專(zhuān)利名稱(chēng)：運(yùn)動(dòng)偽差消除微電極的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及生物電勢(shì)傳導(dǎo)領(lǐng)域。更具體而言，本發(fā)明涉及具有運(yùn)動(dòng)偽差消除 (motion artifact rejection)的生物電勢(shì)微電極。
背景技術(shù)：
應(yīng)用至病人的皮膚的電極被普遍使用來(lái)非侵入性地獲得生物電勢(shì)信號(hào)，該信號(hào)在 確定病人的生理狀況或病人的機(jī)能中是有用的。哺乳動(dòng)物的皮膚解剖展示出高的電阻杭。 此電阻抗降低了由電極獲得的生物電勢(shì)信號(hào)的量值和信噪比。在使用電極之前，常見(jiàn)的是 擦拭皮膚和/或?qū)㈦娊赓|(zhì)凝膠涂敷至皮膚，以改善信號(hào)的電氣特性。涂敷電解質(zhì)凝膠的備選方法是在電極上形成刺針，該刺針穿透皮膚的外層，這降 低了電極-皮膚界面的阻杭。然而，即使在改善電極-皮膚界面的電氣特性之后，運(yùn)動(dòng)偽差 是獲取的生物電勢(shì)信號(hào)中的誤差的重要來(lái)源。運(yùn)動(dòng)偽差是由病人、電極或?qū)Ь€(xiàn)的運(yùn)動(dòng)引起 的，該導(dǎo)線(xiàn)將獲得的生物電勢(shì)信號(hào)傳輸回信號(hào)處理器。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明公開(kāi)涉及用于生物電勢(shì)信號(hào)的測(cè)量的微電極系統(tǒng)。該微電極系統(tǒng)包括襯 底，該襯底帶有從襯底延伸的微電扱。加速度計(jì)與該襯底集成。該加速度計(jì)產(chǎn)生指示襯底 的加速度的加速度信號(hào)。加速度計(jì)測(cè)量電路被電氣地聯(lián)接至該加速度計(jì)。一種測(cè)量來(lái)自病人的生物電勢(shì)的方法包括用微電極感測(cè)生物電勢(shì)。該生物電勢(shì)通 過(guò)與該微電極電氣連通的放大器放大。電極的運(yùn)動(dòng)通過(guò)與電極襯底集成的加速度計(jì)感測(cè)。 測(cè)得的生物電勢(shì)和測(cè)得的運(yùn)動(dòng)被提供給電子控制器。本文公開(kāi)的生物電勢(shì)電極包括娃襯底。微電極設(shè)置在該娃襯底上。加速度計(jì)與娃 襯底集成。加速度計(jì)包括從娃襯底蝕刻出的檢測(cè)質(zhì)量。該檢測(cè)質(zhì)量由至少一個(gè)支承件從襯 底懸1 O


附示了當(dāng)前預(yù)期實(shí)施本發(fā)明公開(kāi)的最佳模式。在附圖中圖1描繪了水平對(duì)齊的微電極的實(shí)施例；圖2描繪了垂直對(duì)齊的微電極的實(shí)施例；圖3A和圖;3B描繪了備選的加速度計(jì)實(shí)施例；圖4A-圖4C描繪了備選的加速度計(jì)電路；圖5A-圖5D描繪了在該微電極的建造的不同階段的微電極；并且圖6是描繪了測(cè)量生物電勢(shì)的方法的實(shí)施例的步驟的流程圖。零部件清單10電極12基礎(chǔ)襯底
14微電極16加速度計(jì)18電子器件19絕緣層20導(dǎo)線(xiàn)22刺針電極24電極空腔26娃28摻硼層30彈簧32電極34蔭罩36接觸墊50電極52加速度計(jì)54硅襯底56彈簧58電極60蔭罩62絕緣層64導(dǎo)線(xiàn)66控制墊68電子器件70刺針電極72電鍍74通孔76焊盤(pán)100加速度計(jì)102檢測(cè)質(zhì)量104框架106彈簧支承件108電極110電極112電極組114電極組116電極組118電極組120加速度計(jì)122長(zhǎng)度對(duì)齊的加速度計(jì)
124寬度對(duì)齊的加速度計(jì)
126檢測(cè)質(zhì)量
128框架
130彈簧
132伸長(zhǎng)的電極
134伸長(zhǎng)的電極
136箭頭
138箭頭
200電子器件
202電極
204微電極
206刺針
208襯底
210加速度計(jì)
212加速度測(cè)量電路
214生物電勢(shì)放大器
216第一電引線(xiàn)
218第二電引線(xiàn)
220電子器件
222電極
224微電極
226刺針
228襯底
230加速度計(jì)
232絕緣層
234加速度測(cè)量電路
236生物電勢(shì)放大器
238電氣連接
240電氣連接
250電子器件
252前端電子器件
254電極
