方向上对齐两组(112，116)(114，118)，应该理解的是备选实施例在各个方向上可仅使用单独一组对齐的电极108、110。例如，加速度计100可备选地用电极组112和114，或另一类似变型来实施。
图3描绘了加速度计120的一个备选实施例。该加速度计120不同于如加速度计100中配置单独的检测质量来检测多个方向上的加速度，加速度计120由两个垂直地对齐的加速度计构成，例如长度对齐的加速度计122和宽度对齐的加速度计124。各个加速度计122、124均包括由多个弹簧130从框架128悬吊的检测质量126。伸长的电极132或传感器自检测质量126延伸。另外，电极134或传感器自框架128延伸，平行于自检测质量126延伸的电极132。连接至加速度计120的电子器件(图1)感测伸长的电极132和134之间的电容的变化。这指示了检测质量126的位移和加速度。
长度对齐的加速度计122的检测质量126由于箭头136的方向上的加速度而移动。宽度对齐的加速度计124的检测质量126由于箭头138的方向上的加速度而移动。
作为一个示例性实施例，加速计120在长度方向(L)上可具有2.25毫米，并且在宽度方向(W)上可具有1.5毫米的总尺寸。加速度计122、124之一的示范性尺寸可为长1.50毫米、宽0.5毫米和高0.3毫米。然而，这些尺寸意在由当前公开的电极中使用的加速度计的尺寸和/或构造的范围来限制。
图4A和图4B总体描绘了与本文公开的电极协同使用的电子器件的备选实施例。
在图4A中，电子器件200与电极202分隔。如上所述，电极202包括带有多个刺针206的微电极204。该微电极204连接至带有加速度计210的衬底208。
电子器件200包括加速度测量电路202和生物电势放大器214。在一个示例性实施例中，生物电势为脑电图(EEG)，然而，应当理解的是可使用备选实施例来获得心电图(ECG)、肌电图(EMG)或任何其它生物电势。
加速度测量电路212提供了通过第一电引线216提供至加速度计210的电源电压。该电源电压例如为处于100KHz频率的正弦波。此类高频率的电源适用于如本文所公开的加速度计210的尺寸和构造。电源电压供应至加速度计210，并且返回信号被提供回第二电引线218上的电子器件200。返回信号可为组合信号，包括由微电极204获得的生物电势信号和来自加速度计210的加速度信号。该组合信号被提供至加速度测量电路212和生物电势放大器214两者。在此实施例中，提供至加速度计210的高频电源电压产生了也具有高频率的组合信号的加速度部分。另一方面，生物电势信号具有在低频率范围中的频率内容，例如0.5Hz至150Hz之间。因此，加速度测量电路212设计为作为对低频率信号例如生物电势信号的高阻抗而出现，并且生物电势放大器214设计为作为对高频率信号例如加速度信号的高阻抗而出现。这有效地在电子器件200内将该组合信号分割为加速度和生物电势部分，用于各个这些信号的处理。
加速度测量电路212可以以多种方式测量加速度计210的移动。随着加速度计210的电极相对彼此改变定向，加速度测量电路212可测量电容上的改变。备选地，随着检测质量移动，加速度测量电路212可测量在加速度计210的相对侧上产生的电容失衡。在一个又进一步的实施例中，加速度测量电路212用来检测作为组合信号的高频(100Khz)部分的包封(envelope)的检测质量运动的相对低频率的信号。
如图4A中所描绘，第一电引线216和第二电引线218将电子器件200连接至电极202。因此，第一电引线216和第二电引线218的长度可为从几厘米至一米或更多的任意长度。第一电引线216和第二电引线218可以实施为呈线缆形式的导线，或备选实施例可使用无线连接。
图4B描绘了如本文公开的电子器件220和电极222的一个备选实施例。
电极222包括微电极224，其包括多个电传导的刺针226。
电极222还包括在其中形成了加速度计230的衬底228。绝缘层232连接在微电极224和衬底228之间，以便提供微电极224和衬底228之间的电气隔离。
电子器件220包括加速度测量电路234和生物电势放大器236。电子器件220机械地且电气地连接至电极222。在描绘的实施例中，电子器件220机械地连接至衬底228，并且加速度计230通过电气连接238电气地连接至加速度测量电路234。类似地，微电极224通过电气连接240电气地连接至生物电势放大器236。
图4C描绘了如本文所公开的电极和电子器件的一个进一步实施例。与之前参考图4A和图4B公开的系统形成比较，图4C的系统描绘了一种混合实施方式，该实施方式将电子器件250分割为机械地连接至电极254的前端252，以及距前端252一定距离但仍电气地连接至前端252和电极254的后端256。
后端256包括交流电压源258。该交流电压源258将处于大约100KHz或更高的示例性频率下的交流电压供应至前端电子器件252和电极254。在一个实施例中，后端电子器件256接收电极信号260，包括加速度信号数据和生物电势信号数据两者。加速度信号数据可为呈调幅的电流信号的形式。
因此，后端256的加速度测量电子器件226可设计为作为对低频信号例如生物电势的高阻抗而出现。通过一个示范性实施例，生物电势可具有0.5Hz至150Hz之间的频率含量。因此，当生物电势信号进入加速度测量电子器件262时，加速度测量电子器件226的设计有效地将其从电极信号260中过滤出。在加速度测量电子器件262内部，分流电阻264和放大器266处理电极信号260的电流。这被提供至加速度检测器268，在一个实施例中，该加速度检测器268通过评估调幅的电流信号的包封来确定感测的加速度。
生物电势放大器270还连接至电极信号260。与加速度测量电子器件262相反，生物电势放大器270可设计为作为对高频信号的高阻抗而出现，并且因此，该生物电势放大器270仅放大电极信号260的生物电势信号部分。备选地，从电极254可获得分离的加速度和生物电势信号(未描绘)。
