RU2720293C1 - Измерение электрической проводимости кожи - Google Patents

Измерение электрической проводимости кожи Download PDF

Info

Publication number
RU2720293C1
RU2720293C1 RU2018145764A RU2018145764A RU2720293C1 RU 2720293 C1 RU2720293 C1 RU 2720293C1 RU 2018145764 A RU2018145764 A RU 2018145764A RU 2018145764 A RU2018145764 A RU 2018145764A RU 2720293 C1 RU2720293 C1 RU 2720293C1
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
skin
conductivity
reaction
digital
phase
Prior art date
Application number
RU2018145764A
Other languages
English (en)
Inventor
ДЕ ВРИС Хендрикус Теодорус Герардус Мария ПЕННИНГ
Original Assignee
Конинклейке Филипс Н.В.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Н.В.
Application granted granted Critical
Publication of RU2720293C1 publication Critical patent/RU2720293C1/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
    • A61B5/721—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts using a separate sensor to detect motion or using motion information derived from signals other than the physiological signal to be measured
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A61B5/0531—Measuring skin impedance
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A61B5/0531—Measuring skin impedance
    • A61B5/0533—Measuring galvanic skin response
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/16—Devices for psychotechnics; Testing reaction times ; Devices for evaluating the psychological state
    • A61B5/165—Evaluating the state of mind, e.g. depression, anxiety
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/48—Other medical applications
    • A61B5/4806—Sleep evaluation
    • A61B5/4815—Sleep quality
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6824—Arm or wrist
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7225—Details of analog processing, e.g. isolation amplifier, gain or sensitivity adjustment, filtering, baseline or drift compensation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7271—Specific aspects of physiological measurement analysis
    • A61B5/7282—Event detection, e.g. detecting unique waveforms indicative of a medical condition
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M21/00—Other devices or methods to cause a change in the state of consciousness; Devices for producing or ending sleep by mechanical, optical, or acoustical means, e.g. for hypnosis
    • A61M21/02—Other devices or methods to cause a change in the state of consciousness; Devices for producing or ending sleep by mechanical, optical, or acoustical means, e.g. for hypnosis for inducing sleep or relaxation, e.g. by direct nerve stimulation, hypnosis, analgesia
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/02—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance
    • G01N27/04—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating resistance
    • G01N27/041—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating resistance of a solid body
    • H—ELECTRICITY
    • H03—ELECTRONIC CIRCUITRY
    • H03F—AMPLIFIERS
    • H03F3/00—Amplifiers with only discharge tubes or only semiconductor devices as amplifying elements
    • H03F3/45—Differential amplifiers
    • H03F3/45071—Differential amplifiers with semiconductor devices only
    • H03F3/45076—Differential amplifiers with semiconductor devices only characterised by the way of implementation of the active amplifying circuit in the differential amplifier
    • H03F3/45475—Differential amplifiers with semiconductor devices only characterised by the way of implementation of the active amplifying circuit in the differential amplifier using IC blocks as the active amplifying circuit
    • H—ELECTRICITY
    • H03—ELECTRONIC CIRCUITRY
    • H03G—CONTROL OF AMPLIFICATION
    • H03G7/00—Volume compression or expansion in amplifiers
    • H03G7/06—Volume compression or expansion in amplifiers having semiconductor devices
    • H03G7/08—Volume compression or expansion in amplifiers having semiconductor devices incorporating negative feedback
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
    • A61B2560/02—Operational features
    • A61B2560/0242—Operational features adapted to measure environmental factors, e.g. temperature, pollution
    • A61B2560/0247—Operational features adapted to measure environmental factors, e.g. temperature, pollution for compensation or correction of the measured physiological value
    • A61B2560/0252—Operational features adapted to measure environmental factors, e.g. temperature, pollution for compensation or correction of the measured physiological value using ambient temperature
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/01—Measuring temperature of body parts ; Diagnostic temperature sensing, e.g. for malignant or inflamed tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/44—Detecting, measuring or recording for evaluating the integumentary system, e.g. skin, hair or nails
    • A61B5/441—Skin evaluation, e.g. for skin disorder diagnosis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6802—Sensor mounted on worn items
    • A61B5/681—Wristwatch-type devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M21/00—Other devices or methods to cause a change in the state of consciousness; Devices for producing or ending sleep by mechanical, optical, or acoustical means, e.g. for hypnosis
    • A61M2021/0005—Other devices or methods to cause a change in the state of consciousness; Devices for producing or ending sleep by mechanical, optical, or acoustical means, e.g. for hypnosis by the use of a particular sense, or stimulus
    • A61M2021/0011—Other devices or methods to cause a change in the state of consciousness; Devices for producing or ending sleep by mechanical, optical, or acoustical means, e.g. for hypnosis by the use of a particular sense, or stimulus in a subliminal way, i.e. below the threshold of sensation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/50—General characteristics of the apparatus with microprocessors or computers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/65—Impedance, e.g. conductivity, capacity

Abstract

Группа изобретений относится к медицине, а именно к датчикам, способам и системам для измерения проводимости кожи. При этом осуществляют преобразование посредством усилителя сигнала проводимости кожи в аналоговое выходное напряжение. Преобразуют посредством аналого-цифрового преобразователя аналоговое выходное напряжение в цифровой выходной сигнал. Выделяют фазическую кожную реакцию из цифрового выходного сигнала и повышений тонической кожной реакции с помощью цифрового процессора. При этом усиление происходит с помощью усилителя, который имеет логарифмический коэффициент усиления для формирования выходного сигнала, который равен логарифму проводимости кожи, со снижающимся коэффициентом усиления для увеличивающихся значений проводимости кожи. Датчик содержит усилитель, аналого-цифровой преобразователь, цифровой процессор. Цифровой процессор датчика выполнен с возможностью выделения фазической реакции в виде периода монотонного нарастания проводимости кожи, со временем нарастания между минимальным и максимальным значениями, и возможностью идентификации повышения тонической кожной реакции в виде нарастания проводимости кожи, со временем нарастания, более длительным, чем максимальное значение, и когда было не выделено никакой фазической реакции. Система контроля проводимости кожи содержит браслет и датчик для измерения проводимости кожи. Обеспечивается измерение и обработка значений проводимости кожи таким способом, который позволяет выделять фазическую составляющую и который можно осуществить с низкими затратами и простой обработкой сигналов. 4 н. и 13 з.п. ф-лы, 10 ил.