256后端電子器件
258交流電源
260電極信號(hào)
262測(cè)量加速度的電子器件
264分流電阻
266放大器
268加速度檢測(cè)器
270生物電勢(shì)放大器
272微電極
274刺針
276襯底
278加速度計(jì)
280電源
282加速度電路
284整流器
286可變電源
288加速度信號(hào)
290振蕩器
292放大器
294探測(cè)器
296引線(xiàn)
300電極
302硅襯底
304氮化層
306摻硼層
308電極空腔
310檢測(cè)質(zhì)量
312加速度計(jì)
314微電極
315刺針電極
318移除的部分
320彈簧
322電極
400流程圖
402步驟
404步驟
406步驟
408步驟
410步驟
412步驟
414步驟
具體實(shí)施例方式
典型地使用皮膚安裝的監(jiān)視電極來(lái)獲取生物電勢(shì)。人體皮膚是由三個(gè)不同的層組成角質(zhì)層，活性表皮和真皮。被稱(chēng)為角質(zhì)層的皮膚外部的10微米至15微米是死的組織， 其形成了身體的主要屏障。角質(zhì)層是皮膚阻抗的主要貢獻(xiàn)者，并且是皮膚安裝的電極的信噪比特性方面的主要因素?；钚员砥?50微米至100微米)位于角質(zhì)層之下?；钚员砥ぐɑ畹募?xì)胞，但幾乎不含神經(jīng)并且沒(méi)有血管。到達(dá)活性表皮的皮膚穿刺是無(wú)痛的，因?yàn)樯窠?jīng)存在于更深的組織中。在活性表皮之下是真皮。真皮形成了皮膚體積的大部分，并且包含活的細(xì)胞、神經(jīng)和血管。使用能夠穿透角質(zhì)層并且進(jìn)入活性表皮的多個(gè)導(dǎo)電的刺針，微電極降低了皮膚阻抗。電極刺針的長(zhǎng)度范圍典型地為50微米至250微米，并且排列成100根至10000根刺針的陣列。刺針具有必要的鋒利度，例如來(lái)穿透角質(zhì)層和活性真皮。圖1描繪了電極10的一個(gè)實(shí)施例。該電極10實(shí)施了水平地堆放的布置，由此各個(gè)部件在基礎(chǔ)襯底12上水平地對(duì)齊。該基礎(chǔ)襯底12可由硅材料制成。電極10還包括聯(lián)接至基礎(chǔ)襯底12的三個(gè)部件。這三個(gè)部件包括微電極14、加速度計(jì)16和電子器件18。在本發(fā)明中，一些部件的相互作用被描述為被聯(lián)接。用語(yǔ)“聯(lián)接”在此申請(qǐng)中被用來(lái)包括機(jī)械或電氣連接，以及直接或間接的連接。圖1的電極10將微電極14、加速度16和電子器件18作為在基礎(chǔ)襯底12上水平地對(duì)齊的分離的部件而布置。一些實(shí)施例可包括部件(14，16，18)和基礎(chǔ)襯底12之間的絕緣層19。微電極14、加速度計(jì)16和電子器件18使用連接這些部件的導(dǎo)線(xiàn)20來(lái)電氣地連接。作為備選應(yīng)該理解的是，可備選地使用微電極14、加速度16和電子器件18之間的另一形式的電氣連接。電氣連接的此類(lèi)備選形式可包括但不限于基礎(chǔ)襯底12上的印刷連接。微電極14包括了用銀(Ag)或銀/氯化銀(Ag/AgCl)電鍍的多個(gè)刺針22。在純銀涂層的情況下，表面被動(dòng)地隨著時(shí)間流逝被一層氯化銀覆蓋。通過(guò)將組織中的離子電流轉(zhuǎn)換為金屬導(dǎo)體中的電子運(yùn)動(dòng)，該銀/氯化銀涂層改善了刺針22的電導(dǎo)率。刺針22的長(zhǎng)度在50微米至250微米的范圍之間。此長(zhǎng)度范圍適合穿透角質(zhì)層并進(jìn)入活性表皮，還提供了刺針長(zhǎng)度上的足夠范圍，使得足夠數(shù)量的刺針無(wú)視病人皮膚上的缺陷而穿透活性表皮。微電極14通過(guò)從硅襯底沈蝕刻出電極空腔M、并且在摻硼層28上沉積刺針22 來(lái)產(chǎn)生。本文將更詳細(xì)地描述此過(guò)程。如上文確認(rèn)的，刺針22對(duì)角質(zhì)層的穿透為由電極10獲得的生物電勢(shì)提供了改善的信噪比。所獲得的生物電勢(shì)中的誤差的另一顯著來(lái)源是運(yùn)動(dòng)偽差。如上所述，運(yùn)動(dòng)偽差可產(chǎn)生自病人的運(yùn)動(dòng)、電極的運(yùn)動(dòng)或從電極延伸至監(jiān)視設(shè)備(未描繪)的引線(xiàn)(未描繪) 的運(yùn)動(dòng)。