專利名稱：浮動(dòng)前置放大器和單線測(cè)量設(shè)備的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種浮動(dòng)前置放大器及單線測(cè)量設(shè)備。
背景技術(shù)：
單線測(cè)量設(shè)備可專門用于生物電勢(shì)(如心電圖(ECG))和/或阻抗測(cè)量(如呼吸) 的生命跡象和參數(shù)監(jiān)控領(lǐng)域。生物電勢(shì)提供了一些人體或生物體電生理過(guò)程的相關(guān)信息。測(cè)量設(shè)備和身體的接 口處使用電極。電極通常應(yīng)用于皮膚，但也可用于它處。電極也可為插入體內(nèi)的針電極。身體和電極間的接口通常為轉(zhuǎn)化離子電流為金屬電流的化學(xué)電池。電極和身體間 通常使用凝膠，以減少接觸阻抗及因此產(chǎn)生的雜音和動(dòng)作偽跡。但是一些測(cè)量設(shè)備使用干 電極。另外，一些電極完全絕緣，并且僅拾取位移(交流(AC))電流。典型的生物電勢(shì)為ECG(或EKG)，即心電圖。其它包括如EEG(腦電圖)、EOG(眼 電圖)、EMG (肌電圖)等。圖1示出了 12導(dǎo)聯(lián)Mason-Likar ECG系統(tǒng)。附圖左側(cè)示出了貼 附電極的布置，并且右側(cè)示出了用于所附電極的前置電子電路的典型示意圖。電子電路通常與電極分離定位位于帶狀物內(nèi)的小型記錄器(霍爾特(Holter)系 統(tǒng))或床邊盒子內(nèi)。但尤其對(duì)于EEG (信號(hào)弱)或絕緣電極(阻抗非常高)，部分電子系統(tǒng) 可位于電極處，以保持雜音盡可能低。該電極也稱為“有源電極”。圖1中，電極電勢(shì)通過(guò)作為跟隨器連接的運(yùn)算放大器緩沖，即單位增益。這些跟隨 器提供高輸入阻抗和低輸出阻抗。電極電纜被屏蔽。該屏蔽在由跟隨器輸出電壓驅(qū)動(dòng)時(shí)最佳。一方面，可避免電容 耦合干擾，另一方面，如果跟隨器的增益g精確為1，則限制輸入阻抗為放大器輸入阻抗?，F(xiàn) 實(shí)世界中，跟隨器運(yùn)算放大器的CMRR(共模抑制比)并非無(wú)窮大，即g不能精確為1。這使 得電極絲及其屏蔽間的寄生分路電容Cp未完全消除；電容實(shí)際減至CP(l-g)，即僅在g精確 為1時(shí)等于0。三個(gè)電極R、L和F所測(cè)電勢(shì)平均為所謂的三個(gè)電阻的威爾遜(Wilson)中心點(diǎn)W。 該電勢(shì)通過(guò)使用反饋濾波器和所謂的保護(hù)驅(qū)動(dòng)電極G(有時(shí)也稱為“右腿驅(qū)動(dòng)電極”)設(shè) 置為等于電子地(即等于0V)。典型的反饋濾波器的傳遞函數(shù)是具有符號(hào)反相的積分器， 即-1/ST，其中S是拉普拉斯(Laplace)變量，T是相應(yīng)于閉環(huán)頻率的時(shí)間常數(shù)。其它電極 即V1-V6測(cè)量關(guān)于威爾遜終端W的所謂的心前區(qū)導(dǎo)聯(lián)。測(cè)量設(shè)備通過(guò)電極G的輸入阻抗非常低，允許源于身體和測(cè)量設(shè)備之間的電容耦 合的電源干擾電流，該電流優(yōu)選流經(jīng)電極G而不是流經(jīng)測(cè)量電極。這樣，電源對(duì)生物電勢(shì)測(cè) 量的影響最小化。ECG電極通常為由醫(yī)生或經(jīng)過(guò)培訓(xùn)的護(hù)士直接應(yīng)用于適當(dāng)位置的一次性粘附凝膠 電極。電極連接至電線(各電極使用一根不同的電線)。電線連接至記錄器，該記錄器是通 常置于帶狀物處的小型電子單元。電線有時(shí)以醫(yī)生或經(jīng)過(guò)培訓(xùn)的護(hù)士選擇的方式通過(guò)條帶 附連到身體，以最小化電線重量移動(dòng)電極的風(fēng)險(xiǎn)，并最大化患者的舒適感。
5
電極也可用于阻抗測(cè)量，如阻抗體積描記、阻抗心動(dòng)描記、身體成分阻抗、阻抗斷 層成像、皮膚阻抗等。阻抗通常以高頻(相對(duì)身體頻率)測(cè)量，一般為50kHz。為使電極/ 身體接口處的高阻抗與體內(nèi)組織的低阻抗分離，通常使用圖2所示4線方案。在此附圖中， 需測(cè)量的阻抗Z和四個(gè)接口阻抗以虛線示出。兩個(gè)電極連接至電流源i，同時(shí)用于電壓測(cè)量 的另外兩個(gè)電極(V2-V1)連接至前置放大器。為盡可能限制任意測(cè)量設(shè)備帶來(lái)的不適，有利的是盡可能減少與身體接口的數(shù) 量。特別地，感興趣的是在測(cè)量可行時(shí)共用用于生物電勢(shì)和阻抗測(cè)量的電極。另外，盡管因 技術(shù)原因保護(hù)驅(qū)動(dòng)電極、電子單元和電纜是必須的，但也是造成引起患者不快和不適的主 要來(lái)源。對(duì)咳嗽的客觀非監(jiān)督評(píng)估對(duì)于長(zhǎng)期動(dòng)態(tài)數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)仍是一個(gè)重大挑戰(zhàn)。