JP2023528664A - 心電図検出デバイスおよび検出回路 - Google Patents

心電図検出デバイスおよび検出回路 Download PDF

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Abstract

ハウジング（１０）が導電材料から作られ得る心電図検出デバイス（０００）であり、心電図検出デバイス（０００）は、ハウジング（１０）に目標電位を提供するよう構成される電圧ホルダ回路（３０）を含み得る。電圧ホルダ回路（３０）によって提供される目標電位と、第３電極（Ｐ３）のために心電図検出回路（２０）によって提供される基準電位との間の電位差は小さい。したがって、ＥＣＧ検出プロセスにおいて、ユーザがハウジング（１０）に偶発的に接触して、ハウジング（１０）を第３電極（Ｐ３）に導通させた場合でも、ハウジング（１０）と第３電極（Ｐ３）との間にリーク電流は生成されないか、または、ハウジング（１０）と第３電極（Ｐ３）との間に小さいリーク電流が生成される。これにより、ＥＣＧ信号への干渉を効率的に低減し、ＥＣＧ検出の正確度を確実にできる。

Description

本願は、参照によって全体が本明細書に組み込まれる、「心電図検出デバイスおよび検出回路」と題する、２０２０年６月１２日に出願された中国特許出願第２０２０１０５３８２３５．１号の優先権を主張する。
本願は電子技術の分野に関し、特に、心電図検出デバイスおよび検出回路に関する。
技術の発展に伴い、ウェアラブルデバイスの機能はますます多様化している。現在、スマートウォッチ（またはスマートバンド）などのウェアラブルデバイスは通常、心電図（ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ， ＥＣＧ）検出機能を有する。
関連技術において、ＥＣＧ検出回路はスマートウォッチに統合され得、ＥＣＧ検出回路は、左腕（ｌｅｆｔ ａｒｍ， ＬＡ）電極、右腕（ｒｉｇｈｔ ａｒｍ， ＲＡ）電極および右脚（ｒｉｇｈｔ ｌｅｇ， ＲＬ）電極に別々に接続され得る。ＥＣＧ検出回路は、ＬＡ電極およびＲＡ電極を使用することによって、ユーザのＥＣＧ信号を収集し得、ＲＬ電極を使用することによってユーザに基準電位を提供して検出信頼性を確実にし得る。ＬＡ電極およびＲＬ電極は通常、スマートウォッチの底部カバーの外側に配置され、すなわち、底部カバーがユーザの皮膚と接触する側に配置される。ＲＡ電極は通常、スマートウォッチのウォッチハウジング上に配置される。ユーザの左手がスマートウォッチを着用しているとき、ＬＡ電極およびＲＬ電極はユーザの皮膚と接触し得る。ユーザがＥＣＧ検出を実行する必要がある場合、ユーザは右手を使用することによってＲＡ電極に接触し得る。この場合、ＥＣＧ回路はユーザのＥＣＧ信号を収集してＥＣＧ検出を実行し得る。
スマートウォッチのウォッチハウジングが金属からできているとき、スマートウォッチの電磁干渉防止および帯電防止性能を確実にするべく、金属製ウォッチハウジングは接地される。したがって、ＥＣＧ検出を実行するためにＲＡ電極に接触するときにユーザの右手が金属製ウォッチハウジングに偶発的に接触する場合、ＲＬ電極は、人体を通じて金属製ウォッチハウジングとの電流経路を形成する。ＲＬ電極と金属製ウォッチハウジングとの間に電位差があるので、ＲＬ電極と金属製ウォッチハウジングとの間にリーク電流の経路が形成され、リーク電流はＥＣＧ検出の正確度に影響する。
本願は心電図検出デバイスおよび検出回路を提供することにより、金属ハウジングにおいて生成されるリーク電流がＥＣＧ検出の正確度に影響するという関連技術の問題を解決する。技術的解決法は以下のとおりである。
