专利名称：测量生物电势的电极及其制造方法和测量生理信号的系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及生理信号的测量，并且更具体地讲，涉及一种测量生物电势的电极、制造该电极的方法和测量生理信号的系统。
背景技术：
新近的保健系统通过测量日常生活中的多种生理信号来提高诊断的准确度和便利性。具体地讲，正在引入用于通过个人健康信息数据库提供健康相关服务、帮助医务人员执行远程诊断并且向患者传送诊断/处方的结果的智能保健系统。身体是在其中形成电场的一种的导体，并且由于根据细胞的电刺激产生的动作电势而在身体内形成电场。因此，可通过检测身体中的少量电流或者检测关于外部激励的电流的变化来测量身体的内部部分的电特性。通常，可通过使用这种原理测量多种生理电势(例如，心电图(ECG)、肌电图(EMG)、脑电图(EEG)、皮肤电阻(GSR)、动眼电波图(EOG)、体温、心跳、血压和身体运动)，并且用于活体的电极用于检测这些生理信号的变化。如图1所示，用于活体的电极附着到用户的皮肤。用于活体的电极是用于将用户的皮肤连接到测量生理信号的系统(下文中称为生理信号测量系统)的介质，并且影响测量的生理信号的质量和用户便利性。在日常生活中，针对始终附着到用户的活体并且测量用户的生理信号的用于活体的电极，应该解决关于测量的准确度、通信、功耗等的多种技术问题。
为了在日常生活中始终将生理信号测量系统安置在身体上，需要将与身体的皮肤接触的区域最小化以减小皮肤刺激。此外，需要减小运动伪像从而在锻炼过程中准确地测量生理信号。图2示出了由于根据身体的运动的接口变化而产生的噪声并且显示了信噪比(SNR)被降低。
发明内容
提供一种用于测量生物电势的电极，该电极通过简化的电极结构获得高质量生理信号，并且通过最小化测量系统中的信号处理器的作用以及最小化测量系统的构造来降低功耗。提供一种使用用于测量生物电势的电极的用于测量生理信号的系统。提供一种制造用于测量生物电势的电极的方法。另外方面将在下面描述中部分进行阐述，部分从该描述显而易见，或者可以通过本发明的实施而获知。根据本发明的一个方面，一种用于测量生物电势的电极包括:导电粘合剂，导电粘合剂的一侧附着到至少两个金属电极，导电粘合剂的另一侧附着到活体，并且导电粘合剂具有预定的面积和厚度；以及支撑部件，当导电粘合剂附着到活体时支撑导电粘合剂，其中，根据导电粘合剂的厚度调整当所述至少两个金属电极附着到导电粘合剂时在所述至少两个金属电极之间形成的阻抗，并且所述至少两个金属电极没有由于所述阻抗而短路。根据本发明的另一方面，一种测量生理信号的系统包括:电极，用于测量生物电势；至少两个金属电极，附着到用于测量生物电势的所述电极；放大器，对从所述至少两个金属电极选择的两个金属电极之间的信号差进行放大；处理器，对由放大器放大的信号进行处理，其中，用于测量生物电势的所述电极包括:导电粘合剂，导电粘合剂的一侧附着到至少两个金属电极，导电粘合剂的另一侧附着到活体，并且导电粘合剂具有预定的面积和厚度；以及支撑部件，当导电粘合剂附着到活体时支撑导电粘合剂，其中，根据导电粘合剂的厚度调整当所述至少两个金属电极附着到导电粘合剂时在所述至少两个金属电极之间形成的阻抗，并且所述至少两个金属电极没有由于所述阻抗而短路。根据本发明的另一方面，一种用于测量生理信号的系统包括:电极，用于测量生物电势，包括至少两个金属电极；放大器，对从所述至少两个金属电极选择的两个金属电极之间的信号差进行放大；处理器，对由放大器放大的信号进行处理，其中，用于测量生物电势的所述电极包括:导电粘合剂，导电粘合剂的一侧附着到所述至少两个金属电极，导电粘合剂的另一侧附着到活体，并且导电粘合剂具有预定面积和厚度；所述至少两个金属电极，附着到导电粘合剂的一侧；支撑部件，当导电粘合剂附着到活体时支撑导电粘合剂，其中，根据导电粘合剂的厚度调整当所述至少两个金属电极附着到导电粘合剂时在所述至少两个金属电极之间形成的阻抗，并且所述至少两个金属电极没有由于所述阻抗而短路。根据本发明的另一方面，一种制造用于测量生物电势的电极的方法包括:切割用于支撑具有预定面积和厚度的导电粘合剂的支撑部件，从而插入具有预定尺寸的导电粘合剂；将活体粘合剂涂覆在或者附着到支撑部件的与活体接触的一侧；以及将导电粘合剂插入到支撑部件中，其中，导电粘合剂的一侧附着到至少两个金属电极，并且导电粘合剂的另一侧附着到活体，其中，根据导电粘合剂的厚度调整当所述至少两个金属电极附着到导电粘合剂时在所述至少两个金属电极之间形成的阻抗，并且所述至少两个金属电极没有由于所述阻抗而短路。
