TWI681754B - 單極生理訊號偵測裝置及其運作方法 - Google Patents
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Abstract
本發明提供了一種單極生理訊號偵測裝置及其運作方法，主要透過一
差動放大器、一延遲電路、一驅動電路以及一帶通濾波器的設置，大幅降低了因市電產生的共模干擾。因此，本發明可以只用單個電極使同一側表面心電電位產生時間差，形成一個有差異的電位變化，達到讓使用者維持姿勢自然且連續監測心跳之目的。
Description
本發明為一種單極生理訊號偵測裝置及其運作方法，尤指一種可用單個電極裝設在四肢上即可測量且監測心跳的單極生理訊號偵測裝置及其運作方法。
心跳的量測可以應用在心肌梗塞、心律不整、猝死、高血壓、精神狀態等心血管或非心血管疾病的監測。然而在臨床上，必須做長時間的心率監測才能達成。
雖然目前市面上的穿戴式裝置均以內建的光學模組來達到心率監測的目的，但光學感測仍存在容易受外在環境光源、受測者動作、膚色、手腕圍大小的差異以及呼吸影響，且產生的訊號微弱，造成特定族群的受測者不易量測到相關的心跳訊號。
因此光學式的心率監測在穿戴式裝置中，通常準確度必須建立在使用者維持特定姿勢或靜態時所測得的資訊才有做為參考價值之用。離實際的臨床應用仍有一些差距。現有的部份產品雖內建非光學式的心電量測模組，但使用時仍必須由另一手的手指去碰觸穿戴式裝置上的第二個接觸點，才能進行準確的測量。
居於上述此類的裝置只能在手指碰觸到穿戴式裝置的第二個接觸點時才能量測心率，因此難以讓使用者長期維持同個姿勢，以進行連續監測。此外，如果要做心率變異性分析，這種量測姿勢亦會對於原本的神經活性會造成干擾。
除此之外，目前的市電系統相當普遍地使用50或60赫茲的交流電系統，然使用此系統運作的裝置，其產生的電磁波和電場形式會對如心跳或心率的電訊號量測造成極大的干擾。此外由於50或60赫茲的交流電系統產生的波長非常長，所以作用於人體各處所受的干擾可視為相同，更精確來說，此干擾是屬於一種共模干擾(Common-mode Interference)。
為解決先前技術中所提到的問題，本發明提供了一種單極生理訊號偵測裝置及其運作方法。其中，所述單極生理訊號偵測裝置包含一測量點、一差動放大器(Differential amplifier)、一延遲電路(Delay circuit)、一驅動電路、一帶通濾波器(Bandpass Filter)以及一輸出端。
其中，該測量點碰觸一受測部。該差動放大器(Differential amplifier)透過一第一線路和一第二線路與該測量點連接。該延遲電路(Delay circuit)設於該第一線路上，而該驅動電路與該測量點連接，且該驅動電路更透過複數個電阻和該差動放大器連接。該帶通濾波器(Bandpass Filter)與該差動放大器連接，最後輸出端與該帶通濾波器連接。
本發明更提供了一種單極生理訊號偵測裝置的運作方法，主要包含步驟(a)~(g)。首先，步驟(a)中提供前述的該單極生理訊號偵測裝置。步驟(b)
則由一測量點自一受測部測得一心跳電位訊號及一共模干擾(Common-mode Interference)訊號。
接著執行步驟(c)，該心跳電位訊號及該共模干擾訊號透過一第一線路傳送給一延遲電路(Delay circuit)，且該心跳電位訊號及該共模干擾訊號同時透過一第二電路傳送給一差動放大器的一正輸入端。再執行步驟(d)，該延遲電路設定一延遲時間，並根據該延遲時間將該心跳電位訊號轉換為一延遲心跳電位訊號後再傳送給該差動放大器的一負輸入端。
接著執行步驟(e)，一驅動電路自該測量點產生一抵銷共模干擾訊號，並將該抵銷共模干擾訊號傳送至複數個電阻後再傳送至該差動放大器。而下個步驟(f)則將該差動放大器將該心跳電位訊號、該延遲心跳電位訊號、該共模干擾訊號及抵銷共模干擾訊號放大後傳送至一帶通濾波器(Bandpass Filter)，得到一最終心跳電位訊號。最後，執行步驟(g)，該最終心跳電位訊號輸出至一輸出端。
以上對本發明的簡述，目的在於對本發明之數種面向和技術特徵作一基本說明。發明簡述並非對本發明的詳細表述，因此其目的不在特別列舉本發明的關鍵性或重要元件，也不是用來界定本發明的範圍，僅為以簡明的方式呈現本發明的數種概念而已。
10‧‧‧單極生理訊號偵測裝置
100‧‧‧第一線路
200‧‧‧第二線路
301‧‧‧差動放大器
302‧‧‧延遲電路
303‧‧‧驅動電路
304‧‧‧帶通濾波器
400‧‧‧輸出端
H‧‧‧受測部
S‧‧‧測量點
R‧‧‧電阻
圖1為本發明實施例之電路架構圖。
圖2為本發明實施例之方法流程圖。