一態様によれば、心電図検出デバイスが提供される。デバイスは、導電材料からできているハウジング、ハウジングに配置される心電図検出回路および電圧ホルダ回路、ならびに、ハウジングの外に配置されハウジングから絶縁された第１電極、第２電極および第３電極を備え得る。３つの電極はユーザの皮膚と接触する。心電図検出回路は、第１電極、第２電極および第３電極に別々に接続され得る。心電図検出回路は、第１電極および第２電極を使用することによって心電図信号を収集し、第３電極に基準電位を提供するよう構成される。電圧ホルダ回路はハウジングに接続され、ハウジングに目標電位を提供するよう構成される。目標電位と基準電位との間の電位差は差分閾値より小さい。電圧ホルダ回路によって提供される目標電位と、心電図検出回路によって第３電極に提供される基準電位との間の電位差は小さい。したがって、ＥＣＧ検出プロセスにおいて、ユーザがハウジングに偶発的に接触して、ハウジングを第３電極に導通させた場合でも、ハウジングと第３電極との間にリーク電流は生成されないか、または、ハウジングと第３電極との間に小さいリーク電流が生成される。これにより、ＥＣＧ信号への干渉を効率的に低減し、ＥＣＧ検出の正確度を確実にできる。
実装において、電圧ホルダ回路の出力端はハウジングに接続され、電圧ホルダ回路の入力端は電位プロバイダに接続され、電圧ホルダ回路は、入力端の入力信号に基づいて出力端において目標電位を出力するよう構成される。電圧ホルダ回路は電圧ホルダ回路の入力端における信号入力に基づいて出力端において目標電位を出力し得、目標電位と第３電極の基準電位との間の電位差は小さいので、ハウジングと第３電極との間のリーク電流を効率的に抑制でき、ＥＣＧ検出の正確度を確実にできる。
実装において、電位プロバイダは第３電極、または第２電極、または第１電極、または電源出力端である。電位プロバイダが第３電極であるとき、これにより、ハウジングのために電圧ホルダ回路によって提供される目標電位が第３電極の基準電位とほぼ等しいことを確実にできる。これにより、リーク電流を効率的に抑制できる。電位プロバイダが第２電極または第１電極であるとき、２つの電極の電位と第３電極の基準電位との間の電位差は小さいので、第３電極とハウジングとの間のリーク電流も効率的に低減できる。電位プロバイダが電源出力端であるとき、電源出力端の電位は適切に設計され得、その結果、ハウジングのために電圧ホルダ回路によって提供される目標電位は基準電位とほぼ等しい。これにより、リーク電流の抑制を確実にできる。
実装において、電位プロバイダは第３電極、または第２電極、または第１電極である。電圧ホルダ回路は電圧フォロワ回路である。電圧フォロワ回路の出力端は電圧ホルダ回路の出力端として機能し、ハウジングに接続される。電圧フォロワ回路の入力端は電圧ホルダ回路の入力端として機能し、電位プロバイダに接続される。電圧フォロワ回路は、電位プロバイダの目標電位と実質的に一致するようにハウジングの電位を制御するよう構成される。電圧フォロワ回路を使用することにより、ハウジングの電位は、第３電極、第２電極、または第１電極の目標電位と実質的に一致であり得る。これにより、リーク電流を効率的に抑制できる。
電圧フォロワ回路は第１演算増幅器を含み得る。第１演算増幅器の同位相入力端は電圧フォロワ回路の入力端として機能し、電位プロバイダに接続される。第１演算増幅器の出力端は電圧フォロワ回路の出力端として機能し、ハウジングおよび第１演算増幅器の逆位相入力端に別々に接続される。電圧フォロウイング（ｆｏｌｌｏｗｉｎｇ）は、演算増幅器の出力端を逆位相入力端に接続することによって達成され得る。加えて、第１演算増幅器の入力抵抗が高い（理想的な場合において入力抵抗が無限）ので、電位プロバイダの電位に対する影響を回避でき、心電図検出回路が正常に動作できることが確実にされる。