根据本发明，可通过在活体的皮肤与用于活体的电极之间提供稳定的粘结性，来减小由于接口的动态变化而产生的噪声和信号失真。此外，可通过抗运动伪像的电极结构获得高质量生理信号，并且可通过最小化生理信号测量系统中的信号处理器的一部分以及最小化生理信号测量系统的构造，来降低功耗和系统成本。此外，由于用于测量生物电势的电极的简单结构，电极可提高例如在拆卸和附着方面的使用的便利性，减小生理信号测量系统的厚度，提高生产率，并且降低制造成本。此外，用于测量生物电势的电极可通过使用简单方法进行制造并且适合于丢弃电极。此外，无需用于测量除了生理信号之外的其它物理量的任何外部附加传感器或信号源就可以减小运动伪像，并且可提高信噪比(SNR)。
通过在下面结合附图描述实施例，这些和/或其它方面将变得清楚并且更易于理解，这些附图如下:图1示出了附着到用户的皮肤的用于活体的电极和便携式测量系统；图2示出了根据身体的运动产生的噪声；图3示出了用于测量生理信号的通道中的接口 ；图4示出了用于测量生物电势的普通电极的示例；图5示出了由于运动伪像的产生而生成的诊断参数误差；图6是根据本发明的实施例的用于测量生物电势的多通道电极的俯视图；图7是根据本发明的实施例的用于测量生物电势的多通道电极的截面图；图8是根据本发明的另一实施例的用于测量生物电势的多通道电极的俯视图；图9是根据本发明的另一实施例的用于测量生物电势的多通道电极的截面图；图10示出了通过使用根据本发明的实施例的用于测量生物电势的电极测量两个不同位置处的差分信号的示例；图11示出了包括N个金属垫的多通道电极，并且示出了用于测量两个位置之间的电势差的电极的示例；
图12A和图12B均示出了通过用于活体的电极的信号传输路径的电路模型；图13示出了根据本发明的实施例的当使用用于测量生物电势的电极时的电路模型；图14示出了测量的生理信号的减小的示图，测量的生理信号的减小取决于电路径上的连接电阻器的大小；图15示出了图14中所示的电路的最后输出端子的信号；图16示出了根据本发明的实施例的生理信号测量系统；图17示出了根据本发明的另一实施例的生理信号测量系统；图18是解释根据本发明的实施例的用于输出多通道生理信号的生理信号测量系统的框图；图19示出了根据本发明的实施例的生理信号测量系统的实施示例；以及图20是示出根据本发明的实施例的制造用于测量生物电势的电极的方法的流程图。
具体实施例方式现在将详细描述实施例，实施例的例子在附图中进行示出，其中，相同标号始终指示相同部件。关于此，实施例可具有不同形式并且不应该被解释为受限于这里阐述的说明。因此，在下文中仅仅通过参照附图描述实施例以解释本发明的多个方面。用于测量生理信号的设备包括附着到人体的用于活体的电极和附着到用于活体的电极的感测平台。通常，用于活体的电极由导电粘合剂、附着到人体的皮肤的粘合剂片、金属电极等形成。金属电极的突出部分以电子式和机械式将测量设备与电极连接。图3示出了用于测量生理信号的通道中的接口。在生理信号测量过程中可针对多种原因产生噪声，这将参照图3进行描述。通道中的接口可包括三个部分，S卩，生理信号将被测量的人体(例如，心脏300)与人体的皮肤310之间的第一接口 350、皮肤310与电极320之间的第二接口 360、以及电极320与测量系统330之间的第三接口 370。在第一接口 350中，由于人体的呼吸和运动导致的皮肤中的轴突动作电势和肌电图的变化而产生噪声。在第二接口 360中，由于金属电极与电解液之间以及电解液与皮肤310之间的接口的变化导致的电荷分布的干扰可产生运动伪像。通过测量系统330与电极320之间的第三接口 370，系统负载被传送到第二接口 360。在图3的结构中，当测量系统330的金属暴露表面与电极320的导电胶一对一地结合时，由于外部运动在测量系统330与电极320之间的第三接口 370中产生相对位移，并且如果皮肤310膨胀，则由于接口的另外变化导致产生运动伪像，并且由此位移被传递到电极320。