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Настоящее изобретение относится к измерению электрической проводимости (далее проводимости) кожи.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Общеизвестно, что проводимость кожи изменяется, когда человек потеет, и что такое потоотделение может вызываться либо физическим усилием, либо эмоциональным состоянием человека.
Например, заявитель заявки разрабатывает систему типа браслета, которая может определять эмоциональное состояние владельца по данным измерений проводимости кожи. Затем данную информацию можно использовать, чтобы рекомендовать пользователю выполнить двигательные действия или отдохнуть с целью повышения эффективности сна владельца.
Повышение проводимости кожи является результатом потоотделения, которое заполняет потовые железы соленым потом. Наполненные потовые железы формируют проводящий путь к находящимся ниже кровотокам, которые имеют очень высокую проводимость. Проводимость кожи можно измерять наложением электродов на кожу, приложением напряжения и измерением тока.
Потоотделение вызывается частично процессом терморегуляции организма и частично эффектом, который зависит эмоционального состояния пользователя. Оба эффекта происходят одновременно и, в сочетании, дают, в результате общую проводимость кожи. Так называемая тоническая кожная реакция или уровень проводимости кожи (SCL) является реакцией, которая изменяется относительно медленно с течением времени и зависит как от терморегуляции, так и от эмоционального состояния. Так называемая фазическая реакция или реакция проводимости кожи (SCR) (или кожно-гальваническая реакция (GSR)) является реакцией, которая изменяется относительно быстро с течением времени и зависит от эмоциональных триггеров. Влияние терморегуляции трудно отделить от влияния эмоций.
Эмоциональное состояние пользователя является результатом эмоциональных триггеров, которые возникли в недавнем прошлом. Упомянутые эмоциональные триггеры приводят к более кратковременным фазическим изменениям проводимости кожи. Данные фазические реакции минимально зависимы от процессов, связанных с температурой тела. Однако, они имеют относительно небольшую амплитуду и легко нарушаются движениями запястья пользователя, которые влияют на давление контакта электродов на кожу.
Вклад эмоциональных эффектов, терморегуляции и эффектов движения в результат измерения проводимости кожи зависит также от местоположения измерения. Например, эмоциональная составляющая более выражена на кончиках пальцев. В менее выраженных зонах, например, в основании запястья или даже более того, на верхней поверхности запястья, эмоциональная составляющая становится меньше, и эмоциональные составляющие труднее отделить от терморегуляционной составляющей терморегуляции или возмущений от движений.
Устройство измерения проводимости чистой кожи не может различить между эмоциональной составляющей тонической реакции и терморегуляционной составляющей. Измерение увидит одновременное влияние всех изменений проводимости.
Эмоциональная составляющая зависит от уровней кортизола, который является гормоном коры надпочечников, имеющим большое значение для поддерживания гомеостаза. Кортизол, называемый «гормоном стресса», влияет, регулирует или модулирует многие из изменений, которые происходят в организме в ответ на стресс. Уровни кортизола обычно варьируются в течение дня и ночи в циркадном ритме, с пиком около 8 часов утра и достигают минимума около 4 часов утра. Кортизол секретируется сильнее в виде реакции на стресс.
Датчик проводимости кожи обычно подает напряжение (или ток) на кожу и измеряет полученную реакцию. Данная реакция может быть током, протекающим через кожу (или напряжением на коже). В последнем случае, напряжение прикладывается к коже через последовательный резистор, так что кожа и последовательный резистор выполняют функцию переменного делителя напряжения. Протекающий ток измеряют с помощью усилителя тока, и напряжение измеряют с помощью усилителя напряжения.
Датчик может использовать несимметричное исполнение или дифференциальное исполнение. Несимметричное исполнение стоит дешевле и менее чувствительно к шумам. Дифференциальное исполнение сложнее, но позволяет подавлять синфазные помехи.
Фигура 1 представляет типичную кожную реакцию в виде зависимости проводимости от времени. На приведенном графике уровень проводимости кожи в форме усредненного тренда можно отличить от (фазических) составляющих реакции проводимости кожи SCR, которые являются высокочастотными пиками.
Сенсорное устройство, которое измеряет проводимость кожи, должно быть в состоянии обеспечивать разделение упомянутых двух составляющих с применением обработки сигналов, если действовать следует в ответ только на эмоциональное состояние.
Значения проводимости кожи человека изменяются в широком диапазоне. Известные исполнения датчиков проводимости кожи покрывают весь диапазон значений проводимости кожи с высоким разрешением. Это требует применения высокоточных усилителей и высокоразрешающих аналого-цифровых преобразователей (АЦП). Некоторые исполнения используют 24-разрядное преобразование. Такие датчики становятся дорогими и не подходят для применения в коммерческих изделиях.
Поэтому существует потребность в системе для измерения и обработки значений проводимости кожи таким способом, который позволяет выделять фазическую составляющую, и который можно осуществить с низкими затратами и простой обработкой сигналов.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Изобретение определяется формулой изобретения.
Согласно примерам в соответствии с аспектом изобретения предлагается датчик для измерения проводимости кожи, содержащий:
усилитель для преобразования проводимости кожи в аналоговое выходное напряжение;
аналого-цифровой преобразователь для преобразования аналогового выходного напряжения в цифровой выходной сигнал; и
цифровой процессор для выделения фазической кожной реакции из цифрового выходного сигнала и повышений тонической кожной реакции,
при этом усилитель имеет логарифмический коэффициент усиления для формирования выходного сигнала, который равен логарифму проводимости кожи, тем самым со снижающимся коэффициентом усиления для увеличивающихся значений проводимости кожи.
Общая тоническая кожная реакция может быть получена в форме одного выхода системы. Эмоциональные триггеры будут вызывать повышение проводимости кожи, поэтому проявления активности в виде фазической кожной реакции используются в качестве индикаторов для идентификации роста эмоциональной части тонической составляющей.
Изобретение предлагает усовершенствованную электрическую схему для детектирования кожных реакций. Датчик допускает детектирование общей тонической (т.е. SCL) реакции и отделение фазических (т.е. SCR) сигналов и по широкому диапазону проводимости кожи. Изобретение основано на осознании того, что отношение амплитуд SCR и SCL имеет одинаковый порядок величины, не зависящий от абсолютного значения проводимости кожи. Для оптимального использования аналого-цифрового преобразователя требуется уровень квантования, который, в оптимальном случае, не зависит от величины проводимости кожи. Логарифмический коэффициент усиления усилителя позволяет более эффективно использовать аналого-цифровой преобразователь в диапазоне значений проводимости кожи и, тем самым, может допускать применение меньшего разрешения и поэтому недорогого преобразователя. Более высокие рабочие характеристики можно по-прежнему получать, когда применяют высокоразрешающий аналого-цифровой преобразователь. Изобретение, в частности, гарантирует, что оцифрованный сигнал предоставляет одинаковую способность выделять фазическую составляющую из тонического сигнала для всех входных уровней проводимости кожи. Вместо этого, обычный линейный аналого-цифровой преобразователь требуется проектировать для обеспечения необходимого разрешения при низких уровнях проводимости кожи, но, при повышенных значениях проводимости кожи, разрешение является излишне высоким.
Датчик допускает использование меньшего числа компонентов и/или компонентов, которые могут удовлетворять менее строгим техническим требованиям. Это допускает реализации с меньшей стоимостью, мощностью и размерами, пригодные для потребительских изделий с высокими эксплуатационными характеристиками.
Логарифмическая функция коэффициента усиления по проводимости кожи означает, что небольшие значения проводимости кожи вызывают выдачу сигналов с первой амплитудой в аналого-цифровой преобразователь, тогда как более высокие значения проводимости вызывают выдачу сигналов, которые имеют уровень выше, но выше не в той же пропорции, в аналого-цифровой преобразователь. Таким образом, измерительный сигнал усиливается для аналого-цифрового преобразователя таким образом, что свойства сигнала проводимости кожи для детектирования фазических значений оптимально сохраняются.
Цифровой процессор выполнен, например, с возможностью выделения фазической кожной реакцией посредством:
детектирования локальных максимумов и минимумов в цифровом выходном сигнале, представляющем проводимость кожи;