実装において、電圧フォロワ回路はさらに、複数のカスケードされた第１演算増幅器を含み得る。代替的に、電圧フォロワ回路は複数のカスケードされたディスクリートトライオードを含み得る。これらの回路はまた、演算増幅器と同様の効果を達成し、心電図検出回路が正常に動作できることを確実にする。
実装において、電位プロバイダは電源出力端である。電圧ホルダ回路は電圧レギュレータ回路である。電圧レギュレータ回路の入力端は、電圧ホルダ回路の入力端として機能し、電源端部に接続される。電圧レギュレータ回路の出力端は電圧ホルダ回路の出力端として機能し、ハウジングに接続される。電圧レギュレータ回路は、電源端部の駆動下でハウジングに目標電位を提供するよう構成される。電圧レギュレータ回路によって提供される目標電位は、右脚駆動サブ回路に接続される基準電源端の電位と等しいことがあり得る。したがって、これにより、右脚駆動サブ回路によって第３電極に提供される基準電位と目標電位との間の電位差が小さいことを確実にできる。これにより、リーク電流を効率的に抑制できる。
実装において、電圧レギュレータ回路は低ドロップアウトレギュレータ（ｌｏｗ ｄｒｏｐｏｕｔ ｒｅｇｕｌａｔｏｒ， ＬＤＯ）であり得る。ＬＤＯは、低いノイズおよび小さい静電流などの利点を有する。
実装において、目標電位は、基準電位に等しいか、または近く、その結果、ハウジングと第３電極との間のリーク電流を効率的に抑制できる。
実装において、心電図検出デバイスはさらに、ハウジングと電圧ホルダ回路との間に直列に接続された抵抗器を含み得る。抵抗器はさらに、リーク電流の経路上の抵抗を増加し得る。このようにして、リーク電流を効率的に低減できる。
実装において、心電図検出デバイスはさらに、抵抗器に並列に接続されたキャパシタを含み得る。キャパシタは、心電図検出デバイスの電磁干渉防止および帯電防止性能を確実にできる。
実装において、心電図検出デバイスはさらに、ハウジングに配置されたＥＳＤ回路を含み得る。ＥＳＤ回路の一端はハウジングに接続され、他端は接地される。ＥＳＤ回路は、心電図検出デバイスにおける各電子コンポーネントが静電気によって損傷することを防止できる。
ＥＳＤ回路は過渡電圧サプレッサ（ｔｒａｎｓｉｅｎｔ ｖｏｌｔａｇｅ ｓｕｐｐｒｅｓｓｏｒ， ＴＶＳ）を含み得る。ＴＶＳの一方の電極はハウジングに接続され、ＴＶＳの他方の電極は接地される。高効率保護デバイスであるＴＶＳは、高速応答、高い過渡電力、小さいリーク電流、小さいブレークダウン電圧偏差、制限電圧の容易な制御、損傷限界無し、および小さいサイズという利点を有する。
実装において、心電図検出回路は検出サブ回路および右脚駆動サブ回路を含み得る。検出サブ回路の第１入力端は第１電極に接続される。検出サブ回路の第２入力端は第２電極に接続される。検出サブ回路のコモンモード出力端は右脚駆動サブ回路の第１入力端に接続される。検出サブ回路は心電図信号を収集し、第１入力端と第２入力端との間のコモンモード電圧を右脚駆動サブ回路に出力するよう構成される。右脚駆動サブ回路の第２入力端は基準電源端に接続される。右脚駆動サブ回路の出力端は第３電極に接続される。右脚駆動サブ回路は、コモンモード電圧および基準電源端の駆動下で第３電極に基準電位を提供するよう構成される。電位プロバイダは第３電極、または第２電極、または第１電極、またはコモンモード出力端である。電位プロバイダが第３電極であるとき、これにより、ハウジングのために電圧ホルダ回路によって提供される目標電位が第３電極の基準電位とほぼ等しいことを確実にできる。これにより、リーク電流を効率的に抑制できる。電位プロバイダが第２電極、または第１電極、またはコモンモード出力端であるとき、３つの端末の電位と基準電位との間の電位差は小さいので、第３電極とハウジングとの間のリーク電流も効率的に低減できる。