例如，心电图(ECG)(作为通常用于诊断心脏病的电生理信号)用于通过使用测量的信号的周期内RR间隔的变化来诊断心脏病(例如，心律不齐)。在这种情况下，当由于如图3所示的环境的动态变化而产生运动伪像并且由此生理信号失真时，该生理信号不会被正常分析，由此导致不正确的诊断。图5示出了由于运动伪像的产生而产生的诊断参数误差。在图5中，显示了当通过按压电极产生运动伪像时RR间隔发生变化。在传统技术中，为了消除由于环境的动态变化所产生的噪声，直接测量由于人体的运动所导致的电特性变化，然后基于测量的结果通过信号处理消除运动伪像。在本发明的实施例中，与传统技术不同，可通过采用抗运动伪像的结构实现生物电势测量电极，来将运动伪像最小化。 在传统技术中，通过多个金属电极与多个导电粘合剂的一对一连接形成多通道电极。然而，在本发明的实施例中，由多个金属电极和单个导电粘合剂形成多通道电极以针对人体的皮肤提供牢固的粘结性，并且由此接口的变化被最小化。单个粘合剂具有将电阻器连接到两个端子a和b之间的电路径的效果`(如图13所示)，并且根据连接的电阻器的大小确定测量的信号的大小。图6是根据本发明的实施例的用于测量生物电势的多通道电极的俯视图。图6的多通道电极包括导电粘合剂620和支撑部件600。当导电粘合剂620根据粘性具有高粘合强度时，可在不使用支撑部件600的情况下实现图6的多通道电极。标号630、632、634和636指示附着到导电粘合剂620的金属电极的位置。金属电极的数目不受限制，并且如果需要，则金属电极的位置可变化。图7是根据本发明的实施例的用于测量生物电势的多通道电极的截面图。图7的多通道电极包括导电粘合剂760和支撑部件740，并且当支撑部件740附着到活体时，可在支撑部件740上涂覆粘合材料720以保证粘合强度。图7的多通道电极还可包括保护膜700和780，以保护导电粘合剂760和支撑部件740。可根据导电粘合剂760的粘合强度和粘性省略支撑部件740和粘合材料720。如上所述，根据本发明的以上实施例的用于测量生物电势的多通道电极包括导电粘合剂620或760以及支撑部件600或740。至少两个电极附着到导电粘合剂620或760的一侧，并且导电粘合剂620或760的另一侧附着到活体。导电粘合剂620或760具有预定的面积和厚度，并且形成为一个整体。支撑部件600或740支撑导电粘合剂620或760，从而当导电粘合剂620或760已经附着到活体时导电粘合剂620或760不会上下左右晃动。可附着到活体的粘合材料720可被涂覆在支撑部件600或740的与活体接触的一侧上。可根据导电粘合剂620或760的粘合强度和粘性省略支撑部件600或740以及粘合材料720。当至少两个金属电极附着到导电粘合剂620或760时,在至少两个金属电极之间形成阻抗。根据导电粘合剂620或760的厚度调整阻抗，并且所述至少两个金属电极没有由于阻抗而短路。如果导电粘合剂620或760的厚度增加则阻抗变小，如果导电粘合剂620或760的厚度减小则阻抗变大。阻抗可根据所述至少两个金属电极位于导电粘合剂620或760上的点之间的距离而被调整，并且随距离增加而变大。此外，阻抗可根据所述至少两个金属电极的面积而被调整，并且随面积增加而变小。另外，可根据导电粘合剂620或760的成分调整所述阻抗。通过在导电粘合剂620或760上附着导体(未示出)或者将导体插入到导电粘合剂620或760中，包括导电粘合剂620或760以及导体的电极可用作滤波器。保护膜可附着到导电粘合剂620或760并附着到支撑部件600或740的两侧，并且保护导电粘合剂620或760以及支撑部件600或740的粘合表面。图8是根据本发明的另一实施例的用于测量生物电势的多通道电极的俯视图。图8的多通道电极包括导电粘合剂820和支撑部件800，并且可包括至少两个金属电极830、832、834和836，并且还可包括至少两个端子850、852、854和856。尽管在图8中示出了四个金属电极，但是本发明不限于此。如果需要，还可在导电粘合剂820上改变金属电极830、832、834和836的位置。可根据导电粘合剂820的粘合强度和粘性省略支撑部件800和粘合材料(图9的920)。图9是根据本发明的另一实施例的用于测量生物电势的多通道电极的截面图。