標(biāo)準(zhǔn)發(fā)展的趨勢(shì)是數(shù)字記錄咳嗽聲音、胸壁EMG信號(hào)的分析或其組合 (Smith, ‘’ Ambulatory methods for recording cough (咳嗽的動(dòng)態(tài)記錄方法)‘’, Pulmonary Pharmacology & therapeutics (肺病藥物學(xué)與治療學(xué))，20 (2007)，313-318)。 基于咳嗽聲信號(hào)分析的方法據(jù)報(bào)告可提供82%的靈敏度值(真陽(yáng)性檢測(cè)與真陽(yáng)性檢測(cè) 和假陰性檢測(cè)的比值)。這么低性能的主要原因在于患者間咳嗽聲音的聲屬性的可變性 與對(duì)傳感器設(shè)置和配置的依賴。環(huán)境噪聲可能是假陽(yáng)性檢測(cè)的另一重要來(lái)源(Matos等 人，“Detection of cough signals in continuous audio recordings using Hidden Markov Models (連續(xù)音頻記錄中使用隱馬爾可夫模型的咳嗽信號(hào)的檢測(cè))“，IEEE Transactions Biomedical Engineerings (美國(guó)電氣和電子工程師學(xué)會(huì)(IEEE)生物醫(yī)學(xué)工 程匯刊)，2006 ；53 1078-83)。近年來(lái)出現(xiàn)的一些新發(fā)展中，必須提及近來(lái)使用VivoMetric公司生命衫的成果 (Coyle ^A “ Evaluation of an ambulatory system for the quantification of cough frequency in patients with chronic obstrusive pulmonary disease (慢性 阻塞性肺疾病病人咳嗽頻率量化動(dòng)態(tài)系統(tǒng)評(píng)估)"，Cough (咳嗽)，2005)。作者使用生 命衫記錄呼吸感應(yīng)體積描記(RIP)、聲音、心電圖和加速度測(cè)量，并報(bào)告靈敏度值為97% (Smith, “ Cough !assessment and equipment (咳嗽評(píng)估禾口儀器)“,The Buyers Guide to Respiratory Care Products (呼吸護(hù)理產(chǎn)品買方指南)，2007)。該方法的詳細(xì)說(shuō)明參見 Vivometric 公司的專利(Coyle 等人，"Systems and methods for monitoring cough (一 種咳嗽監(jiān)控系統(tǒng)及方法)“，US2007/0276278)。本發(fā)明的主要目的是提出性能卓越的用于生物電勢(shì)和阻抗測(cè)量的前置電子電路 (輸入阻抗非常高，并且增益非常接近1)。優(yōu)選實(shí)施例中，帶狀物處不再需要顯式保護(hù)電極 和顯式電子單元；所有電子器件均嵌入直接置于測(cè)量部位的單元內(nèi)。另外，提出的前置電子 電路允許大幅簡(jiǎn)化布線和接頭，這是因?yàn)橛糜陔妱?shì)基準(zhǔn)和電流回路的所有單元僅連接至一 根電線(理論最小)。優(yōu)選實(shí)施例中，該電線甚至不要求電絕緣，且可嵌入襯衫、衣服、織網(wǎng)、 帶狀物等的布料內(nèi)。

發(fā)明內(nèi)容
根據(jù)主要特征，本發(fā)明涉及一種由反饋濾波器的輸出控制電壓源偏壓電源的跟隨 放大器，所述反饋濾波器的輸出由跟隨器輸出電勢(shì)和電源電勢(shì)間的電壓饋送。
6
換句話說(shuō)，也可以說(shuō)跟隨放大器由共同連接至內(nèi)部地的正和負(fù)浮動(dòng)電源供電。為 避免未確定的電勢(shì)，受控電壓源相對(duì)外部地電勢(shì)設(shè)定內(nèi)部地電勢(shì)。注意，原則上，正和負(fù)電 源量值相同無(wú)關(guān)緊要。其中一個(gè)電源甚至可為零。此時(shí)，跟隨放大器將單電源運(yùn)行。進(jìn)一步的特征包括反饋濾波器優(yōu)選地被選擇為使其關(guān)于感興趣的頻率的輸入被控制為零。換句話 說(shuō)，關(guān)于感興趣的頻率的跟隨器電源電勢(shì)盡可能接近跟隨器輸出的電勢(shì)。這產(chǎn)生兩個(gè)正面 效果。首先，大幅降低了跟隨器輸入阻抗過(guò)低產(chǎn)生的負(fù)面影響，這是因?yàn)楦信d趣的頻率中該 阻抗的電壓大幅減小(理想地為零)。其次，輸入電壓接近零(理想地等于零)時(shí)，跟隨器 的實(shí)際增益(實(shí)際接近1，但不等于1)變得不太重要，這是因?yàn)榱愠巳魏沃稻扔诹?。?此，跟隨所述跟隨器的輸出的浮動(dòng)電源供電時(shí)，有效跟隨器增益更接近1。有利地，反饋濾波器可具有由a)與跟隨器相同的電源供電并驅(qū)動(dòng)外部地、或b)由 自身電源供電并驅(qū)動(dòng)內(nèi)部地的運(yùn)算放大器。相對(duì)其他電源，定義的浮動(dòng)電源可自由浮動(dòng)。換句話說(shuō)，所述浮動(dòng)電源間的電勢(shì)不 確定，就像沒(méi)有電連接。電池是理想的浮動(dòng)電源。電絕緣DC/DC (直流_直流)變換器(如通過(guò)調(diào)制一隔離變壓器一整流器或通過(guò) 電荷泵)也是浮動(dòng)電源的示例。為獲得最佳性能，浮動(dòng)前置放大器必須被屏蔽。該屏蔽可由內(nèi)部地電勢(shì)驅(qū)動(dòng)，或最 好由跟隨器輸出驅(qū)動(dòng)。