為能瞭解本發明的技術特徵及實用功效，並可依照說明書的內容來實施，茲進一步以如圖式所示的較佳實施例，詳細說明如後：請參照圖1，圖1為本發明實施例之電路架構圖。如圖1所示，圖1的實施例中展示了一種單極生理訊號偵測裝置10。其中，本實施例中之單極生理訊號偵測裝置10包含測量點S、差動放大器(Differential amplifier)301、一延遲電路(Delay circuit)302、驅動電路303、帶通濾波器(Bandpass Filter)304以及輸出端400。
本實施例所稱之測量點S實際上可以是單個電極。電極的形式可以為金屬電極或石墨電極。在本實施例中，測量點S碰觸之受測部H為人類的手腕。由於本實施例可被安裝於穿戴式裝置之錶帶或碗帶上，而又穿戴式裝置通常只有單一正電源，為了符合需求，本實施例是採用單一正電源的設計方式，在一個大約2.5伏特(V)的直流位準之上運作，本發明並不加以限制。而在其他可能的實施樣態中，受測部H亦可以是人體的其他部位，包含上手臂或腳踝等，本發明同樣不予以限制。
而在本實施例中，差動放大器301進一步來說是選用高共模拒斥比/高輸入阻抗的差動放大器(high-CMRR/high-input-impedance differential amplifier)。
所述差動放大器301透過第一線路100和第二線路200與測量點S連接。更精確地來說，第一線路100連接至該差動放大器301的一第一輸入端(即圖1中差動放大器301的負輸入端(-))，而該二線路200連接至該差動放大器301的一第二輸入端(即圖1中差動放大器301的正輸入端(+))。
至於本實施例之延遲電路302則設於第一線路100上。而驅動電路303直接與測量點S連接，且驅動電路303更透過複數個電阻R和差動放大器301連接。在本實施例中，驅動電路303為驅動身體電路(driven-body circuit)。
更精確地來說，本發明實施例中所定義的驅動身體電路(driven-body circuit)係指可以設置於生物體任意地方(於此實施例中為測量點S附近，包含手腕的正反面對側設置)的生理訊號放大器。其生理訊號的放大機制在於，受測者所存在的環境容易受到市電50或60赫茲的交流電系統產生的共模干擾(Common-mode Interference)。因此，透過此驅動電路303可以做為參考電壓，抵銷市電50或60赫茲的交流電系統產生的共模干擾。
然後，帶通濾波器304與該差動放大器301連接，最後帶通濾波器304與輸出端400連接。在本實施例中，可預見的為該輸出端400更可與一顯示螢幕連接，以顯示心率監測之心電圖等結果訊息。由上述特徵可得知，本實施例所稱之單極生理訊號偵測裝置10可以是平板電腦、筆記型電腦、穿戴式裝置或智慧型手機等，本發明並不加以限制。
而在其他可能的實施例中，該輸出端400更可以與一訊號整合模組連接，且該訊號整合模組更與一光學脈波量測模組連接。在此可能的實施例中，訊號整合模組可以採用數位/類比訊號處理器。該訊號整合模組係用以處理並整合單極生理訊號偵測裝置10所產生的心電訊號峰值以及光學脈波量測模組所產生的光脈搏波峰值。同時結合兩種系統的訊號，讓心率的監測更為準確，而且可利用兩信號峰值出現之時間差估測血壓值。其衍伸之應用，本發明並不加以限制。
而基於圖1實施例中所提供之單極生理訊號偵測裝置10，請參照圖2，圖2為本發明實施例之方法流程圖。如圖2所示，可知本實施例單極生理訊號偵測裝置10的運作方法主要包含(a)-(g)等七個步驟。
首先，執行步驟(a)，提供前述的單極生理訊號偵測裝置10。接著，執行步驟(b)，由一測量點S自一受測部H測得一心跳電位訊號及一共模干擾(Common-mode Interference)訊號。
在本實施例中，心跳電位訊號以Vb(t)做為表示，而共模干擾訊號則以Vcm表示之。理想的情況下，心跳電位訊號Vb(t)基本上其頻率大約落在1赫茲(Hz)左右。而共模干擾訊號Vcm則為50或60赫茲(Hz)居多。
接著執行步驟(c)，該心跳電位訊號及該共模干擾訊號透過一第一線路100傳送給一延遲電路302(Delay circuit)，且該心跳電位訊號及該共模干擾訊號同時透過一第二電路200傳送給一差動放大器301的一正輸入端(+)。再執行步驟(d)，該延遲電路302設定一延遲時間，並根據該延遲時間將該心跳電位訊號轉換為一延遲心跳電位訊號後再傳送給該差動放大器301的一負輸入端(-)。