图9的多通道电极包括导电粘合剂960、支撑部件940以及三个金属电极970、975和977，并且粘合材料920可涂覆在支撑部件940上，以当支撑部件940附着到活体时保证粘合强度。图9的多通道电极还可包括保护膜900和980，以保护导电粘合剂960和支撑部件940。可根据导电粘合剂960的粘合强度和粘性省略支撑部件940和粘合材料920。至少两个电极附着到导电粘合剂820或960的一侧，并且导电粘合剂820或960的另一侧附着到活体。导电粘合剂820或960具有预定的面积和厚度并且一体地形成。支撑部件800或940支撑导电粘合剂820或960，从而当导电粘合剂820或960附着到活体时导电粘合剂820或960不会上下左右晃动。可附着到活体的粘合材料920可被涂覆在支撑部件800或940的与活体接触的一侧上。根据导电粘合剂820或960的粘合强度和粘性，当承载力足够时，可省略支撑部件800或940以及粘合材料920。至少两个金属电极(例如，四个金属电极830、832、834和836)附着到导电粘合剂820，并且在这种情况下，在至少两个金属电极830、832、834和836之间形成阻抗。根据导电粘合剂820或960的厚度调整阻抗，并且至少两个金属电极没有由于阻抗而短路。如果导电粘合剂820或960的 厚度增加则阻抗变小，如果导电粘合剂820或960的厚度减小则阻抗变大。
阻抗可根据至少两个金属电极安置在导电粘合剂820或960上的点之间的距离而被调整，并且随距离增加而变大。此外，阻抗可根据至少两个金属电极的面积而被调整，并且随面积增加而变小。通过将导体(未示出)附着在导电粘合剂820或960上或者将导体插入到导电粘合剂820或960中，包括导电粘合剂820或960以及导体的电极可用作滤波器。保护膜900和980可附着到导电粘合剂820或960并附着到支撑部件800或940的两侧，并且保护导电粘合剂820或960以及支撑部件800或940的粘合表面。此外，至少两个金属电极830、832、834和836可直接连接到生理信号测量设备的输入通道端子，并且可通过至少两个端子(例如，四个端子850、852、854和856)连接到输入通道端子。至少两个端子850、852、854和856分别对应于至少两个金属电极830、832、834和836，并且至少两个金属电极830、832、834和836可通过至少两个端子850、852、854和856
连接到生理信号测量设备。图4示出了用于测量生物电势的普通电极的示例。为了通过使用普通电极测量N点处的电势(这里，N是正数)，需要由诸如Ag-AgCl,Au,Pt或不锈钢的金属形成的N个金属垫以及位于N个金属垫之前的N个导电粘合剂(例如，水凝胶)垫。参照图4，在普通电极中，针对金属电极430、432和434分别形成导电粘合剂420、422和424，并且需要支撑部件410以支撑导电粘合剂420、422和424。图4示出了形成三个金属电极430、432和434 以及三个导电粘合剂420、422和424的情况。从金属电极430、432和434接收的生理信号通过放大器440进行放大，并且放大的生理信号被发送到生理信号测量设备450。另一方面，如上所述，根据本发明的以上实施例的用于测量生物电势的电极包括N个金属电极垫和单个导电粘合剂垫，并且由此提供抗运动伪像的信号测量环境。图10示出了通过使用根据本发明的实施例的用于测量生物电势的电极测量两个不同位置处的差分信号的示例。用于测量从正(+)电极和负(_)电极获得的活体电势差的电极连接到差分放大器1030以形成一个通道。参照图10，没有针对三个金属电极1020、1022和1024分别形成相应的导电粘合齐U，而是针对三个金属电极1020、1022和1024共同形成单个导电粘合剂1010。此外，支撑部件1000被形成为支撑导电粘合剂1010。从金属电极1020、1022和1024接收的生理信号通过放大器1030进行放大，然后放大的生理信号被发送到生理信号测量设备1040。在根据本发明的另一实施例的用于测量生物电势的电极中，多个金属电极可以安置在单个导电粘合剂上。图11示出了包括N个金属垫的多通道电极，并且示出了用于测量两个位置之间的电势差的电极的示例。在导电粘合剂1120上示出了可附着电极的七个位置1140、1141、1142、1143、1144、1145和1146。