実装において、検出サブ回路は計装増幅器、アナログ－デジタル変換器、およびプロセッサを含み得る。右脚駆動サブ回路は第２演算増幅器を含み得る。計装増幅器の逆位相入力端は検出サブ回路の第１入力端として機能し、第１電極に接続される。計装増幅器の同位相入力端は検出サブ回路の第２入力端として機能し、第２電極に接続される。計装増幅器のコモンモード出力端は検出サブ回路のコモンモード出力端として機能し、第２演算増幅器の逆位相入力端に接続される。計装増幅器のディファレンシャルモード出力端はアナログ－デジタル変換器の入力端に接続される。第２演算増幅器の逆位相入力端は右脚駆動サブ回路の第１入力端である。アナログ－デジタル変換器の出力端はプロセッサに接続される。第２演算増幅器の同位相入力端は右脚駆動サブ回路の第２入力端として機能し、基準電源端に接続される。第２演算増幅器の出力端は右脚駆動サブ回路の出力端として機能し、第３電極に接続される。差動増幅器の改善された構造として、計装増幅器は、低い直流オフセット、低いドリフト、低いノイズ、高い開ループ利得、より大きいコモンモード除去比、および、高い入力インピーダンスなどの利点を有し、正確度および安定性に対する高い要件を有する心電図検出回路に適用され得る。
実装において、心電図検出デバイスはさらに、ハウジングに配置される正電源回路を含む。正電源回路は電源出力端を有する。正電源回路は、電源出力端を使用することによって電力を心電図検出回路および電圧ホルダ回路に供給するよう構成される。正電源回路の回路構造は単純でコストが低いので、正電源回路は心電図検出デバイスにおいて使用される。これにより、心電図検出デバイスの回路構造の複雑性およびシステム全体のコストを効率的に低減できる。
実装において、心電図検出デバイスはさらに電圧変換回路を含む。電圧変換回路は電源出力端および基準電源端に別々に接続される。電圧変換回路は、電源出力端によって電位出力を変換し、次に、変換された電位を基準電源端に提供し得、その結果、基準電源端による電位出力は、電源出力端による電位出力の半分に等しい。電圧変換回路は、電源出力端による電圧出力を変換するために配置され得、基準電源端が第２演算増幅器の同位相入力端に適切な電位を提供できることを確実にする。
実装において、心電図検出デバイスはウェアラブルデバイスであり得、ウェアラブルデバイスはウォッチまたはバンドであり得る。ウォッチまたはバンドなどのウェアラブルデバイスは心電図検出デバイスとして使用され、その結果、ユーザはユーザの心電図信号をリアルタイムに検出できる。これにより、心電図信号検出の柔軟性を改善する。
別の態様によれば、心電図検出デバイスに適用される検出回路が提供される。心電図検出デバイスは、導電材料からできているハウジングを含む。検出回路は、第１入力ピン、第２入力ピン、第１出力ピン、および第２出力ピンを含む。第１入力ピンは、第１電極に接続するよう構成される。第２入力ピンは、第２電極に接続するよう構成される。第１出力ピンは、第３電極に接続するよう構成される。検出回路は、第１入力ピンおよび第２入力ピンを使用することによって心電図信号を収集し、第１出力ピンを使用することによって第３電極に基準電位を提供するよう構成される。第１電極、第２電極および第３電極はすべて、ハウジングの外に配置され、ハウジングから絶縁される。第２出力ピンは、心電図検出デバイスのハウジングに接続するよう構成される。検出回路はさらに、第２出力ピンを使用することによって、ハウジングに目標電位を提供するよう構成される。目標電位と基準電位との間の電位差は差分閾値より小さい。検出回路によってハウジングに提供される目標電位と、検出回路によって第３電極に提供される基準電位との間の電位差は小さいので、ＥＣＧ検出プロセスにおいて、ハウジングと第３電極との間にリーク電流が生成されないか、または、ハウジングと第３電極との間に小さいリーク電流が生成される。これにより、ＥＣＧ信号への干渉を効率的に低減し、ＥＣＧ検出の正確度を確実にできる。
