TWI764296B - 用於訊號干擾補償的電子裝置和方法 - Google Patents

用於訊號干擾補償的電子裝置和方法

Info

Publication number
TWI764296B
TWI764296B TW109133221A TW109133221A TWI764296B TW I764296 B TWI764296 B TW I764296B TW 109133221 A TW109133221 A TW 109133221A TW 109133221 A TW109133221 A TW 109133221A TW I764296 B TWI764296 B TW I764296B
Authority
TW
Taiwan
Prior art keywords
signal
compensation value
period
frequency
signal line
Prior art date
Application number
TW109133221A
Other languages
English (en)
Other versions
TW202213954A (zh
Inventor
游政煌
游舜宇
陳恒殷
Original Assignee
財團法人工業技術研究院
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 財團法人工業技術研究院 filed Critical 財團法人工業技術研究院
Priority to TW109133221A priority Critical patent/TWI764296B/zh
Priority to CN202011258984.5A priority patent/CN114246597A/zh
Priority to US17/144,151 priority patent/US20220096019A1/en
Publication of TW202213954A publication Critical patent/TW202213954A/zh
Application granted granted Critical
Publication of TWI764296B publication Critical patent/TWI764296B/zh

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
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A61B5/304—Switching circuits
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A61B5/307—Input circuits therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/313—Input circuits therefor specially adapted for particular uses for electromyography [EMG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/389—Electromyography [EMG]
    • 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
    • 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
    • A61B5/68—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
    • A61B5/6804—Garments; Clothes

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Power Engineering (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Abstract

提出一種用於訊號干擾補償的電子裝置和方法。方法包含：將第一訊號線電性連接至傳送器；將第二訊號線電性連接至接收器，其中第二訊號線與第一訊號線耦合；通過傳送器傳送主動訊號至第一訊號線；通過接收器以自第二訊號線接收對應於主動訊號的耦合訊號，並且根據耦合訊號計算補償值；將電極電性連接至第二訊號線，並且通過電極測量生理訊號；以及通過接收器接收對應於生理訊號的經干擾訊號，並且響應於補償值與經干擾訊號匹配而根據補償值以及經干擾訊號還原生理訊號。