支撑部件1100支撑导电粘合剂1120，从而导电粘合剂1120不会上下左右晃动。图12A和图12B示出了通过用于活体的电极的信号传输路径的电路模型。图12A示出了单个电极与活体的皮肤之间的接口的电路模型，并且具体示出了当用于测量生物电势的电极附着到活体的皮肤时用于测量生物电势的所述电极与活体的皮肤之间的接口的电路模型。电路模型的每层由阻抗和/或电容形成，并且在不同材料彼此靠近的双层中产生半电池电势E23。图12B示出了一对电极和差分信号测量路径的电路模型，并且具体示出了当通过两个电极测量不同点之间的电势差时从信号源(例如，心脏)到差分放大器的闭环。当测量信号源的两个端子之间的电势差时由动态变化引发的信号传输路径的电特性(例如，阻抗)的变化产生测量的信号的失真，并且由此信噪比(SNR)降低。图13示出了使用根据本发明的实施例的具有单个导电粘合剂的用于测量生物电势的电极的情况的电路模型，并且具体示出了用于活体的电极与活体的皮肤之间的接口的电路模型。在图13的电路模型中，由于具有在信号传输路径的两个端子a与b之间连接电阻器的效果，所以当连接电阻器的阻抗值足够低时，形成两个闭环，并且差分放大器IA测量与差分放大器IA的输入端子相邻的闭环的电势差，并且由此信号源的电势差被去除。然而，在随着连接电阻器的阻抗值增大而保持远离差分放大器IA的输入端子的闭环的电势差的同时，可通过在活体的皮肤与电极之间提供稳定粘结性将接口的变化最小化，并且由此，信号传输路径的电特性的变化可被最小化。图14示出了生理信号的减小的示图，测量的生理信号的减小取决于电路径上的连接电阻器R17的大小。在图14中，位于两个源连接到放大器的结构的中间的电阻器R17减小电阻器R17的两侧之间的电势差。在这种情况下，如图14的右侧的曲线图中所示，电势差的减小率根据电阻器R17的大小而变化。该曲线图示出了电阻器R17是100欧姆、Ik欧姆或IOk欧姆的情况。可通过控制连接电阻器R17的大小在最后输出端子处调整心电图(ECG)信号。图15是示出根据本发明的实施例的用于测量生物电势的电极的电路仿真的结果的示图。图15示出了图14所示的电路的最后输出端子的信号。位于图14的圆圈(R17)的右侧中的源的信号(由于外部刺激和运动伪像源导致的半电池电势变化)与ECG信号进行混合。最后输出端子的信号(作为混合信号)显现为图15中那样。与传统技术不同，单个导电粘合剂垫可在不使用用于测量 除生理信号之外的其它物理量的外部额外传感器或信号源的情况下，通过将接口的变化最小化来减小运动伪像，并且可提高SNR。图16示出了根据本发明的实施例的生理信号测量系统。图16的生理信号测量系统包括用于测量生物电势的电极1600(电极1600包括至少两个金属电极(例如,五个金属电极1610、1612、1614、1616和1618))、放大器1630和处理器1640，并且还可包括存储单元1650以及无线发送和接收单元660。用于测量生物电势的电极1600还包括如图6中所示的导电粘合剂620和支撑部件600。在图16中，没有示出导电粘合剂620和支撑部件600。如以上参照图6所述，至少两个电极附着到导电粘合剂620的一侧，并且导电粘合齐IJ 620的另一侧附着到活体。导电粘合剂620具有预定的面积和厚度，并且形成为一体。支撑部件600支撑导电粘合剂620，从而当导电粘合剂620附着到活体时导电粘合剂620不会上下左右晃动。可根据导电粘合剂620的粘合强度和粘性省略支撑部件600。参照图16，至少两个金属电极1610、1612、1614、1616和1618附着到用于测量生物电势的电极1600的导电粘合剂(未示出)。放大器1630对从至少两个金属电极1610、1612、1614、1616和1618选择的两个金属电极之间的信号差进行放大。处理器1640对由放大器1630放大的信号进行处理。在这种情况下，当至少两个金属电极1610、1612、1614、1616和1618附着到导电粘合剂(未示出)时，在至少两个金属电极1610、1612、1614、1616和1618之间形成阻抗。该阻抗可根据导电粘合剂(未示出)的厚度而被调整，并且至少两个金属电极1610、1612、1614、1616和1618没有由于阻抗而短路。用于测量生物电势的电极1600还可包括位于导电粘合剂(未示出)之上并且对信号进行滤波的导体。