結(jié)合生物電勢(shì)質(zhì)量的指標(biāo)，可使用運(yùn)動(dòng)偽差檢測(cè)來(lái)標(biāo)記可能被污染的生物電勢(shì)數(shù)據(jù)，或可采用信號(hào)處理來(lái)將估計(jì)的運(yùn)動(dòng)偽差從獲得的生物電勢(shì)中除去。通過(guò)在該電極10中集成加速度計(jì)16，電極10能夠獲得改善的生物電勢(shì)采集。通過(guò)將加速度計(jì)16定位在電極 10上，該加速度計(jì)可測(cè)量由電極10經(jīng)歷的運(yùn)動(dòng)，產(chǎn)生了對(duì)于在該獲得的生物電勢(shì)中存在的運(yùn)動(dòng)偽差的改善的估測(cè)。加速度計(jì)包括由多個(gè)彈簧30從加速度計(jì)16懸吊的檢測(cè)質(zhì)量(未描繪)。多個(gè)電極32被策略性地排列，使得檢測(cè)質(zhì)量的加速度可被測(cè)量。加速度計(jì)的具體實(shí)施例和構(gòu)造將在本發(fā)明中進(jìn)一步詳細(xì)公開(kāi)。加速度計(jì)16由保護(hù)加速度計(jì)部件并提供電氣和沉積隔離的蔭罩34覆蓋。加速度計(jì)16上的接觸墊36使部件之間能夠進(jìn)行電氣連接，例如通過(guò)導(dǎo)線(xiàn)20。導(dǎo)線(xiàn)20從加速度計(jì) 16上的接觸墊36連接至電子器件18。本發(fā)明將更詳細(xì)地描述電子器件18的實(shí)施例，特別地參考圖4。圖2描繪了電極50的一個(gè)備選實(shí)施例。該電極50按照?qǐng)D1中描繪的電極10的水平布置的備選定向的垂直堆疊布置而排列。在電極50垂直堆疊布置中，加速度計(jì)52從硅襯底M建造。如上參考圖1所描述的，加速度計(jì)包括通過(guò)彈簧56從襯底M懸吊的檢測(cè)質(zhì)量(未描繪)，以及用于感測(cè)檢測(cè)質(zhì)量的加速或移位的策略性地定位的電極58。蔭罩60被沉積在加速度計(jì)52的頂部以保護(hù)該加速度計(jì)。進(jìn)一步的絕緣層62位于蔭罩60的頂部上，以提供加速度計(jì)52和堆積在其上方的部件之間的附加的電氣隔離。導(dǎo)線(xiàn)64從加速度計(jì)52上的接觸墊66向上延伸至位于絕緣層62之上的電子器件68。導(dǎo)線(xiàn) 64提供了加速度計(jì)52和電子器件68之間的電氣連接。刺針電極70進(jìn)一步堆疊在電子器件68的頂上。刺針電極70由銀或銀/氯化銀電鍍72覆蓋，以便改善刺針電極70的電導(dǎo)率。刺針電極70通過(guò)通孔74和焊盤(pán)76電氣地連接至電子器件68。圖1和2展示了用于本文公開(kāi)的集成電極的備選實(shí)施例，并且兩個(gè)實(shí)施例以及這些具體公開(kāi)的構(gòu)造的備選形式被認(rèn)為處在本發(fā)明的范圍之內(nèi)。圖3A和圖;3B描繪了結(jié)合在當(dāng)前公開(kāi)的電極實(shí)施例中的當(dāng)前公開(kāi)的加速度計(jì)的備選實(shí)施例。圖3A描繪了分配為檢測(cè)兩個(gè)正交方向上的加速度的加速度計(jì)100。盡管在一些實(shí)施例中可能期望的是測(cè)量所有三個(gè)正交方向上的加速度的加速度計(jì)，但通過(guò)使用信號(hào)處理和策略性的加速度計(jì)設(shè)計(jì)，測(cè)量?jī)蓚€(gè)或甚至一個(gè)方向上的加速度的加速度計(jì)可在本文公開(kāi)的電極實(shí)施例中有效地使用。因此，盡管圖3A和圖;3B的加速度計(jì)設(shè)計(jì)為用于測(cè)量?jī)蓚€(gè)正交方向上的加速度，但應(yīng)該理解的是這些設(shè)計(jì)可被修改來(lái)測(cè)量一個(gè)或三個(gè)正交方向上的加速度，并且落入本發(fā)明公開(kāi)的范圍之內(nèi)。圖3A的加速度計(jì)100包括如將在本文中特別地參考圖5進(jìn)一步詳細(xì)公開(kāi)的由硅構(gòu)造的檢測(cè)質(zhì)量102。該檢測(cè)質(zhì)量由多個(gè)彈簧支承件106從支承框架104懸吊。在正交方向上，多個(gè)電容或電阻傳感器或電極自檢測(cè)質(zhì)量102和框架104 二者延伸。檢測(cè)質(zhì)量102由于加速度計(jì)100的加速度的移位通過(guò)自檢測(cè)質(zhì)量延伸的電極108和自框架104延伸的電極110之間的電容(或阻抗)的變化來(lái)測(cè)量。