実装において、検出回路は電圧ホルダ回路を含む。電圧ホルダ回路の出力端は第２出力ピンに接続される。電圧ホルダ回路の入力端は電位プロバイダに接続するよう構成される。電圧ホルダ回路は、入力端の入力信号に基づいて出力端において目標電位を出力するよう構成される。
実装において、電位プロバイダは第３電極、または第２電極、または第１電極、または電源出力端である。
実装において、電位プロバイダは第３電極、または第２電極、または第１電極である。電圧ホルダ回路は電圧フォロワ回路である。電圧フォロワ回路の出力端は電圧ホルダ回路の出力端として機能し、第２出力ピンに接続される。電圧フォロワ回路の入力端は電圧ホルダ回路の入力端として機能し、電位プロバイダに接続するよう構成される。電圧フォロワ回路は、電位プロバイダの目標電位と実質的に一致するように第２出力ピンの電位を制御するよう構成される。
実装において、電圧フォロワ回路は第１演算増幅器を含む。
第１演算増幅器の同位相入力端は電圧フォロワ回路の入力端として機能し、電位プロバイダに接続するよう構成される。第１演算増幅器の出力端は電圧フォロワ回路の出力端として機能し、第２出力ピンおよび第１演算増幅器の逆位相入力端に別々に接続される。
実装において、電位プロバイダは電源出力端である。検出回路はさらに電源ピンを含む。電源ピンは、電源出力端に接続するよう構成される。電圧ホルダ回路は電圧レギュレータ回路である。電圧レギュレータ回路の入力端は、電圧ホルダ回路の入力端として機能し、電源ピンに接続される。電圧レギュレータ回路の出力端は電圧ホルダ回路の出力端として機能し、第２出力ピンに接続される。電圧レギュレータ回路は、電源出力端の駆動下で第２出力ピンに目標電位を提供するよう構成される。
実装において、電圧レギュレータ回路は低ドロップアウトレギュレータである。
実装において、目標電位は基準電位に等しいか、または近い。
実装において、検出回路はさらに、第２出力ピンと電圧ホルダ回路との間に直列に接続される抵抗器を含む。
実装において、検出回路はさらに、抵抗器に並列に接続されるキャパシタを含む。
実装において、検出回路はさらにＥＳＤ回路を含む。ＥＳＤ回路の一端は第２出力ピンに接続され、他端は接地される。
実装において、ＥＳＤ回路は過渡電圧サプレッサを含む。過渡電圧サプレッサの一方の電極は第２出力ピンに接続され、過渡電圧サプレッサの他方の電極は接地される。
実装において、検出回路はさらに検出サブ回路および右脚駆動サブ回路を含む。検出サブ回路の第１入力端は第１入力ピンに接続される。検出サブ回路の第２入力端は第２入力ピンに接続される。検出サブ回路のコモンモード出力端は右脚駆動サブ回路の第１入力端に接続される。検出サブ回路は心電図信号を収集し、第１入力端と第２入力端との間のコモンモード電圧を右脚駆動サブ回路に出力するよう構成される。右脚駆動サブ回路の第２入力端は基準電源端に接続される。右脚駆動サブ回路の出力端は第１出力ピンに接続される。右脚駆動サブ回路は、コモンモード電圧および基準電源端の駆動下で第３電極に基準電位を提供するよう構成される。電位プロバイダは第３電極、または第２電極、または第１電極、または電源出力端、またはコモンモード出力端である。