此外，图16的系统可包括超过两个的放大器。在这种情况下，每个放大器对从金属电极1610、1612、1614、1616和1618选择的两个金属电极之间的信号差进行放大，并且通过超过两个的放大器获得的多通道信号被发送到处理器1640。可通过在经由其向处理器1640发送多通道信号的传输路径上设置复用器(MUX)执行信号选择。例如，经过两个金属电极1610和1612的电信号可输入到第一放大器(未不出)，经过另外两个金属电极1612和1614的电信号可输入到第二放大器(未不出)，经过另外两个金属电极1616和1618的电信号可输入到第三放大器(未示出)。以这种方式，通过第一放大器到第三放大器获得的多通道信号被发送到处理器1640。在这种情况下，可通过在经由其向处理器1640发送多通道信号的传输路径上设置复用器来执行信号选择。处理器1640通过执行预定程序对从放大器1630接收的信号进行处理，并且存储单元1650存储所述预定程序和处理的数据。无线发送和接收单元1660可将处理的数据发送到外部装置，并且可以从外部装置无线地接收信号。图17示出了根据本 发明的另一实施例的生理信号测量系统。图17的生理信号测量系统包括用于测量生物电势的电极1700、放大器1730和处理器1740，并且还可包括存储单元1750和无线发送和接收单元1760。用于测量生物电势的电极1700包括导电粘合剂820、支撑部件800和至少两个金属电极(例如，如图8所示的四个金属电极830、832、834和836)。在图17中，没有示出导电粘合剂820和支撑部件800，并且至少两个金属电极830、832、834和836被表示为至少两个金属电极 1710、1712、1714、1716 和 1718。如以上参照图8所述，至少两个金属电极830、832、834和836附着到导电粘合剂820的一侧，并且导电粘合剂820的另一侧附着到活体。导电粘合剂820具有预定的面积和厚度，并且形成为一体。支撑部件800支撑导电粘合剂820，从而当导电粘合剂820附着到活体时导电粘合剂820不会上下左右晃动。可粘附到活体的粘合材料920可被涂覆在支撑部件800的与活体接触的一侧上。可根据导电粘合剂820的粘合强度和粘性省略支撑部件800和粘合材料920。参照图17，至少两个金属电极1710、1712、1714、1716和1718附着到导电粘合剂820。此外，至少两个金属电极1710、1712、1714、1716和1718可直接连接到用于测量生理信号的系统的输入通道端子，或者可通过至少两个端子1770、1772、1774和1776连接到系统的输入通道端子。至少两个端子1770、1772、1774和1776分别对应于至少两个金属电极1710、1712、1714、1716和1718，并且至少两个金属电极1710、1712、1714、1716和1718可通过至少两个端子1770、1772、1774和1776连接到生理信号测量系统。放大器1730对从至少两个金属电极1710、1712、1714、1716和1718选择的两个金
属电极之间的信号差进行放大。处理器1740对由放大器1730放大的信号进行处理。用于测量生物电势的电极1700还可包括位于导电粘合剂(未示出)上并且对生理信号进行滤波的导体。此外，图17的物理信号测量系统可包括多个放大器。如以上参照图16所述，每个放大器可对通过从金属电极1710、1712、1714、1716和1718选择的两个金属电极输入的信号之间的差进行放大，然后放大的信号被发送到处理器1740。处理器1740通过执行预定程序对从放大器1730接收的放大的信号进行处理，并且存储单元1750存储所述预定程序和处理的数据。无线发送和接收单元1760可将处理的数据发送到外部装置，并且可以从外部装置无线地接收信号。图18是解释根据本发明的实施例的用于输出多通道生理信号的生理信号测量系统的框图。参照图18，经过从多个金属电极1802、1803、1804、1805、1806和1807选择的两个任意金属电极的电信号输入到相应的放大器。例如，经过两个金属电极1802和1803的电信号输入到第一放大器，经过两个金属电极1803和1805的电信号输入到第二放大器,经过两个金属电极1804和1807的电信号输入到第三放大器，经过两个金属电极1806和1803的电信号输入到第四放大器。