通過(guò)內(nèi)部地電勢(shì)或最好通過(guò)跟隨器輸出而屏蔽浮動(dòng)前置放大器的輸入線路也是 非常重要的。這樣可大幅減少任意雜散電容或阻抗的影響，因而產(chǎn)生顯著的高阻抗。放大器具有可傳導(dǎo)至地的極化電流。當(dāng)該電流不能自然流經(jīng)電壓源以進(jìn)行測(cè)量 時(shí)，如電容串聯(lián)插入時(shí)，要求有專用電路。一個(gè)解決方案是傳導(dǎo)該電流通過(guò)輸入端和內(nèi)部地 之間的電阻。由于上述本發(fā)明的特性，該電阻不會(huì)顯著改變輸入阻抗。將傳統(tǒng)方法應(yīng)用于 本發(fā)明(見圖8b)，產(chǎn)生可有利地用于例如絕緣電極的優(yōu)異性能。過(guò)電壓保護(hù)電路還組成對(duì)非常高的輸入阻抗要求非常重要的附加輸入負(fù)載。通過(guò) 連接過(guò)電壓保護(hù)電路至內(nèi)部地，可實(shí)際增大過(guò)電壓保護(hù)電路的有效寄生阻抗(因上述相同 原因)。本發(fā)明也涉及用于身體生物電勢(shì)和/或阻抗測(cè)量的單線設(shè)備，包括連接到用于電 勢(shì)基準(zhǔn)和/或電流回路的相同外部電線的多個(gè)單元。沒(méi)有其他電線連接所述單元。該單線 方法簡(jiǎn)化了布線和接頭。取代物理接線，也可通過(guò)直接接觸將單元連接到傳導(dǎo)襯衫、衣服、 織網(wǎng)、帶狀物等。至少，一個(gè)單元必須作為基準(zhǔn)單元，其它作為測(cè)量單元。但單元的構(gòu)造可使其在啟 動(dòng)或運(yùn)行期間從“基準(zhǔn)單元”功能切換為“測(cè)量單元”功能。由于使用輸入端連接至所謂的基準(zhǔn)電極且外部地連接至所謂的保護(hù)電極的浮動(dòng) 前置放大器，因此基準(zhǔn)單元確保連接所述單元的外部電線的電勢(shì)與體內(nèi)(基準(zhǔn)電極以下) 的電勢(shì)相同。這具有幾個(gè)顯著優(yōu)點(diǎn)。首先，對(duì)于生物電勢(shì)測(cè)量，外部電線上沒(méi)有電源干擾(50Hz或60Hz)。注意，如果外 部電線直接連接至基準(zhǔn)電極(無(wú)浮動(dòng)前置放大器和保護(hù)電極)，則將產(chǎn)生顯著的電源干擾。 為了處理該干擾，現(xiàn)有技術(shù)的解決方案是使用附加電極(有時(shí)如圖1所示電極G被有源控
7制)。該附加電極可用作高共模抑制的儀表放大器的地。這是解決電源干擾問(wèn)題的傳統(tǒng)方 法。當(dāng)上述附加電極被有源控制時(shí)(如圖1)，稱為保護(hù)電極。本發(fā)明的基準(zhǔn)單元中也具有 保護(hù)電極，但目的不同。圖1中，可以看到要求幾個(gè)電極驅(qū)動(dòng)保護(hù)電極，因?yàn)楝F(xiàn)有技術(shù)的目 的是最小化儀表放大器(圖1中未示出)的共模干擾。但幾個(gè)電極要求幾根電線，肯定不 是單線解決方案。另外，如果可設(shè)想將保護(hù)電極置于單個(gè)測(cè)量電極附近，但對(duì)于幾個(gè)電極這 是不可能的。本發(fā)明中，僅使用一個(gè)電極(基準(zhǔn)電極)驅(qū)動(dòng)保護(hù)電極，因?yàn)槠淠康氖翘峁└?動(dòng)前置放大器的外部地。另外，不再有保護(hù)電極處于基準(zhǔn)電極附近的問(wèn)題。本發(fā)明中，基準(zhǔn) 單元以及全部測(cè)量單元均直接置于測(cè)量位置。第二，對(duì)于阻抗測(cè)量，電極和身體內(nèi)部之間接口處的高阻抗實(shí)際減為零，并且任何 注入電流可自由流經(jīng)。如果不使用浮動(dòng)前置放大器和保護(hù)電極而直接將外部電線連接至基 準(zhǔn)電極，則外層皮膚和電極接口將形成高阻抗，并且該阻抗將需要較大電壓以允許電流通 過(guò)。第三，因體內(nèi)電勢(shì)與外部電線的電勢(shì)相同，所以實(shí)際消除了外部電線和身體間的 雜散電容的影響?；鶞?zhǔn)單元處尤其如此。對(duì)于其它身體位置，當(dāng)注入電流流經(jīng)身體阻抗時(shí)， 身體內(nèi)與外部電線間將產(chǎn)生小電壓。但與僅有一個(gè)電極且無(wú)浮動(dòng)前置放大器的情況相比， 該電壓非常低。注意，阻抗測(cè)量的傳統(tǒng)四線解決方案(圖2)要求(至少)兩根外部電線， 一根的電勢(shì)遠(yuǎn)高于體內(nèi)電勢(shì)，以使測(cè)量電流能通過(guò)外層皮膚和電極(尤其是絕緣電極)的 接口的高阻抗注入。另外，外部電線可無(wú)電絕緣。記住，體內(nèi)電壓較低。另外，外層皮膚的 阻抗和皮膚與外部電線間接口的阻抗較高。高阻抗低電壓實(shí)際產(chǎn)生了電絕緣。第四，因?yàn)閮H有一根外部電線，所以沒(méi)有電線間串?dāng)_的風(fēng)險(xiǎn)。最后，因外部電線無(wú)需屏蔽(與一些現(xiàn)有技術(shù)解決方案相反)，所以其運(yùn)動(dòng)不改變 電容性負(fù)載，且外部電線的移動(dòng)不產(chǎn)生動(dòng)作偽跡。各測(cè)量單元具有測(cè)量所謂的生物電勢(shì)/阻抗電極和外部電線之間電壓的裝置。