本願において提供される検出回路の上述の実装の有益な効果については、心電図検出デバイスにおける対応する実装の有益な効果を参照されたい。ここでは、詳細について改めて説明しない。
実装において、検出回路は集積回路であり、同一チップにパッケージングされる。検出回路は集積回路として設計され、チップにパッケージングされ、その結果、検出回路の体積を低減でき、検出回路は小さい心電図検出デバイスに適用され得る。
本願の実施形態は心電図検出デバイスおよび検出回路を提供する。心電図検出デバイスのハウジングは導電材料からできていてよい。加えて、心電図検出デバイスは、ハウジングに目標電位を提供するよう構成される電圧ホルダ回路を含み得る。電圧ホルダ回路によって提供される目標電位と、心電図検出回路によって第３電極に提供される基準電位との間の電位差は小さい。したがって、ＥＣＧ検出プロセスにおいて、ユーザがハウジングに偶発的に接触して、ハウジングを第３電極に導通させた場合でも、ハウジングと第３電極との間にリーク電流は生成されないか、または、ハウジングと第３電極との間に小さいリーク電流が生成される。これにより、ＥＣＧ信号への干渉を効率的に低減し、ＥＣＧ検出の正確度を確実にできる。
関連技術におけるＥＣＧ検出機能を有するウォッチの等価回路図である。
本願の実施形態による、心電図検出デバイスの構造の概略図である。
本願の実施形態による、心電図検出デバイスの等価回路図である。
本願の実施形態による、別の心電図検出デバイスの等価回路図である。
本願の実施形態による、さらに別の心電図検出デバイスの等価回路図である。
関連技術におけるＥＣＧ検出機能を有する別のウォッチの等価回路図である。
本願の実施形態による、さらに別の心電図検出デバイスの等価回路図である。
本願の実施形態による、さらに別の心電図検出デバイスの等価回路図である。
本願の実施形態による、さらに別の心電図検出デバイスの等価回路図である。
本願の実施形態による心電図検出回路における端末の電位の概略図である。
本願の実施形態による第１演算増幅器の構造の概略図である。
本願の実施形態による別の第１演算増幅器の構造の概略図である。
本願の実施形態によるさらに別の心電図検出デバイスの等価回路図である。
本願の実施形態によるさらに別の心電図検出デバイスの等価回路図である。
本願の実施形態によるさらに別の心電図検出デバイスの等価回路図である。
本願の実施形態による別の心電図検出デバイスの構造の概略図である。
本願の実施形態による心電図検出デバイスに適用される検出回路の構造の概略図である。
本願の実施形態による心電図検出デバイスに適用される別の検出回路の構造の概略図である。
本願の実施形態による心電図検出デバイスに適用されるさらに別の検出回路の構造の概略図である。
以下では、添付図面を参照して、本願の実施形態において提供される心電図検出デバイスを詳細に説明する。
図１は、関連技術におけるＥＣＧ検出機能を有するウォッチの等価回路図である。図１に示されるように、ウォッチ００における心電図検出回路０１は、ＲＡ電極、ＬＡ電極、およびＲＬ電極に別々に接続され得る。図１におけるＲ０は、ウォッチ００のウォッチハウジングの抵抗と等価である。図１から、ウォッチハウジングは接地（ｇｒｏｕｎｄ， ＧＮＤ）されることが分かる。ウォッチハウジングの抵抗を増加させ、金属材料の腐食および酸化を防止するために、金属材料からできているウォッチハウジングの表面は概して絶縁材料でコーティングされているので、ウォッチハウジングの等価抵抗Ｒ０は、ウォッチハウジングにおける金属材料の抵抗値および絶縁材料の抵抗値の和であり得る。加えて、金属材料の抵抗値が小さくて無視され得るので、等価抵抗Ｒ０は、ウォッチハウジングの表面上にコーティングされた絶縁材料の抵抗とみなされ得る。