Description

用於訊號干擾補償的電子裝置和方法
本揭露是有關於一種用於訊號干擾補償的電子裝置和方法。
智慧織物（smart fabric）可包含於服裝中。當人員穿著包含智慧織物的服裝時，智慧織物可從人體的皮膚測量肌電圖（electromyogram，EMG）訊號，並且使用EMG訊號進行進一步地應用，諸如根據EMG訊號判斷人體的肌肉疲勞程度等。基於美觀或舒適性等需求，在應用智慧織物時，經常需要將多條智慧織物纏繞在一起。如此，可能會因串擾效應（crosstalk）而造成智慧織物測量到的EMG訊號失真。EMG訊號的功率通常是很微小的。因此，串擾效應會使EMG訊號的測量誤差過大，而導致難以根據所測量的EMG訊號準確地判斷肌肉疲勞程度。
本揭露實施例提供一種用於訊號干擾補償的電子裝置，可降低串擾效應對所測量的生理訊號的影響。
本揭露實施例的一種用於訊號干擾補償的電子裝置，包含傳送器、第一訊號線、接收器、第二訊號線、電極以及處理器。第一訊號線電性連接傳送器。第二訊號線電性連接接收器，並且與第一訊號線耦合。電極電性連接第二訊號線，並且測量生理訊號。處理器電性連接傳送器以及接收器，並且經配置以執行：通過傳送器傳送主動訊號至第一訊號線；通過接收器以自第二訊號線接收對應於主動訊號的耦合訊號，並且根據耦合訊號計算補償值；以及通過接收器接收對應於生理訊號的經干擾訊號，並且響應於補償值與經干擾訊號匹配而根據補償值以及經干擾訊號還原生理訊號。
在本揭露的一實施例中，上述的主動訊號包含對應於第一頻率的第一訊號以及對應於第二頻率的第二訊號，其中補償值包含對應於第一頻率的第一補償值以及對應於第二頻率的第二補償值，其中處理器在第一時段傳送第一訊號以取得第一補償值，並且在第二時段傳送第二訊號以取得第二補償值，其中第一時段與第二時段相異。
在本揭露的一實施例中，上述的處理器偵測經干擾訊號的頻率，並且響應於頻率與第一補償值匹配而根據第一補償值還原生理訊號。
在本揭露的一實施例中，上述的處理器在第三時段接收經干擾訊號，其中第三時段在第一時段以及第二時段之後。
在本揭露的一實施例中，上述的處理器在第三時段接收經干擾訊號，其中第三時段介於第一時段以及第二時段之間。
本揭露實施例的一種用於訊號干擾補償的電子裝置，包含傳送器、第一訊號線、第一接收器、第二訊號線、第二接收器、第三訊號線、電極以及處理器。第一訊號線電性連接傳送器。第二訊號線電性連接第一接收器，並且與第一訊號線耦合。第三訊號線電性連接第二接收器，並且與第一訊號線耦合。電極電性連接第三訊號線，並且測量生理訊號。處理器電性連接傳送器、第一接收器以及第二接收器，並且經配置以執行：通過傳送器傳送主動訊號至第一訊號線；通過第一接收器以自第二訊號線接收對應於主動訊號的耦合訊號，並且根據耦合訊號計算補償值；以及通過第二接收器接收對應於生理訊號的經干擾訊號，並且響應於補償值與經干擾訊號匹配而根據補償值以及經干擾訊號還原生理訊號。
在本揭露的一實施例中，上述的主動訊號包含對應於第一頻率的第一訊號以及對應於第二頻率的第二訊號，其中補償值包含對應於第一頻率的第一補償值以及對應於第二頻率的第二補償值，其中處理器在第一時段傳送第一訊號以取得第一補償值，並且在第二時段傳送第二訊號以取得第二補償值，其中第一時段與第二時段相異。
在本揭露的一實施例中，上述的處理器偵測經干擾訊號的頻率，並且響應於頻率與第一補償值匹配而根據第一補償值還原生理訊號。
在本揭露的一實施例中，上述的處理器在第三時段接收經干擾訊號，其中第三時段在第一時段以及第二時段之後。
在本揭露的一實施例中，上述的處理器在第三時段接收經干擾訊號，其中第三時段介於第一時段以及第二時段之間。
在本揭露的一實施例中，上述的處理器在第三時段接收經干擾訊號，其中第三時段與第一時段和第二時段的至少其中之一重疊。
本揭露的一種用於訊號干擾補償的電子裝置，包含第一收發器、第一訊號線、第二收發器、第二訊號線、第一電極以及處理器。第一訊號線電性連接第一收發器。第二訊號線電性連接第二收發器，並且與第一訊號線耦合。第一電極電性連接第二訊號線，並且測量生理訊號。處理器電性連接第一收發器以及第二收發器，並且經配置以執行：通過第一收發器傳送主動訊號至第一訊號線；通過第二收發器以自第二訊號線接收對應於主動訊號的耦合訊號，並且根據耦合訊號計算補償值；以及通過第二收發器接收對應於生理訊號的經干擾訊號，並且響應於補償值與經干擾訊號匹配而根據補償值以及經干擾訊號還原生理訊號。
在本揭露的一實施例中，上述的主動訊號包含對應於第一頻率的第一訊號以及對應於第二頻率的第二訊號，其中補償值包含對應於第一頻率的第一補償值以及對應於第二頻率的第二補償值，其中處理器在第一時段傳送第一訊號以取得第一補償值，並且在第二時段傳送第二訊號以取得第二補償值，其中第一時段與第二時段相異。
在本揭露的一實施例中，上述的處理器偵測經干擾訊號的頻率，並且響應於頻率與第一補償值匹配而根據第一補償值還原生理訊號。
在本揭露的一實施例中，上述的處理器在第三時段接收經干擾訊號，其中第三時段在第一時段以及第二時段之後。
在本揭露的一實施例中，上述的處理器在第三時段接收經干擾訊號，其中第三時段介於第一時段以及第二時段之間。
在本揭露的一實施例中，上述的電子裝置更包含第二電極。第二電極電性連接第一訊號線，並且測量第二生理訊號，其中處理器更經配置以執行：通過第二收發器傳送第二主動訊號至第二訊號線；通過第一收發器以自第一訊號線接收對應於第二主動訊號的第二耦合訊號，並且根據第二耦合訊號計算第二補償值；以及通過第一收發器接收對應於第二生理訊號的第二經干擾訊號，並且響應於第二補償值與第二經干擾訊號匹配而根據第二補償值與第二經干擾訊號還原第二生理訊號。
本揭露實施例的一種用於訊號干擾補償的方法，包含：將第一訊號線電性連接至傳送器；將第二訊號線電性連接至接收器，其中第二訊號線與第一訊號線耦合；通過傳送器傳送主動訊號至第一訊號線；通過接收器以自第二訊號線接收對應於主動訊號的耦合訊號，並且根據耦合訊號計算補償值；將電極電性連接至第二訊號線，並且通過電極測量生理訊號；以及通過接收器接收對應於生理訊號的經干擾訊號，並且響應於補償值與經干擾訊號匹配而根據補償值以及經干擾訊號還原生理訊號。
本揭露實施例的一種用於訊號干擾補償的方法，包含：將第一訊號線電性連接至傳送器；將第二訊號線電性連接至第一接收器，其中第二訊號線與第一訊號線耦合；將第三訊號線電性連接至第二接收器，其中第三訊號線與第一訊號線耦合；通過傳送器傳送主動訊號至第一訊號線；通過第一接收器以自第二訊號線接收對應於主動訊號的耦合訊號，並且根據耦合訊號計算補償值；將電極電性連接至第三訊號線，並且通過電極測量生理訊號；以及通過第二接收器接收對應於生理訊號的經干擾訊號，並且響應於補償值與經干擾訊號匹配而根據補償值以及經干擾訊號還原生理訊號。
本揭露實施例的一種用於訊號干擾補償的方法，包含：將第一訊號線電性連接至第一收發器；將第二訊號線電性連接至第二收發器，其中第二訊號線與第一訊號線耦合；通過第一收發器傳送主動訊號至第一訊號線；通過第二收發器以自第二訊號線接收對應於主動訊號的耦合訊號，並且根據耦合訊號計算補償值；將第一電極電性連接至第二訊號線，並且通過第一電極測量生理訊號；以及通過第二收發器接收對應於生理訊號的經干擾訊號，並且響應於補償值與經干擾訊號匹配而根據補償值以及經干擾訊號還原生理訊號。
基於上述，本揭露實施例的電子裝置可通過傳送主動訊號來取得纏繞在一起的訊號線的補償值，並且根據補償值還原受到串擾效應影響的生理訊號。如此，可顯著地降低串擾效應對纏繞在一起的訊號線的影響程度，藉以取得準確的生理訊號。
為了即時地測量使用者的生理訊號，例如：EMG訊號、ECG訊號（Electrocardiography，心電圖）、EEG訊號（Electroencephalography，腦電圖），可將作為智慧織物的訊號線縫入使用者穿著的服裝中。訊號線可通過與使用者的皮膚接觸來測量使用者的生理訊號。然而，當有多個訊號線纏繞在一起時，訊號線與訊號線之間會因串擾效應而互相影響，從而導致由訊號線所傳輸的生理訊號失真。為了降低串擾效應對生理訊號的影響，本揭露實施例提出一種通過訊號干擾補償來還原生理訊號的方法。