對(duì) 于生物電勢(shì)測(cè)量，該電壓直接是測(cè)量位置和基準(zhǔn)單元位置間的生物電勢(shì)電壓。對(duì)于阻抗測(cè)量和不等于零的所述電壓，至少一個(gè)測(cè)量單元需要附加的所謂注入電 極。另外，具有注入電極的測(cè)量單元內(nèi)必須具有電流源或經(jīng)注入電極、身體、基準(zhǔn)單元的保 護(hù)電極流通電流并通過(guò)外部電線返回的其它裝置。電流源未設(shè)為零時(shí)，電流將流經(jīng)身體，并 且(阻抗電極和外部電線間的)電壓降可通過(guò)所有測(cè)量單元測(cè)量。電流源可例如產(chǎn)生幅值 恒定且頻率處于任意生物電勢(shì)帶寬之外的交流電流，使得可輕松提取并分離源自生物電活 動(dòng)和電流注入的電壓分量。因任何時(shí)間電流回路中的電流均相同，可通過(guò)適當(dāng)調(diào)制電流源傳遞基準(zhǔn)電極同步 信息。例如，可設(shè)想正弦波電流在頻率和相位上同步基準(zhǔn)單元內(nèi)的振蕩器。這在運(yùn)行期間 其它單元依次執(zhí)行基準(zhǔn)單元的功能時(shí)特別值得注意。這樣，所有單元自身的振蕩器均可始 終保持同相，這在需要其它測(cè)量單元注入電流以測(cè)量阻抗相位(即使所述單元未同步也可 測(cè)量其幅值)時(shí)非常有用。為放寬同步要求，也可設(shè)想通過(guò)低頻方波調(diào)制該高頻交流電流。 所有單元可在測(cè)量的電壓上檢測(cè)該方波。該方波可用于例如在上升沿后的給定時(shí)間同時(shí)采 樣所有信號(hào)。一個(gè)以上測(cè)量單元可具有電流注入電極和使電流流通經(jīng)過(guò)基準(zhǔn)單元的裝置。但電 流必須被調(diào)制以使其作用可通過(guò)信號(hào)處理辨別。例如，電流源可每次一個(gè)依次接通，或可全
8部接通但使用不同頻率的載波。其它特征如下就輸入阻抗和單位增益而言，測(cè)量單元也可受益于浮動(dòng)前置放大器的卓越性能。 在一個(gè)實(shí)施例中，浮動(dòng)前置放大器的輸入端連接到生物電勢(shì)/阻抗電極，且其外部地連接 至外部電線。對(duì)于使用電流注入電極的測(cè)量單元，電流源的一個(gè)端子連接至該電極，并且另 一端子連接至浮動(dòng)前置放大器的外部地。另一實(shí)施例中，電流注入電極連接至浮動(dòng)前置放 大器的外部地。電流源連接于浮動(dòng)前置放大器內(nèi)部地和外部電線之間。注意，當(dāng)本實(shí)施例 僅用于生物電勢(shì)測(cè)量時(shí)，電流源可不存在(或設(shè)為零)。在此情況下，稱第二電極為“電流 注入電極”似乎有些奇怪，因?yàn)閷?shí)際無(wú)電流注入。但這只是特例。生物電勢(shì)測(cè)量受動(dòng)作偽跡影響。減少該影響的方法之一是信號(hào)處理期間考慮涉及 電極接觸阻抗的信息。使用所述單線設(shè)備，可輕松增加測(cè)量電流注入或保護(hù)電極的接觸阻 抗的裝置。但為獲得最佳效果，其它電極，即生物電勢(shì)/阻抗或基準(zhǔn)電極的接觸阻抗為優(yōu)選 的。因此，優(yōu)選為交換所述單元的兩個(gè)電極的任務(wù)(其原配置仍用于生物電勢(shì)測(cè)量)。這可 通過(guò)物理交換兩個(gè)電極與電子電路的連接進(jìn)行切換而實(shí)現(xiàn)。對(duì)于給定時(shí)隙，使用原配置執(zhí) 行生物電勢(shì)的測(cè)量，且在下一時(shí)隙，交換電極任務(wù)執(zhí)行阻抗(包括接觸阻抗)的測(cè)量。實(shí)現(xiàn)電極交換的另一方法是利用生物電勢(shì)(低頻測(cè)量)和阻抗(高頻測(cè)量)的頻 率分離。為此可使用電濾波器，優(yōu)選為具有電容和電感的無(wú)源濾波器。本發(fā)明的多種應(yīng)用之一可為使用僅胸部阻抗測(cè)量進(jìn)行咳嗽的非監(jiān)督評(píng)估。該評(píng)估 用裝置可增加至所述單線設(shè)備。


結(jié)合附圖參照下述說(shuō)明以更好地理解本發(fā)明，且所附權(quán)利要求指出了本發(fā)明的范圍?，F(xiàn)將參照附圖僅通過(guò)示例說(shuō)明本發(fā)明，其中圖1示出了現(xiàn)有技術(shù)的ECG裝置的典型的前置電路的示意圖；圖2示出了用于阻抗測(cè)量的另一現(xiàn)有技術(shù)的前置電路(四線方案)；圖3是本發(fā)明(浮動(dòng)前置放大器)提出的屏蔽連接至內(nèi)部地(3)的前置電路的示 意圖；圖4示出了用于在更復(fù)雜的電路中表示浮動(dòng)前置放大器的符號(hào)，反饋濾波器的傳 遞函數(shù)特征(20)是本應(yīng)用專有的，且屏蔽(符號(hào)周圍的框符)與內(nèi)部地(3)的連接用點(diǎn)示 出；圖5(a)和5(b)示出了連接至電極且具有擴(kuò)展屏蔽和過(guò)電壓保護(hù)的特征的浮動(dòng)前 置放大器的兩個(gè)實(shí)施例，第一實(shí)施例基于至內(nèi)部地(3)的連接，第二實(shí)施例基于至輸出端 ⑵的連接；圖6(a)和6(b)所示浮動(dòng)前置放大器的實(shí)施例和符號(hào)與圖3所示相似，但屏蔽連 接至輸出端⑵；圖7(a)和7(b)示出了積分器作為反饋濾波器的浮動(dòng)前置放大器的實(shí)施例和符 號(hào)；圖8(a)和8(b)是連接至電極且具有擴(kuò)展屏蔽、頻率為零時(shí)零增益?zhèn)鬟f函數(shù)的