在步驟(d)中，延遲電路302的延遲時間在本實施例中以τ表示之。換句話說，透過步驟(c)和步驟(d)的作用，由量測點S所取得之心跳電位訊號Vb(t)及共模干擾訊號Vcm所形成的第一電位(Vb(t)+Vcm)，經過延遲電路302後，會得到由延遲心跳電位訊號Vb(t-τ)和共模干擾訊號Vcm共同形成的第二電位(Vb(t-τ)+Vcm)。再由選自高共模拒斥比/高輸入阻抗的差動放大器(high-CMRR/high-input-impedance differential amplifier)的差動放大器301放大。
但基於被放大後的第二電位(Vb(t-τ)+Vcm)也仍然是50或60赫茲(Hz)的訊號之故，因此接著執行步驟(e)，一驅動電路303自該測量點S產生
一抵銷共模干擾訊號，並將該抵銷共模干擾訊號傳送至複數個電阻R後再傳送至該差動放大器301。
換句話說，本實施例中之驅動電路303為驅動身體電路(driven-body circuit)的前提下，透過此驅動電路303可以與測量點S連接，直接做為參考電壓，抵銷市電50或60赫茲的交流電系統產生的共模干擾訊號Vcm。
而為了避免其餘可能的干擾訊號成份存在，步驟(f)中，該差動放大器301將該心跳電位訊號Vb(t)、該延遲心跳電位訊號Vb(t-τ)、該共模干擾訊號Vcm及抵銷共模干擾訊號放大後傳送至一帶通濾波器400，得到一最終心跳電位訊號。最後，執行步驟(g)，該最終心跳電位訊號輸出至一輸出端400。
惟以上所述者，僅為本發明之較佳實施例而已，當不能以此限定本發明實施之範圍，即依本發明申請專利範圍及說明內容所作之簡單變化與修飾，皆仍屬本發明涵蓋之範圍內。
10‧‧‧單極生理訊號偵測裝置
100‧‧‧第一線路
200‧‧‧第二線路
301‧‧‧差動放大器
302‧‧‧延遲電路
303‧‧‧驅動電路
304‧‧‧帶通濾波器
400‧‧‧輸出端
H‧‧‧受測部
S‧‧‧測量點
R‧‧‧電阻
Claims (9)
- 一種單極生理訊號偵測裝置，包含：一測量點，碰觸一受測部；一差動放大器(Differential amplifier)，透過一第一線路和一第二線路與該測量點連接；一延遲電路(Delay circuit)，設於該第一線路上；一驅動電路，與該測量點連接，且該驅動電路更透過複數個電阻和該差動放大器連接；一帶通濾波器(Bandpass Filter)，與該差動放大器連接；以及一輸出端，與該帶通濾波器連接；其中，該第一線路連接至該差動放大器的一第一輸入端；該二線路連接至該差動放大器的一第二輸入端；該第一輸入端為該差動放大器的一負輸入端；該第二輸入端為該差動放大器的一正輸入端。
- 如請求項1所述的單極生理訊號偵測裝置，其中該差動放大器為高共模拒斥比/高輸入阻抗的差動放大器(high-CMRR/high-input-impedance differential amplifier)。
- 如請求項1所述的單極生理訊號偵測裝置，其中該驅動電路為驅動身體電路(driven-body circuit)。
- 如請求項1所述的單極生理訊號偵測裝置，其中該單極生理訊號偵測裝置為平板電腦、筆記型電腦、穿戴式裝置或智慧型手機。
- 如請求項1所述的單極生理訊號偵測裝置，其中該輸出端更與一訊號整合模組連接，且該訊號整合模組更與一光學脈波量測模組連接。
- 如請求項1所述的單極生理訊號偵測裝置，其中該輸出端更與一顯示螢幕連接。
- 一種單極生理訊號偵測裝置的運作方法，包含：(a)提供如請求項1所述之一單極生理訊號偵測裝置；(b)一測量點自一受測部測得一心跳電位訊號及一共模干擾(Common-mode Interference)訊號；(c)該心跳電位訊號及該共模干擾訊號透過一第一線路傳送給一延遲電路(Delay circuit)，且該心跳電位訊號及該共模干擾訊號同時透過一第二電路傳送給一差動放大器的一正輸入端；(d)該延遲電路設定一延遲時間，並根據該延遲時間將該心跳電位訊號轉換為一延遲心跳電位訊號後再傳送給該差動放大器的一負輸入端；(e)一驅動電路自該測量點產生一抵銷共模干擾訊號，並將該抵銷共模干擾訊號傳送至複數個電阻後再傳送至該差動放大器；(f)該差動放大器將該心跳電位訊號、該延遲心跳電位訊號、該共模干擾訊號及抵銷共模干擾訊號放大後傳送至一帶通濾波器(Bandpass Filter)，得到一最終心跳電位訊號；以及(g)該最終心跳電位訊號輸出至一輸出端。
- 如請求項7所述的單極生理訊號偵測裝置的運作方法，其中該差動放大器為高共模拒斥比/高輸入阻抗的差動放大器(high-CMRR/high-input-impedance differential amplifier)。
- 如請求項8所述的單極生理訊號偵測裝置的運作方法，其中該驅動電路為驅動身體電路(driven-body circuit)。
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