圖1根據本揭露的實施例繪示一種用於訊號干擾補償的電子裝置100的示意圖。電子裝置100可包含處理器110、傳送器121、接收器122、訊號線131、訊號線132以及電極142。
處理器110例如是中央處理單元（central processing unit，CPU），或是其他可程式化之一般用途或特殊用途的微控制單元（micro control unit，MCU）、微處理器（microprocessor）、數位信號處理器（digital signal processor，DSP）、可程式化控制器、特殊應用積體電路（application specific integrated circuit，ASIC）、圖形處理器（graphics processing unit，GPU）、影像訊號處理器（image signal processor，ISP）、影像處理單元（image processing unit，IPU）、算數邏輯單元（arithmetic logic unit，ALU）、複雜可程式邏輯裝置（complex programmable logic device，CPLD）、現場可程式化邏輯閘陣列（field programmable gate array，FPGA）或其他類似元件或上述元件的組合。處理器110可電性連接至傳送器121以及接收器122。
處理器110可包含儲存媒體，其中儲存媒體例如是任何型態的固定式或可移動式的隨機存取記憶體（random access memory，RAM）、唯讀記憶體（read-only memory，ROM）、快閃記憶體（flash memory）、硬碟（hard disk drive，HDD）、固態硬碟（solid state drive，SSD）或類似元件或上述元件的組合。
傳送器121可電性連接訊號線131，並可用以傳送訊號至訊號線131。傳送器121還可以執行例如低噪聲放大、阻抗匹配、混頻、向上或向下頻率轉換、濾波、放大以及類似的操作。
接收器122可電性連接訊號線132，並可用以接收來自訊號線132的訊號。接收器122還可以執行例如低噪聲放大、阻抗匹配、混頻、向上或向下頻率轉換、濾波、放大以及類似的操作。
電極142可電性連接訊號線132。當電極142與使用者的皮膚接觸時，電極142可自皮膚測量生理訊號，其中生理訊號例如是EMG訊號。
圖2根據本揭露的實施例繪示由電子裝置100取得補償值以及還原生理訊號的示意圖。訊號線132可與訊號線131纏繞在一起，並且可與訊號線131耦合。處理器110可通過傳送器121傳送特定頻率的主動訊號至訊號線131。與訊號線131纏繞的訊號線132會產生對應於主動訊號的耦合訊號。處理器110可通過接收器122接收耦合訊號，從而根據耦合訊號計算補償值。
處理器110可取得對應於不同頻率或不同頻率範圍的多個補償值，從而根據所述多個補償值產生補償表。具體來說，主動訊號可包含對應於第一頻率（或第一頻率範圍）的第一訊號以及對應於第二頻率（或第二頻率範圍）的第二訊號。處理器110可在第一時段通過傳送器121傳送第一訊號至訊號線131。訊號線132可產生對應於第一訊號的第一耦合訊號。處理器110可通過接收器122接收第一耦合訊號，並且根據第一訊號以及第一耦合訊號計算出第一補償值，其中第一補償值對應於第一頻率。另一方面，處理器110可在不同於第一時段的第二時段通過傳送器121傳送第二訊號至訊號線131。訊號線132可產生對應於第二訊號的第二耦合訊號。處理器110可通過接收器122接收第二耦合訊號，並且根據第二訊號以及第二耦合訊號計算出第二補償值，其中第二補償值對應於不同於第一頻率的第二頻率。補償值可包含耦合訊號和主動訊號的比值，如方程式（1）所示，其中A(f)為對應於頻率f（或頻率範圍f）的主動訊號，B(f)為對應於頻率f的耦合訊號，並且W(f)為對應於頻率f的補償值。在一實施例中，頻率f（或頻率範圍f）可介於頻率5赫茲至頻率1500赫茲之間。
Figure 02_image001
…(1)
處理器110可取得分別對應於不同頻率（或頻率範圍）的N個補償值，而根據所述N個補償值產生如表1所示的補償表，其中N為正整數。若處理器110的儲存媒體中已儲存了既有的補償表，則處理器110可根據所述N個補償值來更新既有的補償表。 表1
頻率（或頻率範圍） f1 f2 f3 … fN
主動訊號 A(f1) A(f2) A(f3) … A(fN)
耦合訊號 B(f1) B(f2) B(f3) … B(fN)
補償值 W(f1) W(f2) W(f3) … W(fN)
在取得補償表後，處理器110可使用補償表來還原測量到的生理訊號。具體來說，電極142可接觸使用者的皮膚以測量生理訊號。生理訊號可通過訊號線132傳送至接收器122。然而，由於受到串擾效應的影響，生理訊號會在通過訊號線132期間轉變為經干擾訊號。在處理器110通過接收器122接收經干擾訊號後，處理器110可響應於補償表中的補償值與經干擾訊號匹配而根據補償值和經干擾訊號還原電極142所測量的生理訊號。
具體來說，處理器110可偵測經干擾訊號的頻率，並且從補償表中挑選出與經干擾訊號的頻率相匹配的補償值來補償經干擾訊號以產生生理訊號。舉例來說，若經干擾訊號包含對應於頻率f1的訊號以及對應於頻率f2的訊號，則處理器110可根據對應於頻率f1的補償值W(f1)來補償經干擾訊號中的對應於頻率f1的訊號，藉以還原生理訊號中的對應於頻率f1的訊號。處理器110還可根據對應於頻率f2的補償值W(f2)來補償經干擾訊號中的對應於頻率f2的訊號，藉以還原生理訊號中的對應於頻率f2的訊號。處理器110可根據如下所示的方程式（2）來產生還原的生理訊號，其中W(f)為對應於頻率f的補償值，X(f)為生理訊號中的對應於頻率f的訊號，並且Y(f)為經干擾訊號中的對應於頻率f的訊號。
Figure 02_image003
…(2)
在一實施例中，處理器110可在取得完整的補償表後（或完成補償表的更新後）再開始接收經干擾訊號以測量生理訊號。圖3A以及3B根據本揭露的實施例繪示在取得所有補償值後再測量生理訊號的示意圖。參照圖3A，處理器110可通過傳送器121以在時段T1傳送對應於頻率f1的主動訊號至訊號線131，藉以取得對應於頻率f1的補償值。類似地，處理器110可通過傳送器121以在時段T2傳送對應於頻率f2的主動訊號至訊號線131，藉以取得對應於頻率f2的補償值。在取得對應於頻率f1的補償值以及對應於頻率f2的補償值後，處理器110可在時段T3通過接收器122接收經干擾訊號，其中所述經干擾訊號對應於由電極142測量到的生理訊號，其中時段T3可在時段T1和時段T2之後。在一實施例中，頻率f1或頻率f2可為5赫茲、6赫茲、7赫茲、…、或1500千赫茲等，其中頻率f1可與頻率f2相異。
參照圖3B，處理器110可通過傳送器121以在時段T1傳送對應於頻率範圍F1的主動訊號至訊號線131，藉以取得對應於頻率範圍F1的補償值。類似地，處理器110可通過傳送器121以在時段T2傳送對應於頻率範圍F2的主動訊號至訊號線131，藉以取得對應於頻率範圍F2的補償值。在取得對應於頻率範圍F1的補償值以及對應於頻率範圍F2的補償值後，處理器110可在時段T3通過接收器122接收經干擾訊號，其中所述經干擾訊號對應於由電極142測量到的生理訊號，其中時段T3可在時段T1和時段T2之後。在一實施例中，頻率範圍F1或頻率範圍F2可為介於5赫茲至1500千赫茲之間的頻率範圍，其中頻率範圍F1可與頻率範圍F2相異。