9反饋濾波器及分路跟隨放大器極化電流的電路的特征的浮動(dòng)前置放大器的其它兩個(gè)實(shí)施 例；圖9示出了圖7 (a)所示浮動(dòng)前置放大器的另一可選構(gòu)造，尤其是反饋濾波器使用 的運(yùn)算放大器的供電方式；圖10 (a)和10 (b)示出了有效用于指定頻帶的浮動(dòng)前置放大器的實(shí)施例和符號(hào)；圖11 (a)和11 (b)示出了調(diào)諧用于指定頻帶的浮動(dòng)前置放大器的實(shí)施例和符號(hào)；圖12示出了圖11(a)所示浮動(dòng)前置放大器的具有模擬電感的另一實(shí)施例；圖13示出了圖11 (a)所示浮動(dòng)前置放大器的具有諧振器的另一實(shí)施例；圖14示出了由連接至固定電源的理想變壓器供電的浮動(dòng)前置放大器；圖15示出了使用不當(dāng)基準(zhǔn)單元的用于生物電勢(shì)測(cè)量的單線測(cè)量設(shè)備；圖16示出了基準(zhǔn)單元內(nèi)使用一個(gè)保護(hù)電極的用于生物電勢(shì)測(cè)量的單線測(cè)量設(shè)備 的實(shí)施例；圖17示出了包括通用測(cè)量單元和基準(zhǔn)單元的用于生物電勢(shì)測(cè)量的單線測(cè)量設(shè)備 的實(shí)施例；圖18示出了具有可用作測(cè)量單元或基準(zhǔn)單元的通用單元的用于生物電勢(shì)測(cè)量的 單線測(cè)量設(shè)備的實(shí)施例；圖19和20示出了適于根據(jù)本發(fā)明的單線測(cè)量設(shè)備的兩個(gè)配置；圖21示出了具有不當(dāng)基準(zhǔn)單元的用于阻抗測(cè)量的單線測(cè)量設(shè)備；圖22示出了與圖21所示不同的測(cè)量單元內(nèi)電流源的實(shí)施例；圖23示出了用于阻抗測(cè)量的單線測(cè)量設(shè)備的實(shí)施例；圖24(a)和24(b)示出了用于阻抗測(cè)量的單線測(cè)量設(shè)備的其它兩個(gè)實(shí)施例；圖25和26示出了用于阻抗測(cè)量的單線測(cè)量設(shè)備的組合的通用單元的兩個(gè)實(shí)施 例；圖27至29示出了處于生物電勢(shì)和阻抗測(cè)量配置中的單線測(cè)量設(shè)備的實(shí)施例；圖30-33示出了處于使用接觸阻抗特征的生物電勢(shì)和阻抗測(cè)量配置中的單線測(cè) 量設(shè)備的實(shí)施例；圖34和35示出了靜止(圖34)和行走(圖35)期間，在咳嗽的有效非監(jiān)督評(píng)估 中，電胸部阻抗信號(hào)對(duì)潮氣量信號(hào)的優(yōu)勢(shì)。
具體實(shí)施例方式上文已說(shuō)明圖1和2。相同參照數(shù)字將用于指示相同部件或類似部件。圖3示出了根據(jù)本發(fā)明的浮動(dòng)前置放大器的實(shí)施例。連接至跟隨放大器(8)的輸 入端(1)具有非常高的輸入阻抗，而輸出端(2)具有低輸出阻抗。輸出端(2)的電勢(shì)非常 精確地等于輸入端⑴的電勢(shì)。內(nèi)部地⑶的電勢(shì)有源控制為與輸入端⑴電勢(shì)相同。輸出端⑵和內(nèi)部地(3)間的電壓實(shí)際可視為饋送控制器(6)(或反饋濾波器) 的誤差信號(hào)，以確定控制電壓(7)，使得不論外部地(4)電勢(shì)大小，內(nèi)部地(3)的電勢(shì)均等于 輸入端(1)的電勢(shì)。內(nèi)部地(3)的電勢(shì)也是運(yùn)算放大器(8)的電源(9)和(10)的公共電勢(shì)。這意味 著，浮動(dòng)前置放大器的輸入阻抗Zin遠(yuǎn)大于運(yùn)算放大器(8)的輸入阻抗Zin。pa。實(shí)際上，Zin
10=(l+h)Zin。pa，其中h是開環(huán)即反饋濾波器的增益。運(yùn)算放大器(8)的CMRR (共模抑制比)非常大，但非無(wú)窮大。這使得跟隨器的增益 接近但不精確等于1。但因?yàn)榉答仦V波器(6)控制內(nèi)部地(3)的電勢(shì)使其等于輸入端(10) 的電勢(shì)，運(yùn)算放大器(8)放大的電壓接近0。因此，不論跟隨器增益g的大小，輸出接近0， 即等于輸入端(1)的電勢(shì)。該效果意味著有效CMRR遠(yuǎn)高于運(yùn)算放大器(8)的共模抑制比。 實(shí)際上，有效增益為^+⑴八丨+⑴，其中?。殚_環(huán)增益。圖4示出了浮動(dòng)前置放大器的抽象視圖。在該符號(hào)的中間，示出了反饋濾波器(6) 的傳遞函數(shù)(20)，因?yàn)樵摵瘮?shù)可隨應(yīng)用變化。當(dāng)該函數(shù)不可見時(shí)，改為顯示字母FFA (浮動(dòng) 前置放大器)。點(diǎn)表示放大器周圍屏蔽所連端子，本實(shí)施例中，為內(nèi)部地(3)。圖5 (a)和5(b)示出了連接至電極(30)的浮動(dòng)前置放大器的兩個(gè)實(shí)施例。圖5 (a) 所示第一實(shí)施例中，電極(30)及其至輸入端(1)的電線被屏蔽。屏蔽(31)的電勢(shì)與內(nèi)部 地(3)的電勢(shì)相同。過(guò)電壓保護(hù)(32)，例如，上下平行的兩個(gè)普通二極管，從電線(1)連接 至內(nèi)部地(3)。