电极254包括带有多个电传导的刺针274的微电极272。该微电极272连接至其中形成有加速度计278的衬底276。电极254连接至包括电压供应280和加速度电路282的前端电子器件252。电源280包括整流器284和可变电源284。可变电源284可作为电压控制的电路源或电压控制的负载而实施。在反馈回路中，可变电源286接收电极信号260和来自加速度电路282的加速度信号288。可变电源286和整流器284处理由交流电源258供应的交流供应电压。可变电源286和整流器284调整交流功率信号，以使得该信号适合于提供至加速度计278。加速度电路282还包括振荡器290和放大器292，以便检测加速度计278的加速度。加速度电路282产生加速度信号288，该信号在前述的反馈回路中提供回可变电源286。
加速度测量电路282可以以多种方式测量加速度计210的移动。随着加速度计278(未描绘)的电极相对彼此改变定向，加速度测量电路282可测量电容上的改变。备选地，随着检测质量移动，加速度测量电路282可测量加速度计278的相对侧上所产生的电容失衡。在一个又进一步实施例中，可使用探测器294来检测作为高频供应电压信号上的包络的检测质量的运动的相对低频率的加速度信号。
因此，在图4C中描绘的实施例中，电子器件250分为前端电子器件252和后端电子器件256。前端电子器件252机械地连接至电极254，例如通过机械地连接至衬底276。通过引线296，电极信号260从电极254和前端电子器件252提供至后端电子器件256。因此，前端电子器件252和后端电子器件256在距离上可从几厘米至超过一米的范围之间变化。此距离将由引线296覆盖。备选地，应该理解的是引线296可由任何形式的电气信号连接替代，例如其它形式的有线和/或无线连接。
电子器件的备选实施方式寻求在接近生物电势信号的采集点的位置处获得改善的信号处理的优势。通过将加速度计与电极集成，由加速度计检测到的加速度紧密地与在生物电势采集期间由电极经历的运动力(motion force)类似。这包括由于病人的运动导致的运动伪差，以及由于电极本身的运动造成的伪差。在生物电势通过电导线传输之前的改进的生物电势的信号处理降低了信号对运动或来自跨越电导线的传输的其它电磁伪差的敏感性。然而，如图4B中描绘的在各个电极上的完整的处理电路的实施方式会增大最终的电极的尺寸、复杂性和成本。因此，实施例之间的选择可取决于电极的特定意图使用或应用。
图5A至图5D描绘了在生产过程中不同阶段处如本文所公开的电极的一个备选实施例。
电极300从沉积氮化物层304和掺硼层306的大体上硅的衬底302开始。接着，使用氢氧化钾(KOH)蚀刻来从硅衬底302产生电极腔308。电极腔308是将成为微电极314的起点。另外，还进一步使用氢氧化钾蚀刻来蚀刻出将成为加速度计312的检测质量310。在环绕检测质量310的硅衬底302已被蚀刻掉之后，掺硼层306将检测质量310固定到位。另外，使用干蚀刻工艺来去除掺硼层306的部分318来产生将成为微电极314和将成为加速度计312的部分之间的电气隔离。
图5C描绘了电镀至掺硼层306的微电极314的刺针316。由于其信号传输和低变应特性，刺针316用银或银/氯化银电镀。
将支承检测质量310的弹簧320沉积在掺硼层306上。在此实施例中，沉积的弹簧320可由多晶硅构成。备选地，弹簧320可由大块的硅衬底302构成，并且在用来产生检测质量310的氢氧化钾蚀刻工序期间产生。
一个或多个电极322被电镀在掺硼层306上。电极322为在加速期间感测检测质量310的移动的那些电极。
最后，使用六氟化硫(SF6)干蚀刻来选择性地移除掺硼层306的部分，刺针电极316、弹簧320和电极322已沉积或电镀在这些部分上。掺硼层306的移除释放了检测质量310，使得其由弹簧320支承，并且因此可被加速度的力所移动。在该备选的实施例中，其中弹簧320由蚀刻的大块硅构成，从掺硼层306的释放产生了类似的效应，将检测质量310从弹簧320悬吊。
应该指出的是，图5中描绘的电极300还描绘了水平地布置的电极的备选实施例，然而，类似于图1，电极300从整体的硅衬底建造，而图1的电极10为独立建造的部件的组件。另外，同时上文的电极300的建造的描述意在仅为该过程的示例，通过该示例可建造如本文所公开的电极。本领域中的技术人员将认识到此公开的过程的备选方案，该公开过程并非意在为限制性的。
图6是流程图400，描绘了一种测量生物电势的方法的实施例的步骤。在402和404处，生物电势被感测，并且电极运动被感测。生物电势和运动两者均在同一电极上感测并且被同时感测，因此产生了紧密地代表了当生物电势被感测时的电极的实际运动的运动信号。
接着，在406处，将生物电势和电极运动信号两者提供至电子控制器。该电子控制器可位于离病人数厘米至数米的距离之内。
接着，在408处，使用电极运动信号来处理生物电势。在408处的生物电势的处理可包括在410处使用电极运动信号来识别被运动伪差污染的生物电势的部分。如果生物电势的一部分被识别为被伪差污染，然后在412处可标记该受污染的部分，使得生物电势的两个部分均被忽略或在稍后的分析中给予较低的权重。不同于标记生物电势的个别部分，电子控制器可以使用电极运动信号来产生生物电势信号质量指数(indicy)。该生物电势信号质量指数可为获得的生物电势的质量的实时的表示。如将会理解的，检测到的运动伪差的存在将降低由该指数表示的信号质量。在414处可使用电极运动信号来消除受污染的部分中的相关的运动伪差。通过在404处获得非常接近在生物电势采集过程期间电极的实际运动的电极运动信号，可有效地使用电极运动信号来过滤获得的生物电势中的运动伪差。
此书面描述使用实例来公开本发明，包括最佳模式，并且还使本领域中的技术人员能够制造和使用本发明。本发明的可授予专利范围由权利要求限定，并且可包括由那些本领域中的技术人员想到的其它实例。如果它们具有并非不同于权利要求的字面语言的结构元件，或如果它们包括并非实质不同于权利要求的字面语言的等价的结构元件，则此类其它实例意在处在权利要求的范围之内。

Claims (10)

1.一种用于生物电势信号的测量的电极系统(10，50)，所述系统包括：