在一實施例中，處理器110可在取得（或更新）補償表中的多個補償值的期間接收經干擾訊號以測量生理訊號。如此，處理器110可在補償表的產生或更新尚未完成時測量生理訊號，從而縮短測量生理訊號所需等待的時間。若對應於特定頻率的補償值尚未更新，則處理器110可根據對應於所述特定頻率的既有補償值來還原生理訊號。圖4A以及4B根據本揭露的實施例繪示在取得多個補償值的期間測量生理訊號的示意圖。參照圖4A，處理器110可通過傳送器121以在時段T1傳送對應於頻率f1的主動訊號至訊號線131，藉以取得對應於頻率f1的補償值。類似地，處理器110可通過傳送器121以在時段T2傳送對應於頻率f2的主動訊號至訊號線131，藉以取得對應於頻率f2的補償值。處理器110可在時段T3通過接收器122接收經干擾訊號，其中所述經干擾訊號對應於由電極142測量到的生理訊號，其中時段T3可介於時段T1和時段T2之間。在一實施例中，頻率f1或頻率f2可為5赫茲、6赫茲、7赫茲、…、或1500千赫茲等，其中頻率f1可與頻率f2相異。
參照圖4B，處理器110可通過傳送器121以在時段T1傳送對應於頻率範圍F1的主動訊號至訊號線131，藉以取得對應於頻率範圍F1的補償值。類似地，處理器110可通過傳送器121以在時段T2傳送對應於頻率範圍F2的主動訊號至訊號線131，藉以取得對應於頻率範圍F2的補償值。處理器110可在時段T3通過接收器122接收經干擾訊號，其中所述經干擾訊號對應於由電極142測量到的生理訊號，其中時段T3可介於時段T1和時段T2之間。在一實施例中，頻率範圍F1或頻率範圍F2可為介於5赫茲至1500千赫茲之間的頻率範圍，其中頻率範圍F1可與頻率範圍F2相異。
圖5根據本揭露的實施例繪示一種用於訊號干擾補償的電子裝置200的示意圖。電子裝置200可包含處理器210、傳送器221、接收器222、接收器223、訊號線231、訊號線232、訊號線233以及電極243。
處理器210例如是中央處理單元，或是其他可程式化之一般用途或特殊用途的微控制單元、微處理器、數位信號處理器、可程式化控制器、特殊應用積體電路、圖形處理器、影像訊號處理器、影像處理單元、算數邏輯單元、複雜可程式邏輯裝置、現場可程式化邏輯閘陣列或其他類似元件或上述元件的組合。處理器210可電性連接至傳送器221、接收器222以及接收器223。處理器210可包含儲存媒體，其中儲存媒體例如是任何型態的固定式或可移動式的隨機存取記憶體、唯讀記憶體、快閃記憶體、硬碟、固態硬碟或類似元件或上述元件的組合。
傳送器221可電性連接訊號線231，並可用以傳送訊號至訊號線231。傳送器221還可以執行例如低噪聲放大、阻抗匹配、混頻、向上或向下頻率轉換、濾波、放大以及類似的操作。
接收器222可電性連接訊號線232，並可用以接收來自訊號線232的訊號。接收器222還可以執行例如低噪聲放大、阻抗匹配、混頻、向上或向下頻率轉換、濾波、放大以及類似的操作。
接收器223可電性連接訊號線233，並可用以接收來自訊號線233的訊號。接收器223還可以執行例如低噪聲放大、阻抗匹配、混頻、向上或向下頻率轉換、濾波、放大以及類似的操作。
電極243可電性連接訊號線233。當電極243與使用者的皮膚接觸時，電極243可自皮膚測量生理訊號。
圖6根據本揭露的實施例繪示由電子裝置200取得補償值以及還原生理訊號的示意圖。訊號線232可與訊號線231纏繞在一起，並且可與訊號線231耦合。訊號線233可與訊號線231纏繞在一起，並且可與訊號線231耦合。處理器210可通過傳送器221傳送特定頻率的主動訊號至訊號線231。與訊號線231纏繞的訊號線232會產生對應於主動訊號的耦合訊號。處理器210可通過接收器222接收耦合訊號，從而根據耦合訊號計算補償值。
處理器210可取得對應於不同頻率或不同頻率範圍的多個補償值，從而根據所述多個補償值產生補償表。具體來說，主動訊號可包含對應於第一頻率（或第一頻率範圍）的第一訊號以及對應於第二頻率（或第二頻率範圍）的第二訊號。處理器210可在第一時段通過傳送器221傳送第一訊號至訊號線231。訊號線232可產生對應於第一訊號的第一耦合訊號。處理器210可通過接收器222接收第一耦合訊號，並且根據第一訊號以及第一耦合訊號計算出第一補償值，其中第一補償值對應於第一頻率。另一方面，處理器210可在不同於第一時段的第二時段通過傳送器221傳送第二訊號至訊號線231。訊號線232可產生對應於第二訊號的第二耦合訊號。處理器210可通過接收器222接收第二耦合訊號，並且根據第二訊號以及第二耦合訊號計算出第二補償值，其中第二補償值對應於不同於第一頻率的第二頻率。處理器210可取得分別對應於不同頻率（或頻率範圍）的N個補償值，而根據所述N個補償值產生如表1所示的補償表。若處理器210的儲存媒體中已儲存了既有的補償表，則處理器210可根據所述N個補償值來更新既有的補償表。
在取得補償表後，處理器210可使用補償表來還原測量到的生理訊號。具體來說，電極243可接觸使用者的皮膚以測量生理訊號。生理訊號可通過訊號線233傳送至接收器223。然而，由於受到串擾效應的影響，生理訊號會在通過訊號線233期間轉變為經干擾訊號。
在處理器210通過接收器223接收經干擾訊號後，處理器210可響應於補償表中的補償值與經干擾訊號匹配而根據補償值和經干擾訊號還原電極243所測量的生理訊號。具體來說，處理器210可偵測經干擾訊號的頻率，並且從補償表中挑選出與經干擾訊號的頻率相匹配的補償值來補償經干擾訊號以產生生理訊號。舉例來說，若經干擾訊號包含對應於頻率f1的訊號以及對應於頻率f2的訊號，則處理器210可根據對應於頻率f1的補償值W(f1)來補償經干擾訊號中的對應於頻率f1的訊號，藉以還原生理訊號中的對應於頻率f1的訊號。處理器210還可根據對應於頻率f2的補償值W(f2)來補償經干擾訊號中的對應於頻率f2的訊號，藉以還原生理訊號中的對應於頻率f2的訊號。
在一實施例中，處理器210可在取得完整的補償表後（或完成補償表的更新後）再開始接收經干擾訊號以測量生理訊號。參照圖3A，處理器210可通過傳送器221以在時段T1傳送對應於頻率f1的主動訊號至訊號線231，藉以取得對應於頻率f1的補償值。類似地，處理器210可通過傳送器221以在時段T2傳送對應於頻率f2的主動訊號至訊號線231，藉以取得對應於頻率f2的補償值。在取得對應於頻率f1的補償值以及對應於頻率f2的補償值後，處理器210可在時段T3通過接收器223接收經干擾訊號，其中所述經干擾訊號對應於由電極243測量到的生理訊號，其中時段T3可在時段T1和時段T2之後。在一實施例中，頻率f1或頻率f2可為5赫茲、6赫茲、7赫茲、…、或1500千赫茲等，其中頻率f1可與頻率f2相異。
參照圖3B，處理器210可通過傳送器221以在時段T1傳送對應於頻率範圍F1的主動訊號至訊號線231，藉以取得對應於頻率範圍F1的補償值。類似地，處理器210可通過傳送器221以在時段T2傳送對應於頻率範圍F2的主動訊號至訊號線231，藉以取得對應於頻率範圍F2的補償值。在取得對應於頻率範圍F1的補償值以及對應於頻率範圍F2的補償值後，處理器210可在時段T3通過接收器223接收經干擾訊號，其中所述經干擾訊號對應於由電極243測量到的生理訊號，其中時段T3可在時段T1和時段T2之後。在一實施例中，頻率範圍F1或頻率範圍F2可為介於5赫茲至1500千赫茲之間的頻率範圍，其中頻率範圍F1可與頻率範圍F2相異。
在一實施例中，處理器210可在取得（或更新）補償表中的多個補償值的期間接收經干擾訊號以測量生理訊號。參照圖4A，處理器210可通過傳送器221以在時段T1傳送對應於頻率f1的主動訊號至訊號線231，藉以取得對應於頻率f1的補償值。類似地，處理器210可通過傳送器221以在時段T2傳送對應於頻率f2的主動訊號至訊號線231，藉以取得對應於頻率f2的補償值。處理器210可在時段T3通過接收器223接收經干擾訊號，其中所述經干擾訊號對應於由電極243測量到的生理訊號，其中時段T3可介於時段T1和時段T2之間。在一實施例中，頻率f1或頻率f2可為5赫茲、6赫茲、7赫茲、…、或1500千赫茲等，其中頻率f1可與頻率f2相異。