每个放大器的输出由电极选择单元(例如，MUX) 1820进行选择，并且电极选择单 元1820的输出在处理器1840中进行处理以输出多通道生理信号。图19示出了根据本发明的实施例的生理信号测量系统的实施示例。参照图19，经过从附着到用于测量生物电势的电极的多个金属电极1900、1902、1904、1906和1908选择的两个任意金属电极的电信号输入到差分放大器1910,然后由差分放大器1910进行放大。差分放大器1910的输出被输入到处理器1920，然后通过使用用户期望的应用程序进行处理。当处理的数据从处理器1920被发送到无线传输单元1930时，处理的信号经由天线1950被输出到外部。处理的数据存储在存储单元1940中，并且电源I960向生理信号测量系统提供电源电压。图20是示出根据本发明的实施例的制造用于测量生物电势的电极的方法的流程图。参照图20，用于支撑具有预定面积和厚度的导电粘合剂的支撑部件被切割，从而使得具有预定大小的导电粘合剂可被插入(操作S2000)。活体粘合剂(即，粘合材料)被涂覆在或附着到与支撑部件的活体接触的一侧(操作S2020)。导电粘合剂被插入在支撑部件中(操作S2040)。然后，保护膜可附着到导电粘合剂并附着到支撑部件的两侧(操作S2060)。在这种情况下，至少两个金属电极附着到导电粘合剂的一侧，并且导电粘合剂的另一侧附着到活体。根据导电粘合剂的厚度调整当至少两个金属电极附着到导电粘合剂时在所述至少两个金属电极之间形成的阻抗，并且所述至少两个金属电极没有由于阻抗而短路。在制造用于测量生物电势的电极的方法中，与至少两个金属电极分别对应并且用于将至少两个金属电极连接到生理信号测量系统的至少两个端子可附着到导电粘合剂。尽管已经参照本发明总体构思的示例性实施例具体示出和描述了本发明总体构思，但是本领域普通技术人员应该明白，在不脱离权利要求限定的本发明总体构思的精神和范围的情况下，可以对其 进行形式和细节上的多种改变。
权利要求
1.一种用于测量生物电势的电极，所述电极包括: 导电粘合剂，导电粘合剂的一侧附着到至少两个金属电极，导电粘合剂的另一侧附着到活体，并且导电粘合剂具有预定的面积和厚度；以及 支撑部件，当导电粘合剂附着到活体时支撑导电粘合剂， 其中，根据导电粘合剂的厚度调整当所述至少两个金属电极附着到导电粘合剂时在所述至少两个金属电极之间形成的阻抗，并且所述至少两个金属电极没有由于所述阻抗而短路。
2.根据权利要求1所述的电极，其中，粘附到活体的粘合材料被涂覆在支撑部件的与活体接触的一侧上。
3.根据权利要求1所述的电极，其中，根据所述至少两个金属电极设置在导电粘合剂上的点之间的距离调整所述阻抗。
4.根据权利要求1所述的电极，其中，根据所述至少两个金属电极的面积调整所述阻抗。
5.根据权利要求1所述的电极，其中，根据导电粘合剂的成分调整所述阻抗。
6.根据权利要求1所述的电极，还包括位于导电粘合剂上并且对电信号进行滤波的导体。
7.根据权利要求1所述的电极，其中，保护膜附着到导电粘合剂并附着到支撑部件的两侧。
8.一种用于测量生物电势的电极，所述电极包括: 导电粘合剂，导电粘合剂的一侧附着到至少两个金属电极，并且导电粘合剂的另一侧附着到活体，并且导电粘合剂具有预定的面积和厚度； 所述至少两个金属电极，附着到导电粘合剂的一侧； 支撑部件，当导电粘合剂附着到活体时支撑导电粘合剂， 其中，根据导电粘合剂的厚度调整当所述至少两个金属电极附着到导电粘合剂时在所述至少两个金属电极之间形成的阻抗，并且所述至少两个金属电极没有由于所述阻抗而短路。
9.根据权利要求8所述的电极，其中，所述至少两个金属电极直接连接到生理信号测量系统。
10.根据权利要求8所述的电极，还包括:至少两个端子，分别与所述至少两个金属电极对应，并且用于将所述至少两个金属电极连接到生理信号测量系统。
11.根据权利要求8所述的电极，其中，粘附到活体的粘合材料被涂覆在支撑部件的与活体接触的一侧上。
12.根据权利要求8所述的电极，其中，根据所述至少两个金属电极设置在导电粘合剂上的点之间的距离调整所述阻抗。
13.根据权利要求8所述的电极，其中，根据所述至少两个金属电极的面积调整所述阻抗。