因內(nèi)部地(3)的電勢(shì)被控制為輸入端⑴的電勢(shì)，所以過(guò)電壓保護(hù)的阻抗被 放大Ι+h倍，其中h是反饋濾波器的增益。圖5(b)所示第二實(shí)施例中，屏蔽(31)的電勢(shì)與輸出端(2)的電勢(shì)相同。第二實(shí) 施例的屬性僅取決于跟隨器(8)的帶寬。第二實(shí)施例的性能與h無(wú)窮大時(shí)第一實(shí)施例的性 能相同，因此就性能而言，第二實(shí)施更佳。但執(zhí)行第一實(shí)施例中的屏蔽較為簡(jiǎn)單。兩個(gè)實(shí)施 例也可混合，例如，電線和電極屏蔽(31)連接至輸出端(2)，且過(guò)電壓保護(hù)(32)連接至內(nèi)部 地(3)，或反之亦然。以下說(shuō)明中將僅使用第二實(shí)施例，但應(yīng)理解，也可使用其它實(shí)施方式。 另外，為簡(jiǎn)化說(shuō)明，省去過(guò)電壓保護(hù)(32)。除了一些電線開口，優(yōu)選為內(nèi)部地(3)屏蔽浮動(dòng)前置放大器的所有部件。與上述 想法相同，另一實(shí)施例是通過(guò)連接至輸出端(2)的屏蔽而包圍浮動(dòng)前置放大器的所有部 件，如圖6(a)和6(b)所示。在此示例中，符號(hào)中的連接點(diǎn)顯示在輸出端(2)，如圖6(b)所 示。理論上，后一變型稍好，但實(shí)際上，可能希望使用同一 PCB(印制電路板)平面來(lái)屏蔽并 供電。在此情況下，第一實(shí)施例更優(yōu)選。因此，僅可使用第一實(shí)施例，但應(yīng)理解另一實(shí)施例 也可使用。圖7(a)示出了典型的傳遞函數(shù)(20)的反饋濾波器(6)等于-1/RC的實(shí)施方式， 如圖7(b)符號(hào)所示。該實(shí)施方式僅要求一個(gè)運(yùn)算放大器(40)，其必須由跟隨器(8)的兩個(gè) 電壓源(9)和(10)供電，使得內(nèi)部地(3)的浮動(dòng)電勢(shì)相對(duì)外部地(4)的電勢(shì)準(zhǔn)確設(shè)定。實(shí) 現(xiàn)反饋濾波器的電路是傳統(tǒng)反相積分器，其中電阻R和電容C連接至運(yùn)算放大器的負(fù)輸入端。因零頻率(DC)時(shí)反饋濾波器(6)的增益h為無(wú)窮大，所以浮動(dòng)前置放大器的輸入 阻抗在此頻率時(shí)也是無(wú)窮大。因此，在類似圖5(a)或5(b)中的一者的應(yīng)用中，跟隨器(8) 的極化電流(小，但非零)必須通過(guò)電極(30)流入身體。除絕緣電極的純電容性耦合外， 這不是非常嚴(yán)重的問(wèn)題。在此情況下，圖8(a)和8(b)示出了兩種解決方案。在第一種方 案中，電阻R用于分路極化電流。對(duì)于反饋濾波器(20)的帶寬內(nèi)的頻率，電阻R的影響保 持較低，這是因?yàn)樵谶@些頻率下，有效電阻為R(l+h)，其中h是反饋濾波器的增益。第二解 決方案將第一種方案的效果與使用電阻RpR2和電容C的傳統(tǒng)方法結(jié)合。但電阻R2連接至 內(nèi)部地(3)—傳統(tǒng)解決方案相當(dāng)于等價(jià)于連接至外部地(4)。
圖9示出了圖7所示浮動(dòng)前置放大器的另一可選構(gòu)造。該實(shí)施例使用分離的電源 (43)和(42)以用于反饋濾波器放大器(41)。電源直接連接至外部地(4)。該實(shí)施例有時(shí) 優(yōu)選于其他實(shí)施例，因在此配置中，電源(9)和(10)可由電源(42)和(43)輕松獲得。另 外，幾個(gè)浮動(dòng)前置放大器的電源(42)和(43)可被共享例如，在圖16所示配置(在所述單 元由相同電源供電的情況下)中共享。在此實(shí)施例中，反饋濾波器使用跟隨器(41)，且反饋 濾波器的反相積分器函數(shù)通過(guò)跟隨器(41)輸入端的無(wú)源RC(電阻電容)濾波器實(shí)現(xiàn)?？?檢查輸出端⑵和內(nèi)部地⑶之間的電壓(5)是否在外部地⑷和內(nèi)部地(3)間產(chǎn)生反相 積分電壓(7)。因此，僅圖7(a)所示實(shí)施例可用作傳遞函數(shù)(20)其它變型的基礎(chǔ)。但圖7 和9所示電路中，始終可以用其它阻抗替換電阻R和電容C以獲得相同的傳遞函數(shù)(20)。圖10(a)示出了傳遞函數(shù)(20)等于-R2Cis/(HR1Cis) (1+R2C2S)的選擇的反饋濾波 器(6)的實(shí)施方式。該類型傳遞函數(shù)適用于例如圖8(a)或8(b)所示應(yīng)用。使用電阻隊(duì)、 R2、電容Cp C2和運(yùn)算放大器實(shí)現(xiàn)該傳遞函數(shù)是傳統(tǒng)電路。圖11(a)示出了調(diào)諧用于具體頻率&的浮動(dòng)前置放大器。在此頻率，輸入 阻抗理論上是無(wú)窮大，且放大器增益精確為1。反饋濾波器(6)的傳遞函數(shù)(20)是 -RCs 1(1 +LCs2)。另外，可使用以下等式
權(quán)利要求