參照圖4B，處理器210可通過傳送器221以在時段T1傳送對應於頻率範圍F1的主動訊號至訊號線231，藉以取得對應於頻率範圍F1的補償值。類似地，處理器210可通過傳送器221以在時段T2傳送對應於頻率範圍F2的主動訊號至訊號線231，藉以取得對應於頻率範圍F2的補償值。處理器210可在時段T3通過接收器223接收經干擾訊號，其中所述經干擾訊號對應於由電極243測量到的生理訊號，其中時段T3可介於時段T1和時段T2之間。在一實施例中，頻率範圍F1或頻率範圍F2可為介於5赫茲至1500千赫茲之間的頻率範圍，其中頻率範圍F1可與頻率範圍F2相異。
在一實施例中，處理器210可在取得（或更新）補償表的同時接收經干擾訊號以測量生理訊號。如此，處理器210可在補償表的產生或更新尚未完成時測量生理訊號，從而縮短測量生理訊號所需等待的時間。若對應於特定頻率的補償值尚未更新，則處理器210可根據對應於所述特定頻率的既有補償值來還原生理訊號。圖7A以及7B根據本揭露的實施例繪示同時取得補償值以及測量生理訊號的示意圖。參照圖7A，處理器210可通過傳送器221以在時段T1傳送對應於頻率f1的主動訊號至訊號線231，藉以取得對應於頻率f1的補償值。類似地，處理器210可通過傳送器221以在時段T2傳送對應於頻率f2的主動訊號至訊號線231，藉以取得對應於頻率f2的補償值。處理器210可在時段T3通過接收器223接收經干擾訊號，其中所述經干擾訊號對應於由電極243測量到的生理訊號，其中時段T3可與時段T1或時段T2完全地或部分地重疊。在一實施例中，頻率f1或頻率f2可為5赫茲、6赫茲、7赫茲、…、或1500千赫茲等，其中頻率f1可與頻率f2相異。
參照圖7B，處理器210可通過傳送器221以在時段T1傳送對應於頻率範圍F1的主動訊號至訊號線231，藉以取得對應於頻率範圍F1的補償值。類似地，處理器210可通過傳送器221以在時段T2傳送對應於頻率範圍F2的主動訊號至訊號線231，藉以取得對應於頻率範圍F2的補償值。處理器210可在時段T3通過接收器223接收經干擾訊號，其中所述經干擾訊號對應於由電極243測量到的生理訊號，其中時段T3可與時段T1或時段T2完全地或部分地重疊。在一實施例中，頻率範圍F1或頻率範圍F2可為介於5赫茲至1500千赫茲之間的頻率範圍，其中頻率範圍F1可與頻率範圍F2相異。
圖8根據本揭露的實施例繪示一種用於訊號干擾補償的電子裝置300的示意圖。電子裝置300可包含處理器310、收發器321、收發器322、訊號線331、訊號線332、電極341以及電極342。
處理器310例如是中央處理單元，或是其他可程式化之一般用途或特殊用途的微控制單元、微處理器、數位信號處理器、可程式化控制器、特殊應用積體電路、圖形處理器、影像訊號處理器、影像處理單元、算數邏輯單元、複雜可程式邏輯裝置、現場可程式化邏輯閘陣列或其他類似元件或上述元件的組合。處理器310可電性連接至收發器321以及收發器322。處理器310可包含儲存媒體，其中儲存媒體例如是任何型態的固定式或可移動式的隨機存取記憶體、唯讀記憶體、快閃記憶體、硬碟、固態硬碟或類似元件或上述元件的組合。
收發器321可電性連接訊號線331，並可用以傳送訊號至訊號線331，或接收來自訊號線331的訊號。收發器321還可以執行例如低噪聲放大、阻抗匹配、混頻、向上或向下頻率轉換、濾波、放大以及類似的操作。
收發器322可電性連接訊號線332，並可用以傳送訊號至訊號線332，或接收來自訊號線332的訊號。收發器322還可以執行例如低噪聲放大、阻抗匹配、混頻、向上或向下頻率轉換、濾波、放大以及類似的操作。
電極341可電性連接訊號線331。當電極341與使用者的皮膚接觸時，電極341可自皮膚測量生理訊號，其中生理訊號例如是EMG訊號。
電極342可電性連接訊號線332。當電極342與使用者的皮膚接觸時，電極342可自皮膚測量生理訊號。
圖9根據本揭露的實施例繪示由電子裝置300取得補償值以及還原生理訊號的示意圖。訊號線331可與訊號線332纏繞在一起，並且可與訊號線331耦合。處理器310可通過收發器321傳送特定頻率的主動訊號至訊號線331。與訊號線331纏繞的訊號線332會產生對應於主動訊號的耦合訊號。處理器310可通過收發器322接收耦合訊號，從而根據耦合訊號計算補償值。
處理器310可取得對應於不同頻率或不同頻率範圍的多個補償值，從而根據所述多個補償值產生補償表。具體來說，主動訊號可包含對應於第一頻率（或第一頻率範圍）的第一訊號以及對應於第二頻率（或第二頻率範圍）的第二訊號。在一實施例中，處理器310可在第一時段通過收發器321傳送第一訊號至訊號線331。訊號線332可產生對應於第一訊號的第一耦合訊號。處理器310可通過收發器322接收第一耦合訊號，並且根據第一訊號以及第一耦合訊號計算出第一補償值，其中第一補償值對應於第一頻率。另一方面，處理器310可在不同於第一時段的第二時段通過收發器321傳送第二訊號至訊號線331。訊號線332可產生對應於第二訊號的第二耦合訊號。處理器310可通過收發器322接收第二耦合訊號，並且根據第二訊號以及第二耦合訊號計算出第二補償值，其中第二補償值對應於不同於第一頻率的第二頻率。處理器310可取得分別對應於不同頻率（或頻率範圍）的N個補償值，而根據所述N個補償值產生如表1所示的補償表。若處理器310的儲存媒體中已儲存了既有的補償表，則處理器310可根據所述N個補償值來更新既有的補償表。
在取得補償表後，處理器310可使用補償表來還原測量到的生理訊號。具體來說，電極342可接觸使用者的皮膚以測量生理訊號。生理訊號可通過訊號線332傳送至收發器322。然而，由於受到串擾效應的影響，生理訊號會在通過訊號線332期間轉變為經干擾訊號。
在處理器310通過收發器322接收經干擾訊號後，處理器310可響應於補償表中的補償值與經干擾訊號匹配而根據補償值和經干擾訊號還原電極342所測量的生理訊號。具體來說，處理器310可偵測經干擾訊號的頻率，並且從補償表中挑選出與經干擾訊號的頻率相匹配的補償值來補償經干擾訊號以產生生理訊號。舉例來說，若經干擾訊號包含對應於頻率f1的訊號以及對應於頻率f2的訊號，則處理器310可根據對應於頻率f1的補償值W(f1)來補償經干擾訊號中的對應於頻率f1的訊號，藉以還原生理訊號中的對應於頻率f1的訊號。處理器310還可根據對應於頻率f2的補償值W(f2)來補償經干擾訊號中的對應於頻率f2的訊號，藉以還原生理訊號中的對應於頻率f2的訊號。
在一實施例中，處理器310可在第一時段通過收發器322傳送第一訊號至訊號線332。訊號線331可產生對應於第一訊號的第一耦合訊號。處理器310可通過收發器321接收第一耦合訊號，並且根據第一訊號以及第一耦合訊號計算出第一補償值，其中第一補償值對應於第一頻率。另一方面，處理器310可在不同於第一時段的第二時段通過收發器322傳送第二訊號至訊號線332。訊號線331可產生對應於第二訊號的第二耦合訊號。處理器310可通過收發器321接收第二耦合訊號，並且根據第二訊號以及第二耦合訊號計算出第二補償值，其中第二補償值對應於不同於第一頻率的第二頻率。處理器310可取得分別對應於不同頻率（或頻率範圍）的N個補償值，而根據所述N個補償值產生如表1所示的補償表。若處理器310的儲存媒體中已儲存了既有的補償表，則處理器310可根據所述N個補償值來更新既有的補償表。
在取得補償表後，處理器310可使用補償表來還原測量到的生理訊號。具體來說，電極341可接觸使用者的皮膚以測量生理訊號。生理訊號可通過訊號線331傳送至收發器321。然而，由於受到串擾效應的影響，生理訊號會在通過訊號線331期間轉變為經干擾訊號。
在處理器310通過收發器321接收經干擾訊號後，處理器310可響應於補償表中的補償值與經干擾訊號匹配而根據補償值和經干擾訊號還原電極341所測量的生理訊號。具體來說，處理器310可偵測經干擾訊號的頻率，並且從補償表中挑選出與經干擾訊號的頻率相匹配的補償值來補償經干擾訊號以產生生理訊號。舉例來說，若經干擾訊號包含對應於頻率f1的訊號以及對應於頻率f2的訊號，則處理器310可根據對應於頻率f1的補償值W(f1)來補償經干擾訊號中的對應於頻率f1的訊號，藉以還原生理訊號中的對應於頻率f1的訊號。處理器310還可根據對應於頻率f2的補償值W(f2)來補償經干擾訊號中的對應於頻率f2的訊號，藉以還原生理訊號中的對應於頻率f2的訊號。