衬底(12，54)；
联接至所述衬底(12，54)的微电极(14，70)，所述微电极(14，70)包括多个导电的刺针(22)；
联接至所述衬底(12，54)的加速度计(16，52)；
联接至所述微电极(14，70)的生物电势放大器(214，236)；以及
联接至所述加速度计(16，52)的加速度测量电路(212，23)。
2.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述系统还包括电子器件(18，62，200)，所述电子器件(18，62，200)处理由所述微电极(14，70)获得的生物电势信号，以及由所述加速度计(16，52)获得的加速度信号，以改善所述生物电势信号的质量。
3.根据权利要求2所述的系统，其特征在于，所述电子器件(18，62，200)使用所述加速度信号来识别所述生物电势信号的运动伪差污染的部分。
4.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述多个导电的刺针(22)包括银或银/氯化银涂层(72)。
5.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述加速度计(16，52)为第一加速度计(122)，并且还包括第二加速度计(124)，所述第一和第二加速度计(122，124)二者均机械地与所述衬底(12，54)集成，所述第一加速度计(122)和所述第二加速度计(124)在所述衬底(12，54)中定向成测量在至少两个正交的方向上的加速度。
6.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述电极系统(10，50)测量脑电图(EEG)生物电势。
7.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述生物电势放大器(214，236)和所述加速度测量电路(212，234)被机械地从所述衬底(12，54)分离。
8.根据权利要求7所述的系统，其特征在于，所述生物电势放大器(214，236)和所述加速度测量电路(212，234)共用在所述微电极(14，70)与所述生物电势放大器(214，236)和所述加速度测量电路(212，234)之间的至少一根引线(20)。
9.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述生物电势放大器(214，236)和所述加速度测量电路(212，234)与所述衬底(12，54)集成。
10.根据权利要求9所述的系统，其特征在于，所述系统还包括设置在所述微电极(14，70)和所述衬底(12，54)之间的绝缘层(19，62)。
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Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9291636B1 (en) * 2010-03-23 2016-03-22 University Of Washington Through Its Center For Commercialization Methods and systems for detecting acceleration using bondwires
US20130190586A1 (en) * 2010-10-06 2013-07-25 Indiana University Research & Technology Corporati Multi-Terminal Nanoelectrode Array
TWI418004B (zh) * 2010-12-31 2013-12-01 Pixart Imaging Inc 晶片封裝結構以及晶片封裝製程
US20120296187A1 (en) * 2011-04-29 2012-11-22 Abbott Diabetes Care Inc. Devices and Methods for Obtaining Analyte Sample
US20190223806A1 (en) * 2013-07-01 2019-07-25 Mayo Foundation For Medical Education And Research Sensor types and sensor positioning for a remote patient monitoring system
US10279201B2 (en) 2014-07-17 2019-05-07 Elwha Llc Monitoring and treating pain with epidermal electronics
US10383550B2 (en) 2014-07-17 2019-08-20 Elwha Llc Monitoring body movement or condition according to motion regimen with conformal electronics
US20160015299A1 (en) * 2014-07-17 2016-01-21 Elwha Llc Use of epidermal electronic devices to measure orientation
US10279200B2 (en) 2014-07-17 2019-05-07 Elwha Llc Monitoring and treating pain with epidermal electronics
US10099053B2 (en) 2014-07-17 2018-10-16 Elwha Llc Epidermal electronics to monitor repetitive stress injuries and arthritis