14.根据权利要求8所述的电极，其中，根据导电粘合剂的成分调整所述阻抗。
15.根据权利要求8所述的电极，还包括位于导电粘合剂上并且对电信号进行滤波的导体。
16.一种用于测量生理信号的系统，所述系统包括: 电极，用于测量生物电势； 至少两个金属电极，附着到用于测量生物电势的所述电极； 放大器，对从所述至少两个金属电极选择的两个金属电极之间的信号差进行放大； 处理器，对由放大器放大的信号进行处理， 其中，用于测量生物电势的所述电极包括: 导电粘合剂，导电粘合剂的一侧附着到所述至少两个金属电极，导电粘合剂的另一侧附着到活体，并且导电粘合剂具有预定的面积和厚度；以及支撑部件，当导电粘合剂附着到活体时支撑导电粘合剂， 其中，根据导电粘合剂的厚度调整当所述至少两个金属电极附着到导电粘合剂时在所述至少两个金属电极之间形成的阻抗，并且所述至少两个金属电极没有由于所述阻抗而短路。
17.根据权利要求16所述的系统，其中，所述电极还包括位于导电粘合剂上并且对电信号进行滤波的导体。
18.根据权利要求16所述的系统，还包括用于从所述至少两个金属电极选择两个金属电极的金属电极选择单元。
19.根据权利要求16所述的系统，其中，处理器通过执行预定程来序处理数据， 所述系统还包括:存储单元，用于存储程序和处理的数据；以及 无线发送和接收单元，用于将处理的数据发送到外部装置。
20.一种测量生理信号的系统，所述系统包括: 电极，用于测量生物电势，包括至少两个金属电极； 放大器，对从所述至少两个金属电极选择的两个金属电极之间的信号差进行放大； 处理器，对由放大器放大的信号进行处理， 其中，用于测量生物电势的所述电极包括: 导电粘合剂，导电粘合剂的一侧附着到所述至少两个金属电极，导电粘合剂的另一侧附着到活体，并且导电粘合剂具有预定的面积和厚度； 所述至少两个金属电极，附着到导电粘合剂的一侧； 支撑部件，当导电粘合剂附着到活体时支撑导电粘合剂， 其中，根据导电粘合剂的厚度调整当所述至少两个金属电极附着到导电粘合剂时在所述至少两个金属电极之间形成的阻抗，并且所述至少两个金属电极没有由于所述阻抗而短路。
21.根据权利要求20所述的系统，其中，所述电极还包括位于导电粘合剂上并且对电信号进行滤波的导体。
22.根据权利要求20所述的系统，还包括用于从所述至少两个金属电极选择两个金属电极的金属电极选择单元。
23.根据权利要求20所述的系统，其中，处理器通过执行预定程序来处理数据， 所述系统还包括: 存储单元，用于存储程序和处理的数据；以及无线发送和接收单元，用于将处理的数据发送到外部装置。
24.一种制造用于测量生物电势的电极的方法，所述方法包括: 切割用于支撑具有预定面积和厚度的导电粘合剂的支撑部件，从而插入具有预定尺寸的导电粘合剂； 将活体粘合剂涂覆在或者附着到支撑部件的与活体接触的一侧；以及 将导电粘合剂插入到支撑部件中， 其中，导电粘合剂的一侧附着到至少两个金属电极，导电粘合剂的另一侧附着到活体，其中，根据导电粘合剂的厚度调整当所述至少两个金属电极附着到导电粘合剂时在所述至少两个金属电极之间形成的阻抗，并且所述至少两个金属电极没有由于所述阻抗而短路。
25.根据权利要求24所述的方法，还包括；将保护膜附着到导电粘合剂并附着到支撑部件的两侧。
26.根据权利要求24所述的方法，还包括: 将所述至少两个金属电极附着到导电粘合剂，以及 将至少两个端子附着到导电粘合剂，所述至少两个端子分别与所述至少两个金属电极对应并且用于将所述至少两·个金属电极连接到生理信号测量系统。
全文摘要
本发明提供了一种测量生物电势的电极、一种制造电极的方法和一种用于测量生理信号的系统，该电极包括导电粘合剂，导电粘合剂的一侧附着到至少两个金属电极，导电粘合剂的另一侧附着到活体，并且导电粘合剂具有预定的面积和厚度；以及支撑部件，当导电粘合剂附着到活体时支撑导电粘合剂，其中，根据导电粘合剂的厚度调整当所述至少两个金属电极附着到导电粘合剂时在所述至少两个金属电极之间形成的阻抗，并且所述至少两个金属电极没有由于所述阻抗而短路。
文档编号A61B5/04GK103239221SQ20131004674
公开日2013年8月14日 申请日期2013年2月6日 优先权日2012年2月7日
发明者高秉勋, 李卓炯, 金渊皓, 申健洙 申请人:三星电子株式会社