在一實施例中，處理器310可在取得完整的補償表後（或完成補償表的更新後）再開始接收經干擾訊號以測量生理訊號。參照圖3A，處理器310可通過收發器321以在時段T1傳送對應於頻率f1的主動訊號至訊號線331，藉以取得對應於頻率f1的補償值。類似地，處理器310可通過收發器321以在時段T2傳送對應於頻率f2的主動訊號至訊號線331，藉以取得對應於頻率f2的補償值。在取得對應於頻率f1的補償值以及對應於頻率f2的補償值後，處理器310可在時段T3通過收發器322接收經干擾訊號，其中所述經干擾訊號對應於由電極342測量到的生理訊號，其中時段T3可在時段T1和時段T2之後。在一實施例中，頻率f1或頻率f2可為5赫茲、6赫茲、7赫茲、…、或1500千赫茲等，其中頻率f1可與頻率f2相異。
參照圖3B，處理器310可通過收發器321以在時段T1傳送對應於頻率範圍F1的主動訊號至訊號線331，藉以取得對應於頻率範圍F1的補償值。類似地，處理器310可通過收發器321以在時段T2傳送對應於頻率範圍F2的主動訊號至訊號線331，藉以取得對應於頻率範圍F2的補償值。在取得對應於頻率範圍F1的補償值以及對應於頻率範圍F2的補償值後，處理器310可在時段T3通過收發器322接收經干擾訊號，其中所述經干擾訊號對應於由電極342測量到的生理訊號，其中時段T3可在時段T1和時段T2之後。在一實施例中，頻率範圍F1或頻率範圍F2可為介於5赫茲至1500千赫茲之間的頻率範圍，其中頻率範圍F1可與頻率範圍F2相異。
在一實施例中，處理器310可在取得（或更新）補償表中的多個補償值的期間接收經干擾訊號以測量生理訊號。參照圖4A，處理器310可通過收發器321以在時段T1傳送對應於頻率f1的主動訊號至訊號線331，藉以取得對應於頻率f1的補償值。類似地，處理器310可通過收發器321以在時段T2傳送對應於頻率f2的主動訊號至訊號線331，藉以取得對應於頻率f2的補償值。處理器310可在時段T3通過收發器322接收經干擾訊號，其中所述經干擾訊號對應於由電極342測量到的生理訊號，其中時段T3可介於時段T1和時段T2之間。在一實施例中，頻率f1或頻率f2可為5赫茲、6赫茲、7赫茲、…、或1500千赫茲等，其中頻率f1可與頻率f2相異。
參照圖4B，處理器310可通過收發器321以在時段T1傳送對應於頻率範圍F1的主動訊號至訊號線331，藉以取得對應於頻率範圍F1的補償值。類似地，處理器310可通過收發器321以在時段T2傳送對應於頻率範圍F2的主動訊號至訊號線331，藉以取得對應於頻率範圍F2的補償值。處理器310可在時段T3通過收發器322接收經干擾訊號，其中所述經干擾訊號對應於由電極342測量到的生理訊號，其中時段T3可介於時段T1和時段T2之間。在一實施例中，頻率範圍F1或頻率範圍F2可為介於5赫茲至1500千赫茲之間的頻率範圍，其中頻率範圍F1可與頻率範圍F2相異。
圖10根據本揭露的實施例繪示一種用於訊號干擾補償的第一方法的流程圖，其中所述第一方法可由如圖1所示的電子裝置100實施。在步驟S1001中，將第一訊號線電性連接至傳送器。在步驟S1002中，將第二訊號線電性連接至接收器，其中第二訊號線與第一訊號線耦合。在步驟S1003中，通過傳送器傳送主動訊號至第一訊號線。在步驟S1004中，通過接收器以自第二訊號線接收對應於主動訊號的耦合訊號，並且根據耦合訊號計算補償值。在步驟S1005中，將電極電性連接至第二訊號線，並且通過電極測量生理訊號。在步驟S1006中，通過接收器接收對應於生理訊號的經干擾訊號，並且響應於補償值與經干擾訊號匹配而根據補償值以及經干擾訊號還原生理訊號。
圖11根據本揭露的實施例繪示一種用於訊號干擾補償的第二方法的流程圖，其中所述第二方法可由如圖5所示的電子裝置200實施。在步驟S1101中，將第一訊號線電性連接至傳送器。在步驟S1102中，將第二訊號線電性連接至第一接收器，其中第二訊號線與第一訊號線耦合。在步驟S1103中，將第三訊號線電性連接至第二接收器，其中第三訊號線與第一訊號線耦合。在步驟S1104中，通過傳送器傳送主動訊號至第一訊號線。在步驟S1105中，通過第一接收器以自第二訊號線接收對應於主動訊號的耦合訊號，並且根據耦合訊號計算補償值。在步驟S1106中，將電極電性連接至第三訊號線，並且通過電極測量生理訊號。在步驟S1107中，通過第二接收器接收對應於生理訊號的經干擾訊號，並且響應於補償值與經干擾訊號匹配而根據補償值以及經干擾訊號還原生理訊號。
圖12根據本揭露的實施例繪示一種用於訊號干擾補償的第三方法的流程圖，其中所述第三方法可由如圖8所示的電子裝置300實施。在步驟S1201中，將第一訊號線電性連接至第一收發器。在步驟S1202中，將第二訊號線電性連接至第二收發器，其中第二訊號線與第一訊號線耦合。在步驟S1203中，通過第一收發器傳送主動訊號至第一訊號線。在步驟S1204中，通過第二收發器以自第二訊號線接收對應於主動訊號的耦合訊號，並且根據耦合訊號計算補償值。在步驟S1205中，將第一電極電性連接至第二訊號線，並且通過第一電極測量生理訊號。在步驟S1206中，通過第二收發器接收對應於生理訊號的經干擾訊號，並且響應於補償值與經干擾訊號匹配而根據補償值以及經干擾訊號還原生理訊號。
綜上所述，本揭露的電子裝置可通過傳送主動訊號來取得對應於不同頻率的多個補償值，其中多個補償值的每一個可用於補償串擾效應對訊號線造成的影響。當所測量的生理訊號因串擾效應而轉變為經干擾訊號時，電子裝置可根據補償值來還原經干擾訊號，從而計算出尚未失真的生理訊號。因此，就算多個訊號線相互纏繞，電子裝置也能消除每一個訊號線所測量到的生理訊號的失真。生理訊號的測量可在取得所有補償值後進行，也可在取得不同補償值的不同時段之間進行。此外，生理訊號的測量與補償值的取得也可同時進行。如此，就算電子裝置需執行多次取得補償值的步驟，生理訊號的測量也不會延時或中斷。
雖然本揭露已以實施例揭露如上，然其並非用以限定本揭露，任何所屬技術領域中具有通常知識者，在不脫離本揭露的精神和範圍內，當可作些許的更動與潤飾，故本揭露的保護範圍當視後附的申請專利範圍所界定者為準。
100、200、300:電子裝置 110、210、310:處理器 121、221:傳送器 122、222、223:接收器 131、132、231、232、233、331、332:訊號線 142、243、341、342:電極 321、322:收發器 f1、f2:頻率 F1、F2:頻率範圍 T1、T2、T3:時段 S1001、S1002、S1003、S1004、S1005、S1006、S1101、S1102、S1103、S1104、S1105、S1106、S1107、S1201、S1202、S1203、S1204、S1205、S1206:步驟
圖1根據本揭露的實施例繪示一種用於訊號干擾補償的電子裝置的示意圖。 圖2根據本揭露的實施例繪示由電子裝置取得補償值以及還原生理訊號的示意圖。 圖3A以及3B根據本揭露的實施例繪示在取得所有補償值後再測量生理訊號的示意圖。 圖4A以及4B根據本揭露的實施例繪示在取得多個補償值的期間測量生理訊號的示意圖。 圖5根據本揭露的實施例繪示一種用於訊號干擾補償的電子裝置的示意圖。 圖6根據本揭露的實施例繪示由電子裝置取得補償值以及還原生理訊號的示意圖。 圖7A以及7B根據本揭露的實施例繪示同時取得補償值以及測量生理訊號的示意圖。 圖8根據本揭露的實施例繪示一種用於訊號干擾補償的電子裝置的示意圖。 圖9根據本揭露的實施例繪示由電子裝置取得補償值以及還原生理訊號的示意圖。 圖10根據本揭露的實施例繪示一種用於訊號干擾補償的第一方法的流程圖。 圖11根據本揭露的實施例繪示一種用於訊號干擾補償的第二方法的流程圖。 圖12根據本揭露的實施例繪示一種用於訊號干擾補償的第三方法的流程圖。
S1001、S1002、S1003、S1004、S1005、S1006:步驟