盡管圖3A的加速度計(jì)100被描繪為帶有四組(112，114，116，118)電極(108， 110)，且在任一方向上對(duì)齊兩組(112，116) (114，118)，應(yīng)該理解的是備選實(shí)施例在各個(gè)方向上可僅使用單獨(dú)一組對(duì)齊的電極108、110。例如，加速度計(jì)100可備選地用電極組112和 114，或另一類(lèi)似變型來(lái)實(shí)施。圖3描繪了加速度計(jì)120的一個(gè)備選實(shí)施例。該加速度計(jì)120不同于如加速度計(jì) 100中配置單獨(dú)的檢測(cè)質(zhì)量來(lái)檢測(cè)多個(gè)方向上的加速度，加速度計(jì)120由兩個(gè)垂直地對(duì)齊的加速度計(jì)構(gòu)成，例如長(zhǎng)度對(duì)齊的加速度計(jì)122和寬度對(duì)齊的加速度計(jì)124。各個(gè)加速度計(jì) 122,124均包括由多個(gè)彈簧130從框架1 懸吊的檢測(cè)質(zhì)量126。伸長(zhǎng)的電極132或傳感器自檢測(cè)質(zhì)量126延伸。另外，電極134或傳感器自框架1 延伸，平行于自檢測(cè)質(zhì)量1 延伸的電極132。連接至加速度計(jì)120的電子器件(圖1)感測(cè)伸長(zhǎng)的電極132和134之間的電容的變化。這指示了檢測(cè)質(zhì)量126的位移和加速度。長(zhǎng)度對(duì)齊的加速度計(jì)122的檢測(cè)質(zhì)量126由于箭頭136的方向上的加速度而移動(dòng)。寬度對(duì)齊的加速度計(jì)124的檢測(cè)質(zhì)量126由于箭頭138的方向上的加速度而移動(dòng)。
作為一個(gè)示例性實(shí)施例，加速計(jì)120在長(zhǎng)度方向(L)上可具有2. 25毫米，并且在寬度方向(W)上可具有1.5毫米的總尺寸。加速度計(jì)122、1M之一的示范性尺寸可為長(zhǎng) 1.50毫米、寬0.5毫米和高0.3毫米。然而，這些尺寸意在由當(dāng)前公開(kāi)的電極中使用的加速度計(jì)的尺寸和/或構(gòu)造的范圍來(lái)限制。圖4A和圖4B總體描繪了與本文公開(kāi)的電極協(xié)同使用的電子器件的備選實(shí)施例。在圖4A中，電子器件200與電極202分隔。如上所述，電極202包括帶有多個(gè)刺針206的微電極204。該微電極204連接至帶有加速度計(jì)210的襯底208。電子器件200包括加速度測(cè)量電路202和生物電勢(shì)放大器214。在一個(gè)示例性實(shí)施例中，生物電勢(shì)為腦電圖(EEG)，然而，應(yīng)當(dāng)理解的是可使用備選實(shí)施例來(lái)獲得心電圖 (ECG)、肌電圖(EMG)或任何其它生物電勢(shì)。加速度測(cè)量電路212提供了通過(guò)第一電引線(xiàn)216提供至加速度計(jì)210的電源電壓。該電源電壓例如為處于IOOKHz頻率的正弦波。此類(lèi)高頻率的電源適用于如本文所公開(kāi)的加速度計(jì)210的尺寸和構(gòu)造。電源電壓供應(yīng)至加速度計(jì)210，并且返回信號(hào)被提供回第二電引線(xiàn)218上的電子器件200。返回信號(hào)可為組合信號(hào)，包括由微電極204獲得的生物電勢(shì)信號(hào)和來(lái)自加速度計(jì)210的加速度信號(hào)。該組合信號(hào)被提供至加速度測(cè)量電路212和生物電勢(shì)放大器214兩者。在此實(shí)施例中，提供至加速度計(jì)210的高頻電源電壓產(chǎn)生了也具有高頻率的組合信號(hào)的加速度部分。另一方面，生物電勢(shì)信號(hào)具有在低頻率范圍中的頻率內(nèi)容，例如0. 5Hz至150Hz之間。因此，加速度測(cè)量電路212設(shè)計(jì)為作為對(duì)低頻率信號(hào)例如生物電勢(shì)信號(hào)的高阻抗而出現(xiàn)，并且生物電勢(shì)放大器214設(shè)計(jì)為作為對(duì)高頻率信號(hào)例如加速度信號(hào)的高阻抗而出現(xiàn)。這有效地在電子器件200內(nèi)將該組合信號(hào)分割為加速度和生物電勢(shì)部分，用于各個(gè)這些信號(hào)的處理。加速度測(cè)量電路212可以以多種方式測(cè)量加速度計(jì)210的移動(dòng)。隨著加速度計(jì) 210的電極相對(duì)彼此改變定向，加速度測(cè)量電路212可測(cè)量電容上的改變。備選地，隨著檢測(cè)質(zhì)量移動(dòng)，加速度測(cè)量電路212可測(cè)量在加速度計(jì)210的相對(duì)側(cè)上產(chǎn)生的電容失衡。