детектирования нарастающих фронтов в цифровом выходном сигнале, представляющем проводимость кожи;
идентификации, в качестве фазической кожной реакции, таких нарастающих фронтов, которые имеют длительность в пределах первого диапазона и изменение амплитуды в пределах второго диапазона,
и цифровой процессор выполнен с возможностью выделения повышений тонической кожной реакции посредством:
детектирования нарастаний цифрового выходного сигнала, представляющего проводимость кожи в течение периода, по меньшей мере, более длительного, чем максимум первого диапазона.
Таким образом, кратковременные нарастания проводимости кожи определяются как фазические реакции, а медленные нарастания определяются как вызываемые повышениями тонической кожной реакции.
Цифровой процессор выполнен, например, с возможностью выделения повышений тонической кожной реакции посредством отфильтровывания нарастаний цифрового выходного сигнала, представляющего проводимость кожи, соответствующих нарастающим фронтам, идентифицированным как фазическая кожная реакция. Таким образом, повышение тонической реакции определяется отфильтровыванием фазических реакций.
Усилитель содержит, например, операционный усилитель, имеющий опорное напряжение на первом входе, второй вход (фактически, под таким же напряжением, как первый вход), проводимость кожи между вторым входом и землей и выходное напряжение на выходе, при этом между выходом и вторым входом обеспечена цепь обратной связи, которая включает в себя, по меньшей мере, один диод. Ток протекает от выхода через диод, через участок проводимости кожи на землю. Данный диод в цепи обратной связи характеризуется логарифмической зависимостью между падением напряжения и током, и это обеспечивает необходимый логарифмический коэффициент усиления усилителя. Цепь обратной связи выполняет функцию преобразования тока, протекающего через кожу, в напряжение на выходе операционного усилителя.
Первый вход является, например, неинвертирующим входом операционного усилителя, и второй вход является инвертирующим входом. Таким образом, цепь обратной связи является цепью отрицательной обратной связи.
Аналого-цифровой преобразователь является, например, 12-разрядным преобразователем. Уменьшение числа разрядов становится возможным благодаря более эффективному использованию аналого-цифрового преобразователя.
Датчик может дополнительно содержать схему температурной коррекции. Данная схема может служить для компенсации температурной зависимости аналоговых компонентов, которые обеспечивают необходимый нелинейный коэффициент усиления, например, диода или диодов цепи обратной связи.
Датчик может содержать блок обработки сигналов для отфильтровывания результатов измерения проводимости кожи в моменты ненадежного контакта электродов с кожей и/или для фильтрации с целью исключения ложных реакций, обусловленных движением, обнаруженным акселерометром. Такие методы фильтрации повышают качество собранных данных проводимости кожи.
Процессор можно использовать для вычисления кортизоловой реакции по кожным реакциям.
Активность в виде фазической кожной реакции, а также повышения тонической составляющей являются индикаторами эмоциональных триггеров в недавнем прошлом и могут быть использованы в качестве входных данных для прогнозирования кортизола. Когда фазические реакции существуют, они являются наиболее точными, так как они свободны от температурных эффектов. В отсутствие фазических кожных реакций, повышение составляющей тонической реакции можно использовать как индикатор кортизоловой реакции.
Изобретение предлагает также систему контроля, содержащую:
браслет; и
датчик согласно вышеприведенному описанию, смонтированный на браслете, для приложения к верхней поверхности запястья.
Верхняя поверхность запястья (т.е. место, где обычно крепят циферблат часов) дает относительно слабый фазический сигнал. Посредством применения датчика в вышеописанном исполнении, разделение фазического и тонического сигналов становится осуществимым на практике, даже с использованием недорогой архитектуры датчика.
Устройство вывода может быть предусмотрено для выдачи пользователю рекомендации, касающейся необходимого поведения для повышения качества следующего периода сна пользователя. Таким образом, датчик служит для повышения эффективности сна пользователя системы контроля.
Примеры в соответствии с другим аспектом изобретения предлагают способ измерения проводимости кожи, содержащий следующие этапы:
выполняют усиление сигнала, чтобы преобразовать проводимость кожи в аналоговое выходное напряжение;
преобразуют аналоговое выходное напряжение в цифровой выходной сигнал; и
выделяют фазическую кожную реакцию из цифрового выходного сигнала и повышений тонической кожной реакции,
при этом усиление осуществляется с логарифмическим коэффициентом усиления, формирующим выходной сигнал, который равен логарифму проводимости кожи, тем самым, со снижающимся коэффициентом усиления при повышении проводимости кожи.
Данный способ обеспечивает цифровой выходной сигнал, из которого можно эффективно выделять разные кожные реакции, независимо от уровня проводимости кожи.
Усиление осуществляется с коэффициентом усиления в логарифмической функции по проводимости кожи. Возможно применение 12-разрядного аналого-цифрового преобразования, и возможно применение температурной коррекции для компенсации температурной зависимости нелинейного коэффициента усиления.
Выделение фазической кожной реакции может содержать следующие этапы:
детектирование локальных максимумов и минимумов в цифровом выходном сигнале, представляющем проводимость кожи;
детектирование нарастающих фронтов в цифровом выходном сигнале, представляющем проводимость кожи;
идентификацию, в качестве фазической кожной реакции, таких нарастающих фронтов, которые имеют длительность в пределах первого диапазона и изменение амплитуды в пределах второго диапазона,
и выделение тонической кожной реакции может содержать следующие этапы:
детектирование нарастаний цифрового выходного сигнала, представляющего проводимость кожи в течение периода, по меньшей мере, более длительного, чем максимум первого диапазона.
Тоническая кожная реакция может быть получена отфильтровыванием нарастаний цифрового выходного сигнала, представляющего проводимость кожи, соответствующих нарастающим фронтам, идентифицированным как фазическая кожная реакция.
Способ контроля может содержать измерение проводимости кожи на верхней поверхности запястья посредством применения способа согласно вышеприведенному описанию с использованием браслетного датчика. Способ контроля можно применять для предоставления рекомендации, касающейся необходимого поведения для повышения качества следующего периода сна.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Примеры изобретения подробно описаны в дальнейшем со ссылкой на прилагаемые чертежи, на которых:
Фигура 1 - график проводимости кожи в зависимости от времени;
Фигура 2 - схема логарифмического усилителя;
Фигура 3 - первый пример датчика проводимости кожи;
Фигура 4 - второй пример датчика проводимости кожи;
Фигура 5 - система для определения проводимости кожи с использованием датчика, показанного на фигуре 3;
Фигура 6 - более подробная схема процесса аналого-цифрового преобразования и фильтрации;
Фигура 7 - схема способа обработки проводимости кожи для получения отдельной фазической составляющей;
Фигура 8 - первый пример способа для получения кортизоловой реакции;
Фигура 9 - система, показанная на фигуре 5, реализованная в форме части сенсорного устройства на запястье; и
Фигура 10 - способ измерения проводимости кожи.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ
Изобретение предлагает датчик для измерения проводимости кожи. Усилитель применяется для преобразования проводимости кожи в аналоговое выходное напряжение, которое затем преобразуется в область цифровых значений, так что общую кожную реакцию получают в области цифровых значений. Усилитель имеет нелинейный логарифмический коэффициент усиления, со снижающимся коэффициентом усиления для повышающихся значений проводимости кожи. Датчик допускает разделение фазического и тонического сигналов в широком диапазоне проводимости кожи. Датчик обеспечивает оптимальное применение аналого-цифрового преобразователя, так что можно использовать пониженное разрешение и, следовательно, более дешевый преобразователь.
Датчики проводимости кожи в обычном исполнении покрывают весь диапазон значений проводимости кожи с высоким разрешением. Это требует применения высокоточных усилителей и высокоразрешающих аналого-цифровых преобразователей, например, для 24-разрядного преобразования. Упомянутые датчики становятся дорогими и не пригодными для использования в коммерческих изделиях.
Изобретение основано на осознании того, что отношение амплитуд фазической к тонической (общей) кожной реакции является приблизительно постоянным. Это означает, что при повышенных проводимостях кожи требуется меньшее разрешение (т.е. размер шага квантования), чтобы выделять фазическую кожную реакцию с таким же разрешением.