一種浮動(dòng)前置放大器，包括a.輸入端(1)、輸出端(2)、內(nèi)部地(3)和外部地(4)，b.跟隨器(8)，c.負(fù)浮動(dòng)電源(9)和正浮動(dòng)電源(10)，d.反饋濾波器(6)，以及e.受控電壓源(7)，其中a.所述輸出端(2)和所述內(nèi)部地(3)之間的電壓(5)由所述反饋濾波器(6)濾波，所得信號(hào)驅(qū)動(dòng)所述受控電壓源(7)，b.所述受控電壓源(7)相對(duì)于所述內(nèi)部地(3)的電勢(shì)限定所述外部地(4)的電勢(shì)，c.所述輸入端(1)連接至所述跟隨器(8)的輸入端，d.所述輸出端連接至所述跟隨器的輸出端，e.所述跟隨器(8)由所述負(fù)浮動(dòng)電源(9)和正浮動(dòng)電源(10)供電，且f.所述內(nèi)部地(3)連接至兩個(gè)所述浮動(dòng)電源的地。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的浮動(dòng)前置放大器，其特征在于，所述反饋濾波器(6)驅(qū)動(dòng)所述 控制電壓(7)，使得至少在一個(gè)頻率處，所述反饋濾波器輸入端(5)保持接近零。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的浮動(dòng)前置放大器，其特征在于，所述控制電壓(7)具有運(yùn) 算放大器(40)，該運(yùn)算放大器(40)a.由所述浮動(dòng)電源(9)和(10)供電，且b.輸出端連接至所述外部地(4)。
4.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的浮動(dòng)前置放大器，其特征在于，所述控制電壓(7)具有跟 隨器(41)，該跟隨器(41)a.由連接至所述外部地(4)的電源(42)和(43)供電，且b.輸出端連接至所述內(nèi)部地(3)。
5.根據(jù)權(quán)利要求1至4中任一權(quán)利要求所述的浮動(dòng)前置放大器，其特征在于，所述浮動(dòng) 電源(9)和(10)為電池或類似物。
6.根據(jù)權(quán)利要求1至4中任一權(quán)利要求所述的浮動(dòng)前置放大器，其特征在于，所述浮動(dòng) 電源(9)和(10)源于由其各自電源供電的電絕緣DC/DC轉(zhuǎn)換器。
7.根據(jù)權(quán)利要求1至6中任一權(quán)利要求所述的浮動(dòng)前置放大器，其特征在于，該浮動(dòng)前 置放大器包括包圍所述浮動(dòng)放大器除與外界連接所需的一些開口以外的所有部件的屏蔽， 所述屏蔽連接至所述內(nèi)部地(3)或連接至所述輸出端(2)。
8.根據(jù)權(quán)利要求1至7中任一權(quán)利要求所述的浮動(dòng)前置放大器，其特征在于，該浮動(dòng)前 置放大器包括包圍電連接至除其端部(如電極的活性表面)以外的所述輸入端(1)部分的 屏蔽(31)，所述屏蔽(31)連接至所述內(nèi)部地(3)或連接至所述輸出端(2)。
9.根據(jù)權(quán)利要求1至8中任一權(quán)利要求所述的浮動(dòng)前置放大器，其特征在于a.其包括控制所述跟隨器(8)的DC極化的電路，所述電路連接至所述輸入端(1)和所 述內(nèi)部地(3)，且可以連接至所述輸出端(2)，以及b.所述反饋濾波器(6)在頻率為零時(shí)振幅為零。
10.根據(jù)權(quán)利要求1至9中任一權(quán)利要求所述的浮動(dòng)前置放大器，其特征在于，該浮動(dòng)前置放大器包括過(guò)電壓保護(hù)電路(32)，一端連接至所述輸入端(1)，而另一端連接至所述 輸出端⑵或連接至所述內(nèi)部地(3)。
11.一種用于身體生物電勢(shì)和/或阻抗測(cè)量的單線測(cè)量設(shè)備，包括連接至相同外部電 線(101)或類似物的至少兩個(gè)單元(100)，其中所述單元中的一個(gè)單元始終用于基準(zhǔn)單元 功能，該基準(zhǔn)單元具有a.基準(zhǔn)電極(102)，b.保護(hù)電極(110)，以及c.根據(jù)權(quán)利要求1至10中任一權(quán)利要求所述的浮動(dòng)前置放大器，其中a.所述基準(zhǔn)電極(102)連接至所述浮動(dòng)前置放大器的所述輸入端(1)，b.所述保護(hù)電極(110)連接至所述浮動(dòng)前置放大器的所述外部地(4)，c.所述外部電線(101)連接至所述浮動(dòng)前置放大器的所述輸出端(2)或所述內(nèi)部地 ⑶，且d.具有為了單元間同步目的而測(cè)量流經(jīng)所述保護(hù)電極(110)的電流的可行裝置，其它單元用于測(cè)量單元功能a.所述其它單元中的至少一個(gè)單元具有一個(gè)生物電勢(shì)和/或阻抗電極(30)、所述生物 電勢(shì)和/或阻抗電極(30)的電勢(shì)間的電壓的測(cè)量單元、所述外部電線(101)以及從所述電 壓提取生物電勢(shì)和/或身體阻抗和/或同步信息的信號(hào)處理裝置，b.所述其它單元中的至少一個(gè)單元具有測(cè)量的生物電勢(shì)和/或身體阻抗和/或同步信 息的記錄和/或顯示和/或傳輸裝置，以及c.為了單元間的所述阻抗測(cè)量或所述同步目的，所述其它單元中的至少一個(gè)單元具有 電流注入電極(120)和使電流循環(huán)經(jīng)過(guò)所述注入電極、所述身體、所述保護(hù)電極(110)和所 述外部電線(101)的裝置，需要時(shí)調(diào)制所述電流以使其對(duì)測(cè)量的身體阻抗和/或測(cè)量流經(jīng) 所述保護(hù)電極的電流的所述裝置的影響能夠從其他測(cè)量單元電流或生物電勢(shì)的結(jié)合影響 中提取。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的單線測(cè)量設(shè)備，其特征在于，用于測(cè)量單元功能的至少一 個(gè)單元包括根據(jù)權(quán)利要求1至10中任一權(quán)利要求所述的浮動(dòng)前置放大器，其中a.所述浮動(dòng)前置放大器的所述輸入端(1)連接至所述生物電勢(shì)/阻抗電極(30)，b.所述浮動(dòng)前置放大器的所述外部地(4)連接至所述外部電線(101)，且c.為了單元間的所述阻抗測(cè)量或所述同步目的，所述外部地(4)和所述電流注入電極 (120)間的電流源用作使電流循環(huán)經(jīng)過(guò)所述注入電極、所述身體、所述保護(hù)電極(110)和所 述外部電線(101)的所述裝置。