在一個(gè)又進(jìn)一步的實(shí)施例中，加速度測(cè)量電路212用來(lái)檢測(cè)作為組合信號(hào)的高頻(IOOKhz)部分的包封(envelope)的檢測(cè)質(zhì)量運(yùn)動(dòng)的相對(duì)低頻率的信號(hào)。如圖4A中所描繪，第一電引線(xiàn)216和第二電引線(xiàn)218將電子器件200連接至電極 202。因此，第一電引線(xiàn)216和第二電引線(xiàn)218的長(zhǎng)度可為從幾厘米至一米或更多的任意長(zhǎng)度。第一電引線(xiàn)216和第二電引線(xiàn)218可以實(shí)施為呈線(xiàn)纜形式的導(dǎo)線(xiàn)，或備選實(shí)施例可使用無(wú)線(xiàn)連接。圖4B描繪了如本文公開(kāi)的電子器件220和電極222的一個(gè)備選實(shí)施例。電極222包括微電極224，其包括多個(gè)電傳導(dǎo)的刺針226。電極222還包括在其中形成了加速度計(jì)230的襯底228。絕緣層232連接在微電極2M和襯底2 之間，以便提供微電極2M和襯底2 之間的電氣隔離。電子器件220包括加速度測(cè)量電路234和生物電勢(shì)放大器236。電子器件220機(jī)械地且電氣地連接至電極222。在描繪的實(shí)施例中，電子器件220機(jī)械地連接至襯底228， 并且加速度計(jì)230通過(guò)電氣連接238電氣地連接至加速度測(cè)量電路234。類(lèi)似地，微電極 224通過(guò)電氣連接MO電氣地連接至生物電勢(shì)放大器236。圖4C描繪了如本文所公開(kāi)的電極和電子器件的一個(gè)進(jìn)一步實(shí)施例。與之前參考圖4A和圖4B公開(kāi)的系統(tǒng)形成比較，圖4C的系統(tǒng)描繪了一種混合實(shí)施方式，該實(shí)施方式將電子器件250分割為機(jī)械地連接至電極2M的前端252，以及距前端252 —定距離但仍電氣地連接至前端252和電極254的后端256。后端256包括交流電壓源258。該交流電壓源258將處于大約IOOKHz或更高的示例性頻率下的交流電壓供應(yīng)至前端電子器件252和電極254。在一個(gè)實(shí)施例中，后端電子器件256接收電極信號(hào)260，包括加速度信號(hào)數(shù)據(jù)和生物電勢(shì)信號(hào)數(shù)據(jù)兩者。加速度信號(hào)數(shù)據(jù)可為呈調(diào)幅的電流信號(hào)的形式。因此，后端256的加速度測(cè)量電子器件2 可設(shè)計(jì)為作為對(duì)低頻信號(hào)例如生物電勢(shì)的高阻抗而出現(xiàn)。通過(guò)一個(gè)示范性實(shí)施例，生物電勢(shì)可具有0. 5Hz至150Hz之間的頻率含量。因此，當(dāng)生物電勢(shì)信號(hào)進(jìn)入加速度測(cè)量電子器件262時(shí)，加速度測(cè)量電子器件226的設(shè)計(jì)有效地將其從電極信號(hào)260中過(guò)濾出。在加速度測(cè)量電子器件262內(nèi)部，分流電阻264 和放大器266處理電極信號(hào)沈0的電流。這被提供至加速度檢測(cè)器沈8，在一個(gè)實(shí)施例中， 該加速度檢測(cè)器268通過(guò)評(píng)估調(diào)幅的電流信號(hào)的包封來(lái)確定感測(cè)的加速度。生物電勢(shì)放大器270還連接至電極信號(hào)沈0。與加速度測(cè)量電子器件262相反，生物電勢(shì)放大器270可設(shè)計(jì)為作為對(duì)高頻信號(hào)的高阻抗而出現(xiàn)，并且因此，該生物電勢(shì)放大器270僅放大電極信號(hào)沈0的生物電勢(shì)信號(hào)部分。備選地，從電極2M可獲得分離的加速度和生物電勢(shì)信號(hào)(未描繪)。電極2M包括帶有多個(gè)電傳導(dǎo)的刺針274的微電極272。該微電極272連接至其中形成有加速度計(jì)278的襯底276。電極2M連接至包括電壓供應(yīng)280和加速度電路282 的前端電子器件252。電源280包括整流器284和可變電源觀4?？勺冸娫?84可作為電壓控制的電路源或電壓控制的負(fù)載而實(shí)施。在反饋回路中，可變電源286接收電極信號(hào)沈0 和來(lái)自加速度電路282的加速度信號(hào)觀8?？