Фигура 2 представляет принципиальную схему логарифмического усилителя. Схема содержит операционный усилитель 20, имеющий опорное напряжение Vref (показанное в виде источника 22 напряжения) на неинвертирующем входе, и входное напряжение 24, подлежащее усилению, на инвертирующем входе. Между выходом 26 и инвертирующим входом существует цепь отрицательной обратной связи в форме диода 28.
Зависимость между напряжением и током диода дается формулой:
VFWD= n*VT*ln(1+IFWD/IS). (уравнение 1)
Где VFWD является падением напряжения на диоде в режиме прямого тока, IFWD является прямым током, n является коэффициентом эмиссии, VT означает термическое напряжение, IS является током насыщения. VT= k*T/q, где k означает постоянную Больцмана, T является абсолютной температурой, и q равно заряду электрона.
Схема в целом обеспечивает выходной сигнал:
Vout=Vref+n*VT*ln(1+Vref*Gskin/Is). (уравнение 2)
Где Gskin означает проводимость кожи между электродами 24.
Следует отметить, что сигнал, представляющий проводимость кожи, можно усиливать, или же можно усиливать ток через кожу (для данного приложенного напряжения). Сигнал и ток представляют, каждый, проводимость кожи и, следовательно, могут считаться содержащими сигналы проводимости кожи.
Таким образом, приведенная схема имеет коэффициент усиления, который является логарифмической функцией величины входного параметра 24, подлежащего усилению. То есть, когда усиленный выходной сигнал подается как входной сигнал в аналого-цифровой преобразователь, по мере того, как сигнал усиливается, имеет место постепенное увеличение размера шагов квантования входного сигнала до того, как достигается следующий порог преобразования аналого-цифрового преобразователя.
Фигура 3 представляет часть датчика для измерения проводимости кожи, построенного на основе схемы логарифмического усилителя. Фигура 3 представляет аналоговые части датчика, в частности схему 30 аналогового усилителя.
Схема 30 усилителя предназначена для преобразования проводимости кожи в аналоговое выходное напряжение Vout. Приведенная схема является входным усилителем потому, что один из входов усилителя непосредственно соприкасается с кожей, в частности, инвертирующий вход в показанном примере.
Опорное входное напряжение Vref обеспечивается делителем напряжения между шиной питания Vcc и землей, сформированным резисторами R1 и R2. Например, опорное напряжение Vref может быть 500 мВ. На выходе находится сглаживающий конденсатор C1.
Цепь отрицательной обратной связи содержит набор из трех диодов D1, D2, D3 в показанном примере, последовательно соединенных в прямом направлении между выходом и инвертирующим входом. При этом выполняется преобразование тока, протекающего через кожу, в напряжение на неинвертирующем входе в операционный усилитель. Три диода применены для увеличения коэффициента усиления системы, чтобы выходной сигнал усилителя согласовался с диапазоном аналого-цифрового преобразователя в необходимом диапазоне проводимости кожи.
Резистор R3 включен параллельно с цепочкой диодов. Резистор R3 может потребоваться для того, чтобы сделать схему практически работающей, и принимает входные токи от операционного усилителя, в частности, когда имеют место очень низкие значения проводимости кожи. В альтернативном варианте осуществления резистор для приема входных токов операционного усилителя может быть включен параллельно участку проводимости кожи, который представлен резистором R4 на фигуре 3.
Фигура 3 представляет также схему измерения температуры. Данная схема применяется потому, что передаточная функция нелинейных диодов зависит от температуры. Данная схема содержит резистор R5 и диод D4, последовательно включенные между шиной питания Vcc и землей. В месте соединения между резистором R5 и диодом D4 присутствует температурно-зависимое напряжение Vtemp. Данное температурно-зависимое напряжение считывается общим микроконтроллером системы и используется для температурной компенсации.
Резистор R5 выбирается так, чтобы ток через диод D4 был равен току, который протекал бы через кожу с опорной проводимостью, например, с сопротивлением 100 кОм.
Ток IFWD через диод D4 зависит от прямого напряжения VFWD на нем:
IFWD=(Vcc-VFWD)/R5. (уравнение 3)
Значение VFWD измеряется, и IFWD можно получить из уравнения 3. В этом случае, путем подстановки в уравнение 1 можно получить температурную зависимость n*k*T/q или оценку фактической температуры T.
Таким образом, уравнения обработки данных представляют собой комплексный процесс для встроенного микропроцессора. Однако, заранее известно, что напряжение на диоде D4, при слабом токе диода, находится в диапазоне 0,5 В. Это напряжение намного ниже, чем Vcc, и поэтому ток через диод можно оценить из уравнения:
IFWD~(Vcc-0,5)/R5. (уравнение 4)
Это допускает использование аппроксимации напряжения на диоде D4 (т.е. VFWD в уравнении 1 эквивалентно Vtemp на фигуре 3).
Это означает, что итерационных вычислений можно избежать, чтобы обеспечить упрощение обработки.
В таком случае оценку температуры и коэффициента эмиссии можно получить из уравнений:
T~=q/(n*k)*Vtemp/ln(1+IFWD/IS), (уравнение 5)
nkT/q~=Vtemp/ln(1+IFWD/IS). (уравнение 6)
Все сигналы Vout, Vref и Vtemp оцифровываются аналого-цифровым преобразователем. После этого, вычисления для оценки Gskin по Vout и T выполняются в микроконтроллере.
В варианте осуществления, в котором имеется N диодов, включенных последовательно, (N=3 на фигуре3), сигнал Vout определяется уравнением:
Vout=Vref+N*nVT*ln((Gskin*Vref)/IS+1). (уравнение 7)
Посредством преобразования можно получить оценку проводимости кожи по измеренному выходному напряжению с использованием уравнения:
GskinEst=IS/Vref*(exp((Vout-Vref)/(N*nVT))-1. (уравнение 8)
Можно предположить, что Vref имеет конкретное значение или может быть измерено аналого-цифровым преобразователем.
В общем, работа схемы состоит в приложении напряжения к коже. Под его влиянием, через кожу протекает ток. Диод преобразует этот ток в выходное напряжение усилителя, которое измеряется аналого-цифровым преобразователем. Микроконтроллер преобразует показание аналого-цифрового преобразователя в оценку GskinEst для фактической проводимости Gskin кожи.
Изменения температуры можно учитывать или нет. Если тепловые эффекты не учитываются, то nkT/q можно считать постоянной величиной, и схема температурной компенсации не требуется. Схема температурной компенсации допускает оценку nVT и является достаточной для температурной компенсации средней точности.
Другим вариантом является измерение температуры T посредством специальной схемы датчика температуры и последующего вычисления nVT, при принятом значении n.
Фигура 4 представляет альтернативную схему, которая обеспечивает более точную температурную компенсацию. Данная схема имеет повышенную температурную стабильность.
Схема содержит два операционных усилителя 20a, 20b, каждый с опорным напряжением Vref, подаваемым на неинвертирующий вывод. Схема содержит транзисторы Q1, Q2, а также диод D1 и, следовательно содержит значительно больше компонентов. Схема может быть более точной при изменении температуры и удобнее для проектирования в отношении конфигурирования коэффициента усиления. Данная схема является другим вариантом осуществления логарифмического датчика.
Как показано на фигуре 5, выходное напряжение Vout схемы 30 усилителя (например, показанного на фигуре 3 или фигуре 4) подается в аналого-цифровой преобразователь 40, и цифровой процессор 42 снимает цифровой выходной сигнал и затем вычисляет проводимость кожи:
GskinEst=(IS*(exp((VADC-Vref)/(N*nVT))-1))/Vref. (уравнение 9)
Vout (используемое выше в уравнении 8) является фактическим аналоговым выходным напряжением датчика, тогда как VADC является аналоговым напряжением, полученным обратным вычислением из показания АЦП. Теоретически, оба напряжения должны иметь одинаковое значение, но, на практике, возможно различие, обусловленное смещениями, шумом, допусками на компоненты схемы.
Уравнение 9 применяется в случае, если отсутствует потребность в температурной коррекции, и nVT считается постоянной величиной.
Если существует потребность в температурной компенсации, то:
GskinEst=IS/Vref*(((Vcc-VFWD)/(IS*R5))^((Vout-Vref)/(N*Vtemp))-1)). (уравнение 10)
Уравнение 10 применяется в случае, если существует потребность в температурной коррекции средней точности, и nVT измеряется в соответствии с уравнением 5 и уравнением 6. Подстановка уравнения 4 в уравнение 6 и в уравнение 9 приводит к уравнению 10.
Цифровой сигнальный процессор может детектировать как тонический (т.е. повышение SCL), так и фазический (т.е. SCR) сигналы и в широком диапазоне проводимость кожи. При обеспечении аналого-цифрового преобразователя с логарифмически усиленным сигналом, шаги квантования становятся оптимально зависимыми от величины проводимости кожи.
Обработка сигналов подробно показана на фигуре 6. Усилитель 30 является аналоговым входным этапом.
Аналого-цифровой преобразователь 40 характеризуется входным этапом аналого-цифрового преобразования трех каналов.