13.根據(jù)權(quán)利要求11所述的單線測(cè)量設(shè)備，其特征在于，用于測(cè)量單元功能的至少一 個(gè)單元包括根據(jù)權(quán)利要求1至10中任一權(quán)利要求所述的浮動(dòng)前置放大器，其中a.所述浮動(dòng)前置放大器的所述輸入端(1)連接至所述生物電勢(shì)/阻抗電極(30)，b.所述浮動(dòng)前置放大器的所述外部地(4)連接至所述電流注入電極(120)，且c.為了單元間的所述阻抗測(cè)量或所述同步目的，所述內(nèi)部地(3)和所述外部電線 (101)間的電流源用作使電流循環(huán)經(jīng)過(guò)所述注入電極、所述身體、所述保護(hù)電極(110)和所 述外部電線(101)的所述裝置。
14.根據(jù)權(quán)利要求11至13中任一權(quán)利要求所述的單線測(cè)量設(shè)備，其特征在于，至少兩個(gè)單元在啟動(dòng)或運(yùn)行期間交換基準(zhǔn)單元和測(cè)量單元的功能，所述基準(zhǔn)單元可被用于與所述 其它單元重新同步。
15.根據(jù)權(quán)利要求11至14中任一權(quán)利要求所述的單線測(cè)量設(shè)備，其特征在于，僅一個(gè) 測(cè)量單元在給定時(shí)間依次注入電流，其它測(cè)量單元關(guān)閉(電流等于零)。
16.根據(jù)權(quán)利要求11至15中任一權(quán)利要求所述的單線測(cè)量設(shè)備，其特征在于，每個(gè)測(cè) 量單元注入通過(guò)不同載波調(diào)制的電流。
17.根據(jù)權(quán)利要求11至16中任一權(quán)利要求所述的單線測(cè)量設(shè)備，其特征在于，至少一 個(gè)測(cè)量單元交換所述生物電勢(shì)/阻抗電極(30)和所述電流注入電極(120)以進(jìn)行阻抗測(cè) 量，使得兩個(gè)電極間的電壓測(cè)量允許計(jì)算所述生物電勢(shì)電極(30)的接觸阻抗。
18.根據(jù)權(quán)利要求11至16中任一權(quán)利要求所述的單線測(cè)量設(shè)備，其特征在于，所述基 準(zhǔn)單元交換所述基準(zhǔn)電極(102)與所述保護(hù)電極(110)以進(jìn)行阻抗測(cè)量，使得兩個(gè)電極間 的電壓測(cè)量允許計(jì)算所述基準(zhǔn)電極(102)的接觸阻抗。
19.根據(jù)權(quán)利要求17或18所述的單線測(cè)量設(shè)備，其特征在于，所述交換通過(guò)將受控開 關(guān)依次轉(zhuǎn)換為兩個(gè)配置而執(zhí)行，以便能夠可替換地測(cè)量生物電勢(shì)、身體阻抗或/和接觸阻 抗。
20.根據(jù)權(quán)利要求17或18所述的單線測(cè)量設(shè)備，其特征在于，所述交換通過(guò)電濾波器 執(zhí)行，所述電濾波器作為由所述生物電勢(shì)和用于身體或/和接觸阻抗測(cè)量的調(diào)制的電流占 據(jù)的頻率范圍的函數(shù)。
21.根據(jù)權(quán)利要求11至20中任一權(quán)利要求所述的單線測(cè)量設(shè)備，其特征在于，其包括 僅使用胸部阻抗測(cè)量進(jìn)行咳嗽的非監(jiān)督評(píng)估的裝置。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種浮動(dòng)前置放大器和單線測(cè)量設(shè)備。根據(jù)主要特征，本發(fā)明涉及一種具有電源的跟隨放大器，所述電源由受控電壓源偏壓使得電源電勢(shì)在感興趣的頻率上盡可能接近跟隨器輸出電勢(shì)。本發(fā)明的主要目的是提供一種用于生物電勢(shì)和阻抗測(cè)量的性能卓越的前置電子電路(輸入阻抗很高且增益非常接近1)。優(yōu)選實(shí)施例中，帶狀物處不再需要顯式保護(hù)電極和顯式電子單元；所有電子器件嵌入直接置于測(cè)量部位的單元中。另外，所述前置電子電路允許大幅簡(jiǎn)化纜線和接頭，這是因?yàn)橛糜陔妱?shì)基準(zhǔn)和電流回路的所有單元僅連接至一根電線(理論最小)。優(yōu)選實(shí)施例中，該電線甚至不要求電絕緣并且可輕松嵌入襯衫、衣服、織網(wǎng)、帶狀物等的布料內(nèi)。
文檔編號(hào)H03F1/00GK101965681SQ200980108208
公開日2011年2月2日 申請(qǐng)日期2009年3月10日 優(yōu)先權(quán)日2008年3月11日
發(fā)明者J·索拉伊卡洛斯, O·查特拉特 申請(qǐng)人:電子顯微技術(shù)Sa研發(fā)Csem瑞士中心