Claims (20)

  1. 一種用於訊號干擾補償的電子裝置，包括： 傳送器； 第一訊號線，電性連接所述傳送器； 接收器； 第二訊號線；電性連接所述接收器，並且與所述第一訊號線耦合； 電極，電性連接所述第二訊號線，並且測量生理訊號；以及 處理器，電性連接所述傳送器以及所述接收器，並且經配置以執行： 通過所述傳送器傳送主動訊號至所述第一訊號線； 通過所述接收器以自所述第二訊號線接收對應於所述主動訊號的耦合訊號，並且根據所述耦合訊號計算補償值；以及 通過所述接收器接收對應於所述生理訊號的經干擾訊號，並且響應於所述補償值與所述經干擾訊號匹配而根據所述補償值以及所述經干擾訊號還原所述生理訊號。
  2. 如請求項1所述的電子裝置，其中所述主動訊號包括對應於第一頻率的第一訊號以及對應於第二頻率的第二訊號，其中所述補償值包括對應於所述第一頻率的第一補償值以及對應於所述第二頻率的第二補償值，其中所述處理器在第一時段傳送所述第一訊號以取得所述第一補償值，並且在第二時段傳送所述第二訊號以取得所述第二補償值，其中所述第一時段與所述第二時段相異。
  3. 如請求項2所述的電子裝置，其中所述處理器偵測所述經干擾訊號的頻率，並且響應於所述頻率與所述第一補償值匹配而根據所述第一補償值還原所述生理訊號。
  4. 如請求項2所述的電子裝置，其中所述處理器在第三時段接收所述經干擾訊號，其中所述第三時段在所述第一時段以及所述第二時段之後。
  5. 如請求項2所述的電子裝置，其中所述處理器在第三時段接收所述經干擾訊號，其中所述第三時段介於所述第一時段以及所述第二時段之間。
  6. 一種用於訊號干擾補償的電子裝置，包括： 傳送器； 第一訊號線，電性連接所述傳送器； 第一接收器； 第二訊號線，電性連接所述第一接收器，並且與所述第一訊號線耦合； 第二接收器； 第三訊號線，電性連接所述第二接收器，並且與所述第一訊號線耦合； 電極，電性連接所述第三訊號線，並且測量生理訊號；以及 處理器，電性連接所述傳送器、所述第一接收器以及所述第二接收器，並且經配置以執行： 通過所述傳送器傳送主動訊號至所述第一訊號線； 通過所述第一接收器以自所述第二訊號線接收對應於所述主動訊號的耦合訊號，並且根據所述耦合訊號計算補償值；以及 通過所述第二接收器接收對應於所述生理訊號的經干擾訊號，並且響應於所述補償值與所述經干擾訊號匹配而根據所述補償值以及所述經干擾訊號還原所述生理訊號。
  7. 如請求項6所述的電子裝置，其中所述主動訊號包括對應於第一頻率的第一訊號以及對應於第二頻率的第二訊號，其中所述補償值包括對應於所述第一頻率的第一補償值以及對應於所述第二頻率的第二補償值，其中所述處理器在第一時段傳送所述第一訊號以取得所述第一補償值，並且在第二時段傳送所述第二訊號以取得所述第二補償值，其中所述第一時段與所述第二時段相異。
  8. 如請求項7所述的電子裝置，其中所述處理器偵測所述經干擾訊號的頻率，並且響應於所述頻率與所述第一補償值匹配而根據所述第一補償值還原所述生理訊號。
  9. 如請求項7所述的電子裝置，其中所述處理器在第三時段接收所述經干擾訊號，其中所述第三時段在所述第一時段以及所述第二時段之後。
  10. 如請求項7所述的電子裝置，其中所述處理器在第三時段接收所述經干擾訊號，其中所述第三時段介於所述第一時段以及所述第二時段之間。
  11. 如請求項7所述的電子裝置，其中所述處理器在第三時段接收所述經干擾訊號，其中所述第三時段與所述第一時段和所述第二時段的至少其中之一重疊。
  12. 一種用於訊號干擾補償的電子裝置，包括： 第一收發器； 第一訊號線，電性連接所述第一收發器； 第二收發器； 第二訊號線，電性連接所述第二收發器，並且與所述第一訊號線耦合； 第一電極，電性連接所述第二訊號線，並且測量生理訊號；以及 處理器，電性連接所述第一收發器以及所述第二收發器，並且經配置以執行： 通過所述第一收發器傳送主動訊號至所述第一訊號線； 通過所述第二收發器以自所述第二訊號線接收對應於所述主動訊號的耦合訊號，並且根據所述耦合訊號計算補償值；以及 通過所述第二收發器接收對應於所述生理訊號的經干擾訊號，並且響應於所述補償值與所述經干擾訊號匹配而根據所述補償值以及所述經干擾訊號還原所述生理訊號。
  13. 如請求項12所述的電子裝置，其中所述主動訊號包括對應於第一頻率的第一訊號以及對應於第二頻率的第二訊號，其中所述補償值包括對應於所述第一頻率的第一補償值以及對應於所述第二頻率的第二補償值，其中所述處理器在第一時段傳送所述第一訊號以取得所述第一補償值，並且在第二時段傳送所述第二訊號以取得所述第二補償值，其中所述第一時段與所述第二時段相異。
  14. 如請求項13所述的電子裝置，其中所述處理器偵測所述經干擾訊號的頻率，並且響應於所述頻率與所述第一補償值匹配而根據所述第一補償值還原所述生理訊號。
  15. 如請求項13所述的電子裝置，其中所述處理器在第三時段接收所述經干擾訊號，其中所述第三時段在所述第一時段以及所述第二時段之後。
  16. 如請求項13所述的電子裝置，其中所述處理器在第三時段接收所述經干擾訊號，其中所述第三時段介於所述第一時段以及所述第二時段之間。
  17. 如請求項12所述的電子裝置，更包括： 第二電極，電性連接所述第一訊號線，並且測量第二生理訊號，其中所述處理器更經配置以執行： 通過所述第二收發器傳送第二主動訊號至所述第二訊號線； 通過所述第一收發器以自所述第一訊號線接收對應於所述第二主動訊號的第二耦合訊號，並且根據所述第二耦合訊號計算第二補償值；以及 通過所述第一收發器接收對應於所述第二生理訊號的第二經干擾訊號，並且響應於所述第二補償值與所述第二經干擾訊號匹配而根據所述第二補償值與所述第二經干擾訊號還原所述第二生理訊號。
  18. 一種用於訊號干擾補償的方法，包括： 將第一訊號線電性連接至傳送器； 將第二訊號線電性連接至接收器，其中所述第二訊號線與所述第一訊號線耦合； 通過所述傳送器傳送主動訊號至所述第一訊號線； 通過所述接收器以自所述第二訊號線接收對應於所述主動訊號的耦合訊號，並且根據所述耦合訊號計算補償值； 將電極電性連接至所述第二訊號線，並且通過所述電極測量生理訊號；以及 通過所述接收器接收對應於所述生理訊號的經干擾訊號，並且響應於所述補償值與所述經干擾訊號匹配而根據所述補償值以及所述經干擾訊號還原所述生理訊號。
  19. 一種用於訊號干擾補償的方法，包括： 將第一訊號線電性連接至傳送器； 將第二訊號線電性連接至第一接收器，其中所述第二訊號線與所述第一訊號線耦合； 將第三訊號線電性連接至第二接收器，其中所述第三訊號線與所述第一訊號線耦合； 通過所述傳送器傳送主動訊號至所述第一訊號線； 通過所述第一接收器以自所述第二訊號線接收對應於所述主動訊號的耦合訊號，並且根據所述耦合訊號計算補償值； 將電極電性連接至所述第三訊號線，並且通過所述電極測量生理訊號；以及 通過所述第二接收器接收對應於所述生理訊號的經干擾訊號，並且響應於所述補償值與所述經干擾訊號匹配而根據所述補償值以及所述經干擾訊號還原所述生理訊號。
  20. 一種用於訊號干擾補償的方法，包括： 將第一訊號線電性連接至第一收發器； 將第二訊號線電性連接至第二收發器，其中所述第二訊號線與所述第一訊號線耦合； 通過所述第一收發器傳送主動訊號至所述第一訊號線； 通過所述第二收發器以自所述第二訊號線接收對應於所述主動訊號的耦合訊號，並且根據所述耦合訊號計算補償值； 將第一電極電性連接至所述第二訊號線，並且通過所述第一電極測量生理訊號；以及 通過所述第二收發器接收對應於所述生理訊號的經干擾訊號，並且響應於所述補償值與所述經干擾訊號匹配而根據所述補償值以及所述經干擾訊號還原所述生理訊號。
TW109133221A 2020-09-25 2020-09-25 用於訊號干擾補償的電子裝置和方法 TWI764296B (zh)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
TW109133221A TWI764296B (zh) 2020-09-25 2020-09-25 用於訊號干擾補償的電子裝置和方法
CN202011258984.5A CN114246597A (zh) 2020-09-25 2020-11-12 用于信号干扰补偿的电子装置和方法
US17/144,151 US20220096019A1 (en) 2020-09-25 2021-01-08 Electronic device for signal interference compensation