Первый канал является выходным сигналом датчика, который преобразуется с разрешением 12 разрядов и частотой дискретизации 160 Гц в блоке 50 и подвергается цифровой обработке в блоке 52, чтобы выполнять коррекцию на разрыв контакта. Частота 160 Гц преобразования намного выше, чем максимальная частота, представляющая интерес, но данная частота уточняет обнаружение разрыва контакта. Контакты электродов с кожей иногда разрываются, когда пользователь двигает запястьем. Влияние на измеряемый сигнал затрагивает амплитуду сигнала SCL (проводимость кожи временно снижается до 0), тогда как интерес представляет измерение SCR, которая намного слабее, чем SCL.
Импульсная характеристика аналогового фильтра будет значительно шире, чем измеряемая SCR. Поэтому аналоговая фильтрация для исключения разрывов контактов будет разрушать информацию, касающуюся SCR.
В области цифровых значений, в блоке 52, проблема влияния разорванного контакта решается более эффективно. Данная коррекция основана на определении уровня и определении фронта с целью обнаружения пропадания сигнала и, затем, ограничения влияния сигналов, собранных во время такого события пропадания, на дальнейшую обработку сигналов.
Низкочастотный фильтр 54 с граничной частотой около 5 Гц действует как сглаживающий фильтр. В таком случае, сигнал прореживается до частоты 10 Гц (что можно считать происходящим в фильтре 54), которая является представляющей интерес частотой дискретизации. Сигналы, определяемые как выпадающие сигналы в блоке 52, могут обрабатываться посредством замены последним допустимым значением сигнала.
Второй канал является опорным напряжением. Данное напряжение преобразуется с разрешением 12 разрядов и частотой дискретизации не выше 160 Гц в блоке 56. Низкочастотный фильтр 58 фильтрует опорный сигнал и, добавочно, прореживает значения сигнала до частоты 10 Гц, которая является представляющей интерес частотой дискретизации.
Третий опциональный (добавочный) канал является температурным сигналом. Данный сигнал преобразуется с разрешением 12 разрядов и частотой дискретизации не выше 10 Гц. Температурные данные подвергаются низкочастотной фильтрации посредством фильтра 62 с граничной частотой 0,1 Гц.
Обработка сигналов происходит в блоке 42, который содержит преобразование из области значений напряжения в область значений проводимости.
Чтобы не допускать продолжительных импульсных характеристик после событий неудовлетворительного контакта, логарифмический усилитель 30 не имеет конкретного ограничения полосы пропускания и обеспечивает полосу пропускания шаре 160 Гц.
Система может также содержать акселерометр, который, например, работает с частотой дискретизации 10 Гц. Сигнал движения получают из данных акселерометра и подвергают пороговой обработке. Сигналы трехосного акселерометра обрабатываются для получения сигнала распознавания движения, когда превышается порог перемещения. Данная обработка может быть основана на суммировании абсолютных значений производных сигналов акселерометра.
Распознавание движения будет происходить после начала движения. Таким образом, артефакты движения отфильтровываются задержкой сигнала определения проводимости кожи и совмещением сигнала распознавания движения с задержанным сигналом определения. Если на основании сигнала распознавания движения определяется, что данные являются недостоверными, то предыдущие достоверные данные используются для замены недостоверных данных, чтобы искаженные данные не передавались для дальнейшей обработки сигналов.
Фигура 7 показывает, как выполняется детектирование фазических реакций и детектирование повышений уровня тонической проводимости кожи. Повышение тонической реакции обозначено как dSCL. Кроме того, сигнал dSCL представляет детектированное повышение проводимости кожи, которое определяется как не свойственное фазической реакции SCR. Таким образом, данный сигнал можно использовать как фильтр для разделения общей реакции на тоническую и фазическую составляющие.
Входной сигнал GSRq является измеренным кожным сигналом GSR с повышением качества сигнала, полученным вышеописанной фильтрацией артефактов движения. Таким образом, данный сигнал является цифровым сигналом, который уже прошел через аналоговое логарифмическое усиление. На выходе имеется сигнал dSCL, который представляет любое нарастание проводимости кожи за период в 1 минуту, не относимое к фазической реакции и поэтому формирующее часть общего нарастания более медленной тонической реакции.
Во-первых, схема содержит низкочастотный фильтр 70, который фильтрует сигнал проводимости кожи в полосе пропускания приблизительно 1 Гц и с частотой дискретизации 10 Гц. Затем сигнал прореживается до приблизительно 3 Гц в прореживателе 72. Выходной сигнал прореживателя 72 является общим сигналом проводимости кожи.
Производная сигнала проводимости кожи вычисляется в блоке 74 дифференцирования. Выходной сигнал блока 74 дифференцирования является производной упомянутого сигнала проводимости кожи. Полярность сигнала упомянутого сигнала указывает нарастающий/спадающий фронт сигнала проводимости кожи. Знак определяется в блоке 76. Нарастающий фронт характеризует фазическую реакцию. Выходной сигнал является двоичным сигналом 1/0. Снижение проводимость кожи не представляет интереса для идентификации фазической реакции, поскольку фазическая реакция релаксирует медленно.
Изменение знака первой производной сигнала проводимости кожи указывает на относительные минимумы и максимумы в сигнале проводимости кожи, т.е. локальный (фазический) пик или спад. Второй блок 78 дифференцирования предусмотрен с данной целью. Если выходной сигнал блока 76 изменяет знак, то локальный максимум или минимум достигнут. Выходной сигнал блока 78 подает импульс, когда знак производной изменяется, и выходной сигнал является двоичным сигналом 1/0, с импульсом уровня 1 при каждом изменении знака.
Модуль 80 детектирования фронтов собирает конкретные моменты времени и значения в сигнале проводимости кожи. Упомянутые значения отметок времени и амплитуд описаны ниже (Tonset, Aonset, Tstart, Astart, Tend, Aend). Модуль реализуется в виде конечного автомата.
Входной сигнал признака/качества следует по той же цепи, что и данные. Упомянутый сигнал служит для уведомления модулей обработки сигналов о надежности сигнала. Упомянутый сигнал сначала формируется в модуле 52 цифровой обработки, когда обнаруживаются пропадания. Затем упомянутый сигнал корректируется в низкочастотном фильтре (и блоке прореживания) 54. Упомянутый сигнал видоизменяется, когда распознается движение пользователя. И, наконец, упомянутый сигнал пропускается через модули 70 и 82 (описанный ниже), в которых он может влиять на детектирование SCR.
Таким образом, детектированный сигнал SCR имеет заданное качество, которое получают из анализа качества контакта электродов с кожей.
Во время события неудовлетворительного контакта сигнал аналого-цифрового преобразователя уменьшается ниже порога. Кроме того, крутые фронты возникают, когда электроды приходят в контакт или разрывают контакт с кожей. Однако, значения, регистрируемые аналого-цифровым преобразователем, начинают дрейфовать до того, как на пороге выполняется первое детектирование. Это происходит потому, что ослабевает сила давления электрода на кожу. В фазе дрейфа, качество сигнала изменяется от приемлемого до неудовлетворительного. Аналогичный эффект возникает после последнего детектирования, а именно выходной сигнал аналого-цифрового преобразователя дрейфует до стабильного окончательного значения, когда сила давления электрода на кожу изменяется до ее окончательного значения. В этой фазе качество сигнала изменяется от неудовлетворительного до приемлемого. Следовательно, переход качества сигнала совершается не ступенчато, а плавно.
Когда браслет, содержащий датчик, носят на нижней поверхности запястья, то присутствует относительно слабый фазический сигнал с относительно сильными возмущениями. По этой причине, сохраняются все подробности сигнала, и применяются способы мягкого решения с добавлением определителя качества сигнала.
Показатель качества сопровождает данные с теми же операциями фильтрации и используется для обеспечения указания, что собраны надежные данные. При использовании способов мягкого решения, определитель качества сигнала можно использовать для присвоения веса вкладам отдельных детектируемых фазических (SCR) составляющих в окончательный результат суммирования (например, в течение одной минуты, как поясняется выше).
Таким образом, качество детектированного фронта (т.е. указание на то, вызван ли фронт изменениями качества контакта или фазической кожной реакцией) можно получать объединением всех данных, использованных во время детектирования.
Модуль 82 определения отфильтровывает нарастающие фронты из сигнала, который не соответствует конкретной характеристике:
длительность SCR (время между максимумом и минимумом) находится в пределах конкретных минимума и максимума;
изменение амплитуды SCR (между максимумом и минимумом) находится в пределах конкретных минимума и максимума; и
качество SCR должно превышать минимальное значение.