勺冸娫?86和整流器284處理由交流電源258 供應(yīng)的交流供應(yīng)電壓?？勺冸娫?86和整流器284調(diào)整交流功率信號(hào)，以使得該信號(hào)適合于提供至加速度計(jì)278。加速度電路282還包括振蕩器290和放大器四2，以便檢測(cè)加速度計(jì)278的加速度。加速度電路282產(chǎn)生加速度信號(hào)觀8，該信號(hào)在前述的反饋回路中提供回可變電源觀6。加速度測(cè)量電路282可以以多種方式測(cè)量加速度計(jì)210的移動(dòng)。隨著加速度計(jì) 278(未描繪)的電極相對(duì)彼此改變定向，加速度測(cè)量電路282可測(cè)量電容上的改變。備選地，隨著檢測(cè)質(zhì)量移動(dòng)，加速度測(cè)量電路觀2可測(cè)量加速度計(jì)278的相對(duì)側(cè)上所產(chǎn)生的電容失衡。在一個(gè)又進(jìn)一步實(shí)施例中，可使用探測(cè)器294來(lái)檢測(cè)作為高頻供應(yīng)電壓信號(hào)上的包絡(luò)的檢測(cè)質(zhì)量的運(yùn)動(dòng)的相對(duì)低頻率的加速度信號(hào)。因此，在圖4C中描繪的實(shí)施例中，電子器件250分為前端電子器件252和后端電子器件256。前端電子器件252機(jī)械地連接至電極254，例如通過(guò)機(jī)械地連接至襯底276。 通過(guò)引線(xiàn)四6，電極信號(hào)260從電極2M和前端電子器件252提供至后端電子器件256。因此，前端電子器件252和后端電子器件256在距離上可從幾厘米至超過(guò)一米的范圍之間變化。此距離將由引線(xiàn)296覆蓋。備選地，應(yīng)該理解的是引線(xiàn)296可由任何形式的電氣信號(hào)連接替代，例如其它形式的有線(xiàn)和/或無(wú)線(xiàn)連接。電子器件的備選實(shí)施方式尋求在接近生物電勢(shì)信號(hào)的采集點(diǎn)的位置處獲得改善的信號(hào)處理的優(yōu)勢(shì)。通過(guò)將加速度計(jì)與電極集成，由加速度計(jì)檢測(cè)到的加速度緊密地與在生物電勢(shì)采集期間由電極經(jīng)歷的運(yùn)動(dòng)力(motion force)類(lèi)似。這包括由于病人的運(yùn)動(dòng)導(dǎo)致的運(yùn)動(dòng)偽差，以及由于電極本身的運(yùn)動(dòng)造成的偽差。在生物電勢(shì)通過(guò)電導(dǎo)線(xiàn)傳輸之前的改進(jìn)的生物電勢(shì)的信號(hào)處理降低了信號(hào)對(duì)運(yùn)動(dòng)或來(lái)自跨越電導(dǎo)線(xiàn)的傳輸?shù)钠渌姶艂尾畹拿舾行?。然而，如圖4B中描繪的在各個(gè)電極上的完整的處理電路的實(shí)施方式會(huì)增大最終的電極的尺寸、復(fù)雜性和成本。因此，實(shí)施例之間的選擇可取決于電極的特定意圖使用或應(yīng)用。圖5A至圖5D描繪了在生產(chǎn)過(guò)程中不同階段處如本文所公開(kāi)的電極的一個(gè)備選實(shí)施例。電極300從沉積氮化物層304和摻硼層306的大體上硅的襯底302開(kāi)始。接著，使用氫氧化鉀(KOH)蝕刻來(lái)從硅襯底302產(chǎn)生電極腔308。電極腔308是將成為微電極314 的起點(diǎn)。另外，還進(jìn)一步使用氫氧化鉀蝕刻來(lái)蝕刻出將成為加速度計(jì)312的檢測(cè)質(zhì)量310。 在環(huán)繞檢測(cè)質(zhì)量310的硅襯底302已被蝕刻掉之后，摻硼層306將檢測(cè)質(zhì)量310固定到位。 另外，使用干蝕刻工藝來(lái)去除摻硼層306的部分318來(lái)產(chǎn)生將成為微電極314和將成為加速度計(jì)312的部分之間的電氣隔離。圖5C描繪了電鍍至摻硼層306的微電極314的刺針316。由于其信號(hào)傳輸和低變應(yīng)特性，刺針316用銀或銀/氯化銀電鍍。將支承檢測(cè)質(zhì)量310的彈簧320沉積在摻硼層306上。在此實(shí)施例中，沉積的彈簧320可由多晶硅構(gòu)成。備選地，彈簧320可由大塊的硅襯底302構(gòu)成，并且在用來(lái)產(chǎn)生檢測(cè)質(zhì)量310的氫氧化鉀蝕刻工序期間產(chǎn)生。一個(gè)或多個(gè)電極322被電鍍?cè)趽脚饘?06上。電極322為在加速期間感測(cè)檢測(cè)質(zhì)量310的移動(dòng)的那些電極。