US10390755B2 (en) 2014-07-17 2019-08-27 Elwha Llc Monitoring body movement or condition according to motion regimen with conformal electronics
US10751003B2 (en) 2018-07-12 2020-08-25 Analog Devices Global Unlimited Company Reducing motion-related artifacts in optical measurements for vital signs monitoring

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4969468A (en) * 1986-06-17 1990-11-13 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Electrode array for use in connection with a living body and method of manufacture
US6912414B2 (en) * 2002-01-29 2005-06-28 Southwest Research Institute Electrode systems and methods for reducing motion artifact
US6961603B2 (en) * 2003-06-17 2005-11-01 Instrumentarim Corp. Unitary multi-electrode biopotential signal sensor and method for making same
CN101583305A (zh) * 2006-03-03 2009-11-18 理疗波公司 生理监测系统和方法

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5513649A (en) 1994-03-22 1996-05-07 Sam Technology, Inc. Adaptive interference canceler for EEG movement and eye artifacts
US5978693A (en) * 1998-02-02 1999-11-02 E.P. Limited Apparatus and method for reduction of motion artifact
JPH11276448A (ja) * 1998-03-31 1999-10-12 Seiko Epson Corp 信号抽出装置および信号抽出方法
US6622035B1 (en) 2000-01-21 2003-09-16 Instrumentarium Corp. Electrode for measurement of weak bioelectrical signals
EP1164928B1 (en) 2000-01-21 2005-06-01 Instrumentarium Corporation Method of fabricating a medical electrode
GB2394294A (en) * 2002-10-18 2004-04-21 Cambridge Neurotechnology Ltd Cardiac sensor with accelerometer
ATE472292T1 (de) * 2002-12-10 2010-07-15 Koninkl Philips Electronics Nv Tragbare vorrichtung für die bioelektrische interaktion mit bewegungsartefakt- korrekturmitteln
JP2007167448A (ja) * 2005-12-22 2007-07-05 Medical Electronic Science Inst Co Ltd 生体情報センサユニット及び生体情報モニタシステム
US8238995B2 (en) 2006-12-08 2012-08-07 General Electric Company Self-adhering electrodes and methods of making the same
CN101848669B (zh) * 2007-09-07 2012-06-13 埃姆申塞公司 集成传感器头戴装置

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4969468A (en) * 1986-06-17 1990-11-13 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Electrode array for use in connection with a living body and method of manufacture
US6912414B2 (en) * 2002-01-29 2005-06-28 Southwest Research Institute Electrode systems and methods for reducing motion artifact
US6961603B2 (en) * 2003-06-17 2005-11-01 Instrumentarim Corp. Unitary multi-electrode biopotential signal sensor and method for making same
CN101583305A (zh) * 2006-03-03 2009-11-18 理疗波公司 生理监测系统和方法

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