Сигнал SCR или фазическая реакция могут детектироваться модулем 82 определения в виде периода монотонного нарастания сигнала проводимости кожи. Такое монотонное нарастание имеет длительность и амплитуду. Нарастающий фронт начинается, когда детектируется первое повышение сигнала (в начальный момент времени Tonset и с амплитудой Aonset). Он заканчивается, когда детектируется последнее повышение сигнала (в конечный момент времени Tend и с амплитудой Aend). Другой представляющий интерес момент времени имеет место, когда уровень сигнала пересекает уровень, зависящий от амплитуды в начальный момент (время Tstart и амплитуда Astart=(1+k)*Aonset).
Время нарастания сигнала можно определить вычитанием Trise=Tend-Tstart.
Нарастание сигнала определяется как фазическая реакция, когда оно имеет время нарастания между некоторыми минимальным и максимальным значениями.
Пример критериев детектирования SCR имеет вид:
Нарастающий фронт 1 сек < Trise < 2,5 сек, с амплитудой 0,2<k<0,5.
Пример критериев детектирования SCL (для соотнесения нарастания проводимости кожи с тонической реакцией) имеет вид:
Любое повышение проводимости кожи, со временем нарастания больше, чем критерии SCR (без применения ограничений амплитуды).
Определение нарастания проводимости кожи в качестве фазической реакции основано на коэффициенте k, с определением Tstart, когда амплитула сигнала возросла с Aonset до Astart=(1+k)*Aonset. Это является частичной причиной того, почему логарифмическое усиление и аналого-цифровое преобразование сохраняет у системы свойства детектирования фазической реакции.
Разрешающий блок 86 пропускает только нарастающие части сигнала проводимости кожи. После этого блок 84 определения определяет dSCL, общее нарастание сигнала проводимости кожи за периоды, когда SCR (фазической реакции) не обнаруживалось.
В частности, блок 84 определения отфильтровывает сигналы, относящиеся к нарастаниям проводимости кожи, которые вызываются фазической реакцией. Модуль 82 управляет блоком 84 определения, чтобы выводить нарастания проводимости кожи в течение периода нарастания проводимость кожи, когда не обнаруживалось SCR.
В частности, детектируемый сигнал SCR используется в ходе определения сигнала dSCL в блоке 84. Разрешающий блок 86 является вентильной схемой, которая выводит повышение проводимости кожи (которое равно выходному сигналу блока 72, когда блок 76 идентифицирует повышение, или нулю, когда блок 76 не идентифицирует повышение). Блок 84 определения является вентильной схемой, которая пропускает выходной сигнал 86, когда не детектируется никакой фазической реакции SCR. Данные сигналы являются временными участками длительного нарастания сигнала проводимости кожи.
Выходной сигнал dSCL указывает на нарастания проводимости кожи, которые вызваны не фазической реакцией. Данная информация может быть использована блоком обработки данных по кортизолу, который получает затем оценку уровней кортизола, что обеспечивать кривую кортизола для пользователя, например, с использованием способа, описанного в US 2014/0288401. Данный документ раскрывает использование суммы сигналов SCR, с дополнительной возможностью добавления показания о нарастании уровня SCL в качестве входного сигнала.
Фигура 8 показывает, как детектируемые импульсы SCR и (нефазические) нарастания тонического уровня dSCL преобразуются в кортизоловую реакцию. Модуль 90 вычисляет взвешенную сумму амплитуды сигналов SCR и амплитуд dSCL. Последняя отражает амплитуду повышения проводимости кожи.
События детектирования SCR и dSCL происходят в нерегулярные моменты. Амплитуды dSCL и SCR обрабатываются сразу после их появления.
Взвешивание выполняется в модуле 90 в условиях, когда сигналы SCR не всегда имеются (в зависимости от места измерения на коже), и сигналы dSCL не всегда полностью надежны (вследствие тепловых эффектов). Таким образом, весовой коэффициент выводят из качества данных, которые использованы для детектирования нарастания SCL. Данный коэффициент качества можно использовать для определения или взвешивания вклада dSCL. Взвешенные значения интегрируются в блоке 92 интегрирования по 1-минутному интервалу (разумеется, возможны другие интервалы). После прореживания в блоке 94 до 1-минутной частоты дискретизации, сигнал свертывается в блоке 96 свертки со стандартной кривой кортизоловой реакции, как описано в документе US 20140288401 A1. Блоки 90, 92, 94, 96 могут совместно формировать часть процессора для вычисления кортизоловой реакции.
Чтобы подготовить входной сигнал в блок обработки данных по кортизолу, сигнал dSCL задается как любое нарастание сигнала проводимости кожи, которое не свойственно фазической реакция и, следовательно, не определяется как SCR.
Аналого-цифровой преобразователь может иметь меньшее число разрядов, чем требовалось прежде для различения между тонической dSCL и фазической SCR составляющими по всему диапазону значений проводимости кожи, например, он может быть 12-разрядным преобразователем.
Фигура 9 представляет датчик (содержащий, по меньшей мере, усилитель 30), осуществленный в составе системы контроля, содержащей браслет 100. Затем датчик устанавливают для контакта с верхней поверхностью запястья.
Система контроля включает в себя устройство вывода для представления информации пользователю. Устройство вывода может быть дисплеем, который входит в состав носимой системы, но может выводить и беспроводной выходной сигнал, который подается в беспроводное портативное устройство пользователя, например, компьютер, смартфон или планшетный компьютер.
Один пример использования системы состоит в выдаче рекомендации пользователю, касающейся необходимого поведения для повышения качества следующего периода сна пользователя. Рекомендация основана на управлении эмоциональным состоянием и физической нагрузке пользователя перед его сном, чтобы получать, в результате, оптимальный сон.
Однако, систему можно использовать с любой другой целью, когда разделение кожной реакции на фазическую и тоническую составляющие представляет интерес. Изобретение можно применить в любых сенсорных системах, использующих проводимость кожи в качестве входного сигнала, например, устройствах оценки эмоционального состояния, детекторах лжи, датчиках работоспособности.
Фигура 10 представляет способ измерения проводимости кожи. На этапе 112 выполняется усиление сигнала, чтобы преобразовать проводимость кожи в аналоговое выходное напряжение. Выполняется нелинейное усиление, как поясняется выше. На этапе 114, аналоговое выходное напряжение преобразуется в цифровой выходной сигнал. На этапе 116, из цифрового выходного сигнала выделяется фазическая кожная реакция. Данный способ обеспечивает цифровой выходной сигнал, из которого можно эффективно выделять разные кожные реакции, независимо от уровня проводимости кожи.
Вышеприведенный пример основан на усилителе с логарифмическим коэффициентом усиления. Однако можно воспользоваться другими нелинейными функциями коэффициента усиления, например, функциями от экспоненциальных до показательных. Функция может быть также и не идеально логарифмической. Например, резистор R3 на фигуре 3 (который может быть взамен включен параллельно с проводимостью кожи) предназначен для отвода входных токов от операционного усилителя. Поведение схемы не является строго логарифмическим в диапазоне сопротивлений кожи, близких к R3 или параллельному резистору.
Датчик можно осуществить без каких-либо аналоговых фильтров или аналоговой обработки сигналов. Вместо этого, выходной сигнал усилителя подается непосредственно в аналого-цифровой преобразователь. Тем не менее, некоторая нестрогая аналоговая низкочастотная фильтрация может быть полезна для подавления 50-Гц сетевых помех или других внешних источников шумов, воспринимаемых системой. Более строгая фильтрация не требуется и потому, что она может вызывать длительные задержки после событий неудовлетворительного контакта.
Показанный выше усилитель имеет несимметричное исполнение. Однако исполнение может использовать дифференциальный усилитель. Дифференциальный вариант осуществления использует две несимметричных схемы, и разностный сигнал обрабатывается. Данный вариант осуществления позволяет подавлять шумы, например, сетевые помехи, но, разумеется, имеет более высокую стоимость.
Цифровой сигнальный процессор может принимать другие входные сигналы, чтобы помогать интерпретации результатов измерений проводимости кожи. Например, система может включать в себя акселерометр или другой датчик уровня активности.
После изучения чертежей, описания и прилагаемой формулы изобретения, специалистами в данной области техники в процессе практической реализации заявленного изобретения могут быть разработаны и выполнены другие изменения раскрытых вариантов осуществления. В формуле изобретения, выражение «содержащий» не исключает других элементов или этапов, и признак единственного числа (в виде неопределенного артикля в оригинале) не исключает множественного числа. Очевидное обстоятельство, что некоторые признаки упомянуты во взаимно различающихся зависимых пунктах формулы изобретения, не означает невозможность применения комбинации упомянутых признаков в подходящем случае. Никакие позиции в формуле изобретения нельзя считать ограничивающими объем изобретения.