最后，使用六氟化硫(SF6)干蝕刻來(lái)選擇性地移除摻硼層306的部分，刺針電極 316、彈簧320和電極322已沉積或電鍍?cè)谶@些部分上。摻硼層306的移除釋放了檢測(cè)質(zhì)量 310，使得其由彈簧320支承，并且因此可被加速度的力所移動(dòng)。在該備選的實(shí)施例中，其中彈簧320由蝕刻的大塊硅構(gòu)成，從摻硼層306的釋放產(chǎn)生了類(lèi)似的效應(yīng)，將檢測(cè)質(zhì)量310從彈簧320懸吊。應(yīng)該指出的是，圖5中描繪的電極300還描繪了水平地布置的電極的備選實(shí)施例， 然而，類(lèi)似于圖1，電極300從整體的硅襯底建造，而圖1的電極10為獨(dú)立建造的部件的組件。另外，同時(shí)上文的電極300的建造的描述意在僅為該過(guò)程的示例，通過(guò)該示例可建造如本文所公開(kāi)的電極。本領(lǐng)域中的技術(shù)人員將認(rèn)識(shí)到此公開(kāi)的過(guò)程的備選方案，該公開(kāi)過(guò)程并非意在為限制性的。圖6是流程圖400，描繪了一種測(cè)量生物電勢(shì)的方法的實(shí)施例的步驟。在402和 404處，生物電勢(shì)被感測(cè)，并且電極運(yùn)動(dòng)被感測(cè)。生物電勢(shì)和運(yùn)動(dòng)兩者均在同一電極上感測(cè)并且被同時(shí)感測(cè)，因此產(chǎn)生了緊密地代表了當(dāng)生物電勢(shì)被感測(cè)時(shí)的電極的實(shí)際運(yùn)動(dòng)的運(yùn)動(dòng)信號(hào)。接著，在406處，將生物電勢(shì)和電極運(yùn)動(dòng)信號(hào)兩者提供至電子控制器。該電子控制器可位于離病人數(shù)厘米至數(shù)米的距離之內(nèi)。接著，在408處，使用電極運(yùn)動(dòng)信號(hào)來(lái)處理生物電勢(shì)。在408處的生物電勢(shì)的處理可包括在410處使用電極運(yùn)動(dòng)信號(hào)來(lái)識(shí)別被運(yùn)動(dòng)偽差污染的生物電勢(shì)的部分。如果生物電勢(shì)的一部分被識(shí)別為被偽差污染，然后在412處可標(biāo)記該受污染的部分，使得生物電勢(shì)的兩個(gè)部分均被忽略或在稍后的分析中給予較低的權(quán)重。不同于標(biāo)記生物電勢(shì)的個(gè)別部分， 電子控制器可以使用電極運(yùn)動(dòng)信號(hào)來(lái)產(chǎn)生生物電勢(shì)信號(hào)質(zhì)量指數(shù)(indicy)。該生物電勢(shì)信號(hào)質(zhì)量指數(shù)可為獲得的生物電勢(shì)的質(zhì)量的實(shí)時(shí)的表示。如將會(huì)理解的，檢測(cè)到的運(yùn)動(dòng)偽差的存在將降低由該指數(shù)表示的信號(hào)質(zhì)量。在414處可使用電極運(yùn)動(dòng)信號(hào)來(lái)消除受污染的部分中的相關(guān)的運(yùn)動(dòng)偽差。通過(guò)在404處獲得非常接近在生物電勢(shì)采集過(guò)程期間電極的實(shí)際運(yùn)動(dòng)的電極運(yùn)動(dòng)信號(hào)，可有效地使用電極運(yùn)動(dòng)信號(hào)來(lái)過(guò)濾獲得的生物電勢(shì)中的運(yùn)動(dòng)偽差。
此書(shū)面描述使用實(shí)例來(lái)公開(kāi)本發(fā)明，包括最佳模式，并且還使本領(lǐng)域中的技術(shù)人員能夠制造和使用本發(fā)明。本發(fā)明的可授予專(zhuān)利范圍由權(quán)利要求限定，并且可包括由那些本領(lǐng)域中的技術(shù)人員想到的其它實(shí)例。如果它們具有并非不同于權(quán)利要求的字面語(yǔ)言的結(jié)構(gòu)元件，或如果它們包括并非實(shí)質(zhì)不同于權(quán)利要求的字面語(yǔ)言的等價(jià)的結(jié)構(gòu)元件，則此類(lèi)其它實(shí)例意在處在權(quán)利要求的范圍之內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種用于生物電勢(shì)信號(hào)的測(cè)量的電極系統(tǒng)(10，50)，所述系統(tǒng)包括襯底(12，54)；聯(lián)接至所述襯底(12，54)的微電極(14，70)，所述微電極(14，70)包括多個(gè)導(dǎo)電的刺針 (22)；聯(lián)接至所述襯底(12，54)的加速度計(jì)(16，52)；聯(lián)接至所述微電極(14，70)的生物電勢(shì)放大器014，236)；以及聯(lián)接至所述加速度計(jì)(16,5 的加速度測(cè)量電路012，23)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述系統(tǒng)還包括電子器件(18，62，200)， 所述電子器件(18，62，200)處理由所述微電極(14，70)獲得的生物電勢(shì)信號(hào)，以及由所述加速度計(jì)(16,5 獲得的加速度信號(hào)，以改善所述生物電勢(shì)信號(hào)的質(zhì)量。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述電子器件(18，62，200)使用所述加速度信號(hào)來(lái)識(shí)別所述生物電勢(shì)信號(hào)的運(yùn)動(dòng)偽差污染的部分。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述多個(gè)導(dǎo)電的刺針02)包括銀或銀/ 氯化銀涂層(72)。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述加速度計(jì)(16，52)為第一加速度計(jì) (122)，并且還包括第二加速度計(jì)(IM)，所述第一和第二加速度計(jì)(122，124) 二者均機(jī)械地與所述襯底(12，54)集成，所述第一加速度計(jì)(12 和所述第二加速度計(jì)(124)在所述襯底(12，54)中定向成測(cè)量在至少兩個(gè)正交的方向上的加速度。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述電極系統(tǒng)(10，50)測(cè)量腦電圖(EEG) 生物電勢(shì)。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述生物電勢(shì)放大器(214，236)和所述加速度測(cè)量電路(212，234)被機(jī)械地從所述襯底(12，54)分離。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述生物電勢(shì)放大器(214，236)和所述加速度測(cè)量電路(212，234)共用在所述微電極(14，70)與所述生物電勢(shì)放大器(214，236) 和所述加速度測(cè)量電路012，234)之間的至少一根引線(xiàn)00)。
9.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述生物電勢(shì)放大器(214，236)和所述加速度測(cè)量電路012，234)與所述襯底(12，54)集成。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述系統(tǒng)還包括設(shè)置在所述微電極(14， 70)和所述襯底(12,54)之間的絕緣層(19,62).
全文摘要
本發(fā)明涉及運(yùn)動(dòng)偽差消除微電極，具體而言，提供了一種用于生物電勢(shì)信號(hào)的測(cè)量的包括襯底的電極系統(tǒng)。微電極聯(lián)接至該襯底。加速度計(jì)聯(lián)接至該襯底。生物電勢(shì)放大器被電氣地聯(lián)接至微電極，并且加速度測(cè)量電路被電氣地聯(lián)接至加速度計(jì)。一種測(cè)量來(lái)自病人的生物電勢(shì)的方法包括用微電極感測(cè)生物電勢(shì)。該生物電勢(shì)通過(guò)與微電極電氣連通的放大器來(lái)放大。電極的運(yùn)動(dòng)通過(guò)與電極襯底集成的加速度計(jì)來(lái)感測(cè)。測(cè)得的生物電勢(shì)和測(cè)得的運(yùn)動(dòng)被提供至電子控制器。對(duì)應(yīng)于測(cè)得的運(yùn)動(dòng)的部分的測(cè)得的生物電勢(shì)被識(shí)別為偽差污染的部分。
文檔編號(hào)A61B5/04GK102247138SQ20111007178
公開(kāi)日2011年11月23日 申請(qǐng)日期2011年3月17日 優(yōu)先權(quán)日2010年3月17日
發(fā)明者J·維爾塔寧, S·戈拉瓦, S·錢(qián)德拉塞卡蘭 申請(qǐng)人:通用電氣公司