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
TW109133221A TWI764296B (zh) 2020-09-25 2020-09-25 用於訊號干擾補償的電子裝置和方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
TW202213954A TW202213954A (zh) 2022-04-01
TWI764296B true TWI764296B (zh) 2022-05-11

Family

ID=80789584

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
TW109133221A TWI764296B (zh) 2020-09-25 2020-09-25 用於訊號干擾補償的電子裝置和方法

Country Status (3)

Country Link
US (1) US20220096019A1 (zh)
CN (1) CN114246597A (zh)
TW (1) TWI764296B (zh)

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
TWI583297B (zh) * 2014-12-11 2017-05-11 Kuang Ying Computer Equipment Co Ltd Isolate the signal to interfere with the circuit board structure
US20170172476A1 (en) * 2014-06-30 2017-06-22 Scint B.V. Body worn measurement device
US20190247650A1 (en) * 2018-02-14 2019-08-15 Bao Tran Systems and methods for augmenting human muscle controls

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1760904B1 (en) * 2005-08-29 2011-10-19 Alcatel Lucent Method and apparatus for measuring crosstalk
US8098779B2 (en) * 2006-08-08 2012-01-17 Qualcomm Incorporated Interference detection and mitigation
US9239637B2 (en) * 2010-08-30 2016-01-19 Perceptive Pixel, Inc. Systems for an electrostatic stylus within a capacitive touch sensor
US8594172B2 (en) * 2010-12-21 2013-11-26 Lsi Corporation Adaptation of baseline wander correction loop gain settings
EP2688217B1 (en) * 2012-07-20 2015-02-25 Alcatel Lucent Method and apparatus for fast and accurate acquisition of crosstalk coefficients
CA2908891A1 (en) * 2015-10-15 2017-04-15 Clearwater Clinical Limited A computer-implemented method for reducing crosstalk in a computer-based audiometer
CN111297353A (zh) * 2018-12-11 2020-06-19 财团法人纺织产业综合研究所 自行车裤
US11716113B2 (en) * 2020-04-10 2023-08-01 Qualcomm Incorporated Frequency pre-compensation for high-speed train single frequency networks

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20170172476A1 (en) * 2014-06-30 2017-06-22 Scint B.V. Body worn measurement device
TWI583297B (zh) * 2014-12-11 2017-05-11 Kuang Ying Computer Equipment Co Ltd Isolate the signal to interfere with the circuit board structure
US20190247650A1 (en) * 2018-02-14 2019-08-15 Bao Tran Systems and methods for augmenting human muscle controls

Also Published As

Publication number Publication date
US20220096019A1 (en) 2022-03-31
TW202213954A (zh) 2022-04-01
CN114246597A (zh) 2022-03-29

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US20240122540A1 (en) Systems and Methods of Spatial Filtering for Measuring Electrical Signals
US10117635B2 (en) Electronic acoustic stethoscope with ECG
US9763583B2 (en) Electrodes for abdominal fetal electrocardiogram detection
US20140051939A1 (en) Obtaining physiological measurements using ear-located sensors
JPWO2017141976A1 (ja) 睡眠状態測定装置、位相コヒーレンス算出装置及び方法、ストレス状態測定装置及び睡眠状態測定装置
JP6215637B2 (ja) 生体情報収集装置
CN106175747B (zh) 利用导程的差动电压产生导程心电图信号的方法与系统
CN106572804A (zh) 用于使用声学信号来测量血压的方法和装置
WO2017128930A1 (zh) 可穿戴设备及心电信号的采集
Taji et al. An ECG monitoring system using conductive fabric
CN105997085B (zh) 可穿戴慢阻肺动态监测胸带
CN110213991A (zh) 用于监测健康的多传感器装置
TW202224626A (zh) 非施壓連續血壓量測裝置及方法
JP6434432B2 (ja) １０個未満の電極を有する装置から１２誘導ｅｃｇ計測値を生成する際に使用する改善されたｅｃｇ算出方法
TWI764296B (zh) 用於訊號干擾補償的電子裝置和方法
TW201821021A (zh) 生理訊號量測方法及生理訊號量測裝置
TWI577336B (zh) 用於偵測胎動之可穿戴裝置及其方法
CN208740965U (zh) 一种基于柔性非接触电极的生理电信号检测装置
JP2024516573A (ja) 生理学パラメータ検知システム及び方法
WO2022067077A1 (en) Beamforming systems and methods for detecting heart beats
KR101455207B1 (ko) 심전도 신호 측정 장치, 심전도 신호 측정 방법 및 심전도 신호 측정 장치에 이용될 수 있는 의류
EP3524147B1 (en) Body impedance measurement apparatus and method
CN211299920U (zh) 睡眠监测背心及系统
AU2021269062B2 (en) Transcutaneous sound sensor
TWI671057B (zh) 心跳週期的分析方法、裝置及系統