Claims (44)

1. Датчик для измерения проводимости кожи, содержащий:
усилитель (30) для преобразования сигнала проводимости кожи, представляющего проводимость кожи в аналоговое выходное напряжение;
аналого-цифровой преобразователь (40) для преобразования аналогового выходного напряжения в цифровой выходной сигнал; и
цифровой процессор (42) для выделения фазической кожной реакции из цифрового выходного сигнала и повышений тонической кожной реакции,
при этом усилитель имеет логарифмический коэффициент усиления для формирования выходного сигнала, который равен логарифму проводимости кожи, тем самым со снижающимся коэффициентом усиления для увеличивающихся значений проводимости кожи,
причем цифровой процессор выполнен с возможностью выделения фазической реакции в виде периода монотонного нарастания проводимости кожи, с временем нарастания между минимальным и максимальным значениями,
и причем цифровой процессор выполнен с возможностью идентификации повышения тонической кожной реакции в виде нарастания проводимости кожи, со временем нарастания, более длительным, чем максимальное значение, и когда было не выделено никакой фазической реакции.
2. Датчик по п. 1, в котором цифровой процессор выполнен с возможностью определения времени нарастания как времени от достижения проводимостью кожи первого уровня, который в (1+k) раз больше проводимости кожи в начале монотонного нарастания, до окончания монотонного нарастания, где k представляет собой любое действительное число > 0.
3. Датчик по п. 2, в котором выполняется следующая зависимость: 0,2<k<0,5.
4. Датчик по п. 1, в котором цифровой процессор (42) выполнен с возможностью выделения фазической кожной реакции посредством:
детектирования локальных максимумов и минимумов в цифровом выходном сигнале, представляющем проводимость кожи;
детектирования нарастающих фронтов в цифровом выходном сигнале, представляющем проводимость кожи;
идентификации, в качестве фазической кожной реакции, таких нарастающих фронтов, которые имеют длительность в пределах первого диапазона и изменение амплитуды в пределах второго диапазона,
при этом цифровой процессор выполнен с возможностью выделения повышений тонической кожной реакции посредством:
детектирования нарастаний цифрового выходного сигнала, представляющего проводимость кожи в течение периода, по меньшей мере более длительного, чем максимум первого диапазона.
5. Датчик по п. 4, в котором цифровой процессор (42) выполнен с возможностью выделения повышений тонической кожной реакции посредством отфильтровывания нарастаний цифрового выходного сигнала, представляющего проводимость кожи, соответствующих нарастающим фронтам, идентифицированным как фазическая кожная реакция.
6. Датчик по п. 5, в котором усилитель (30) содержит операционный усилитель, имеющий опорное напряжение на первом входе, проводимость кожи между вторым входом и землей и выходное напряжение на выходе, при этом между выходом и вторым входом обеспечена цепь обратной связи, которая включает в себя по меньшей мере один диод (28).
7. Датчик по п. 1, дополнительно содержащий схему измерения температуры (R5, D4).
8. Датчик по п. 1, содержащий блок обработки сигналов для отфильтровывания или ограничения влияния результатов измерения проводимости кожи в моменты ненадежного контакта электродов с кожей и/или для фильтрации для исключения или ограничения влияния ложных реакций, обусловленных движением, обнаруженным акселерометром.
9. Датчик по п. 1, дополнительно содержащий процессор (92, 94, 96) для вычисления кортизоловой реакции по кожным реакциям.
10. Система контроля проводимости кожи, содержащая:
браслет (100); и
датчик по любому предыдущему пункту, смонтированный на браслете, для приложения к верхней поверхности запястья.
11. Система контроля по п. 10, содержащая устройство вывода для выдачи пользователю рекомендации, касающейся необходимого поведения для повышения качества следующего периода сна пользователя.
12. Способ измерения проводимости кожи, содержащий следующие этапы:
выполняют усиление сигнала, чтобы преобразовать сигнал проводимости кожи, представляющий проводимость кожи, в аналоговое выходное напряжение;
преобразуют аналоговое выходное напряжение в цифровой выходной сигнал; и
выделяют фазическую кожную реакцию из цифрового выходного сигнала и повышений тонической кожной реакции,
при этом усиление осуществляется с логарифмическим коэффициентом усиления, формирующим выходной сигнал, который равен логарифму проводимости кожи, тем самым, со снижающимся коэффициентом усиления при повышении проводимости кожи,
причем способ содержит выделение фазической реакции в виде периода монотонного нарастания проводимости кожи, с временем нарастания между минимальным и максимальным значениями,
и причем способ содержит идентификацию повышений тонической кожной реакции в виде нарастания проводимости кожи, со временем нарастания, более длительным, чем максимальное значение, и когда было не выделено никакой фазической реакции.
13. Способ по п. 12, в котором выделение фазической кожной реакции содержит следующие этапы:
детектируют локальные максимумы и минимумы в цифровом выходном сигнале, представляющем проводимость кожи;
детектируют нарастающие фронты в цифровом выходном сигнале, представляющем проводимость кожи;
идентифицируют, в качестве фазической кожной реакции, такие нарастающие фронты, которые имеют длительность в пределах первого диапазона и изменение амплитуды в пределах второго диапазона,
при этом выделение тонической кожной реакции содержит следующий этап:
детектируют нарастания цифрового выходного сигнала, представляющего проводимость кожи в течение периода, по меньшей мере более длительного, чем максимум первого диапазона.
14. Способ по п. 13, в котором выделение тонической кожной реакции посредством отфильтровывания нарастаний цифрового выходного сигнала, представляющего проводимость кожи, соответствующих нарастающим фронтам, идентифицированным как фазическая кожная реакция.
15. Способ по п. 12, содержащий следующие этапы:
отфильтровывают или ограничивают влияние результатов измерения проводимости кожи в моменты ненадежного контакта электродов с кожей; и/или
выполняют фильтрацию для отбрасывания или ограничения влияния ложных реакций, обусловленных движением.
16. Способ по любому из пп. 12-15, содержащий этап вычисления кортизоловой реакции из кожных реакций.
17. Способ контроля проводимости кожи, содержащий следующий этап:
измеряют проводимость кожи на верхней поверхности запястья путем применения способа по любому из пп. 12-16 с использованием браслетного датчика.
RU2018145764A 2016-05-25 2017-05-12 Измерение электрической проводимости кожи RU2720293C1 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP16171377.1 2016-05-25
EP16171377 2016-05-25
PCT/EP2017/061447 WO2017202626A1 (en) 2016-05-25 2017-05-12 Measurement of skin conductance

Publications (1)

Publication Number Publication Date
RU2720293C1 true RU2720293C1 (ru) 2020-04-28

Family

ID=56098022

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2018145764A RU2720293C1 (ru) 2016-05-25 2017-05-12 Измерение электрической проводимости кожи

Country Status (6)

Country Link
US (1) US11213218B2 (ru)
EP (1) EP3463075B1 (ru)
JP (1) JP6608549B2 (ru)
CN (1) CN109310360B (ru)
RU (1) RU2720293C1 (ru)
WO (1) WO2017202626A1 (ru)

Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2018108617A (ru) * 2018-03-12 2019-09-12 Общество С Ограниченной Ответственностью "Хилби" Способ измерения кожно-гальванической реакции человека и устройство
US11642038B1 (en) * 2018-11-11 2023-05-09 Kimchi Moyer Systems, methods and apparatus for galvanic skin response measurements and analytics
US11642039B1 (en) * 2018-11-11 2023-05-09 Kimchi Moyer Systems, methods, and apparatuses for analyzing galvanic skin response based on exposure to electromagnetic and mechanical waves
EP3659515A1 (en) * 2018-11-29 2020-06-03 Koninklijke Philips N.V. Imaging system comprising an ultrasound transducer array and skin contact electrodes, and corresponding imaging method
US20220401011A1 (en) * 2019-11-29 2022-12-22 Sony Group Corporation Information processing apparatus, information processing method, and program
FR3114232A1 (fr) * 2020-09-23 2022-03-25 Ovomind K.K Equipement électrodermal
CN113381762B (zh) * 2021-05-21 2022-11-29 歌尔股份有限公司 一种皮肤电导率测量方法、装置和穿戴设备
WO2023002664A1 (ja) * 2021-07-19 2023-01-26 ソニーグループ株式会社 情報処理装置、情報処理方法、及び、プログラム
CN114487024B (zh) * 2021-12-31 2023-11-03 河南省日立信股份有限公司 一种基于幂函数的钯合金氢气传感器的校准拟合方法
CN117281478A (zh) * 2023-10-17 2023-12-26 天津大学 一种皮肤病辅助诊断装置及系统

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2107460C1 (ru) * 1996-05-28 1998-03-27 Акционерное общество закрытого типа "Нейроком" Способ регистрации кожно-гальванических реакций и устройство для его осуществления
WO2002013690A1 (en) * 2000-08-10 2002-02-21 Stanaland Thomas G Capacitively coupled electrode system for sensing voltage potentials at the surface of tissue
US20100268056A1 (en) * 2009-04-16 2010-10-21 Massachusetts Institute Of Technology Washable wearable biosensor
RU2578864C2 (ru) * 2014-08-11 2016-03-27 Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт машиноведения им. А.А. Благонравова Российской академии наук (ИМАШ РАН) Способ измерения реакции потовых желез человека при наличии теплового воздействия

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
NO317897B1 (no) * 2002-05-08 2004-12-27 Hanne Storm Apparat og fremgangsmate for a overvake det autonome nervesystemet hos en sedert pasient.
KR20040032451A (ko) * 2002-10-09 2004-04-17 삼성전자주식회사 생체신호 기반의 건강 관리 기능을 갖는 모바일 기기 및이를 이용한 건강 관리 방법
NO323507B1 (no) * 2005-06-10 2007-05-29 Med Storm Innovation As Fremgangsmate og apparat for a overvake sedasjonsnivaet hos en sedert pasient.
JP2010518914A (ja) 2007-02-16 2010-06-03 ヴィロ・ゲームス・リミテッド バイオセンサ・デバイス及び方法
CN102665554B (zh) 2009-08-31 2015-01-21 A·M·利文斯藤 记录个体的神经生理状态之间的转变的设备及其操作方法
ES2513666T3 (es) * 2011-04-14 2014-10-27 Koninklijke Philips N.V. Dispositivo y método de medición del estrés
ES2401286B1 (es) 2011-08-30 2014-04-03 Universidad De Extremadura Unidad, sistema modular y procedimiento para la medición, procesamiento y monitorización remota de bioimpedancia eléctrica
JP6110869B2 (ja) * 2011-11-22 2017-04-05 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 使用者の推定メンタルバランス又はアンバランスレベルを決定するためのコルチゾールレベル推定システム
US20130317318A1 (en) * 2012-05-25 2013-11-28 Qualcomm Incorporated Methods and devices for acquiring electrodermal activity
CN105007808B (zh) 2013-03-12 2021-02-02 皇家飞利浦有限公司 访问持续时间控制系统和方法
US20150297145A1 (en) * 2013-03-13 2015-10-22 Aliphcom Physiological information generation based on bioimpedance signals
US9842374B2 (en) * 2013-03-16 2017-12-12 Marc Jim Bitoun Physiological indicator monitoring for identifying stress triggers and certain health problems
US20160242672A1 (en) * 2013-10-17 2016-08-25 Asahi Kasei Kabushiki Kaisha Vital signal measuring apparatus and method for estimating contact condition
CN104042204B (zh) * 2014-06-23 2016-09-21 深圳市宏电技术股份有限公司 一种基于穿戴式设备的抗压、减压能力检测方法及装置
CN104107049B (zh) * 2014-07-04 2016-04-27 深圳市宏电技术股份有限公司 一种基于皮肤电导率的运动状态监测方法及系统
CN104095642B (zh) * 2014-07-08 2016-04-13 深圳市宏电技术股份有限公司 一种基于皮肤电导率的压力等级划分方法及系统
EP3442411B1 (en) 2016-04-12 2020-06-10 Koninklijke Philips N.V. Device for processing skin conductance data of a user to classify users fatigue and system for improving sleep effectiveness of a user comprising the same

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2107460C1 (ru) * 1996-05-28 1998-03-27 Акционерное общество закрытого типа "Нейроком" Способ регистрации кожно-гальванических реакций и устройство для его осуществления
DE69727236T2 (de) * 1996-05-28 2004-11-04 Zakrytoe Aktsionernoe Obschestvo "Neirokom" Vorrichtung zum aufzeichnen von galvanischen hautreaktionen
WO2002013690A1 (en) * 2000-08-10 2002-02-21 Stanaland Thomas G Capacitively coupled electrode system for sensing voltage potentials at the surface of tissue
US20100268056A1 (en) * 2009-04-16 2010-10-21 Massachusetts Institute Of Technology Washable wearable biosensor
RU2578864C2 (ru) * 2014-08-11 2016-03-27 Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт машиноведения им. А.А. Благонравова Российской академии наук (ИМАШ РАН) Способ измерения реакции потовых желез человека при наличии теплового воздействия

Also Published As

Publication number Publication date
EP3463075A1 (en) 2019-04-10
CN109310360B (zh) 2023-02-28
CN109310360A (zh) 2019-02-05
JP6608549B2 (ja) 2019-11-20
EP3463075B1 (en) 2020-07-15
US20190209041A1 (en) 2019-07-11
JP2019518533A (ja) 2019-07-04
WO2017202626A1 (en) 2017-11-30
US11213218B2 (en) 2022-01-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2720293C1 (ru) Измерение электрической проводимости кожи
Deepu et al. A 3-lead ECG-on-chip with QRS detection and lossless compression for wireless sensors
US20150338265A1 (en) Multipurpose Weighing Device
US20210290157A1 (en) Device, system and method for determining a stress level of a user
JP4881029B2 (ja) 生体情報計測装置、生体情報処理サーバ、生体情報計測システム、生体情報計測方法、動作状態判定方法、信頼度判定方法、及びプログラム
JP6133512B2 (ja) 皮膚コンダクタンスデータを処理するプロセッサと、生物の燃え尽き症候群及び／又は慢性疲労症候群の少なくとも１つの段階を検出するデバイス
US20160242672A1 (en) Vital signal measuring apparatus and method for estimating contact condition
US20220211289A1 (en) Systems and methods of monitoring electrodermal activity (eda) using an ac signal and discrete fourier transform (dft) analysis
US20180003547A1 (en) Apparatus and method for monitoring changes in user weight
JP5760876B2 (ja) 心房細動判定装置、心房細動判定方法およびプログラム
Widanti et al. Stress level detection using heart rate, blood pressure, and GSR and stress therapy by utilizing infrared
US20170303814A1 (en) Wearable device for skin conductance measurement
EP1554975A1 (en) Synthesizing a reference value in an electrocardial waveform
Calero et al. Self-Adjustable Galvanic Skin Response Sensor for Physiological Monitoring
CN109068992B (zh) 睡眠信号调节装置和方法
US20230047256A1 (en) Wearable sensor device and a sensing method
JP6636735B2 (ja) 脈拍測定装置、ウェアラブル端末及び脈拍測定方法
KR101597943B1 (ko) 혈당량과 헤마토크릿의 동시측정을 위한 센서 측정장치
JP6707886B2 (ja) 測定装置および電子機器
JP7180259B2 (ja) 生体情報解析装置、生体情報解析方法、および生体情報解析システム
CZ37158U1 (cs) Systém pro měření biometrických parametrů jedince
KR20230043435A (ko) 압전 센서를 이용한 호흡률 검출 방법
CN114746013A (zh) 用于建立哺乳动物的痛感丧失的方法和设备
CN115078818A (zh) 一种电流检测装置及方法