ユーザの左手がスマートウォッチ００を着用しているとき、ＬＡ電極およびＲＬ電極はユーザの皮膚と接触し得る。ユーザがＥＣＧ検出を実行する必要がある場合、ユーザは右手を使用することによってＲＡ電極に接触し得る。この場合、ＥＣＧ回路は、ユーザのＥＣＧ信号を収集してＥＣＧ検出を実行し得る。ユーザの右手がＲＡ電極に接触するときにウォッチハウジングに偶発的に接触する場合、ＲＬ電極はウォッチハウジングに導通し、すなわち、図１に示されるスイッチＳがオンになることと等価である。心電図検出回路００は基準電位をＲＬ電極に提供し得、基準電位とウォッチハウジングとの間に電位差があるので、リーク電流Ｉｂの経路がＲＬ電極とウォッチハウジングとの間に生成される。リーク電流Ｉｂが人体を流れた後に、心電図検出回路００によって検出されたＥＣＧ信号に干渉が生じる。結果として、心電図検出回路００によって生成されたＥＣＧにおいてベースラインドリフトが発生する。図１に示される抵抗器Ｒ１は、ＬＡ電極とＲＬ電極との間の人体内部抵抗とみなされ得、抵抗器Ｒ２は、ＬＡ電極とＲＡ電極との間の人体内部抵抗とみなされ得る。
本願の実施形態は心電図検出デバイスを提供する。心電図検出デバイスのハウジングは導電材料からできていてよい。例えば、ハウジングは金属材料からできている金属ハウジングであり得る。心電図検出デバイスがＥＣＧ検出を実行するとき、ユーザの指が心電図検出デバイスのハウジングに偶発的に接触する場合でも、ＥＣＧ検出の正確度を確実にできる。すなわち、本願の本実施形態において提供される心電図検出デバイスは、ユーザの指がハウジングに偶発的に接触したときに生じるＥＣＧ検出に対する影響を効率的に低減できる。
図２は、本願の実施形態による心電図検出デバイスの構造の概略図であり、図３は、本願の実施形態による心電図検出デバイスの等価回路図である。図２および図３に示されるように、心電図検出デバイス０００は、導電材料からできているハウジング１０、ハウジング１０の中に配置される心電図検出回路２０および電圧ホルダ回路３０、ハウジング１０の外に配置されハウジング１０から絶縁されている第１電極Ｐ１、第２電極Ｐ２および第３電極Ｐ３を含み得る。ユーザの皮膚との接触を容易にするために、第１電極Ｐ１、第２電極Ｐ２および第３電極Ｐ３は、ハウジング１０の外に露出している。
第２電極Ｐ２および第３電極Ｐ３は、心電図検出デバイス０００の第１外側表面上に位置し得、第１電極Ｐ１は心電図検出デバイス０００の第２外側表面上に位置し得、第１外側表面および第２外側表面は心電図検出デバイス０００の異なる外側表面である。例えば、心電図検出デバイス０００は図２に示されるウォッチである。第１外側表面は、ウォッチの底部カバー４０の外側表面であり得、第２外側表面は、ウォッチのハウジング１０（すなわち、ウォッチハウジング）の外側表面であり得る。例えば、図２を参照すると、第１電極Ｐ１はウォッチのウォッチクラウン上に配置され得る。
図３を参照すると、心電図検出回路２０は、第１電極Ｐ１、第２電極Ｐ２および第３電極Ｐ３に別々に接続され得る。心電図検出回路２０は、第１電極Ｐ１および第２電極Ｐ２を使用することによって心電図信号を収集し、第３電極Ｐ３に基準電位を提供するよう構成され得る。
ユーザの皮膚が第３電極Ｐ３と接触した後に、心電図検出回路２０は、第３電極Ｐ３を使用することによって基準電位を人体に提供し得る。これにより、第１電極Ｐ１および第２電極Ｐ２を使用することによって心電図検出回路２０によって収集される心電図信号の信頼性を確実にする。
電圧ホルダ回路３０は、ハウジング１０に接続される（ハウジング１０は図３の抵抗器Ｒ０と等価である）。接続は直接接続または間接接続であり得る。すなわち、電圧ホルダ回路３０は代替的に、別の電子コンポーネント（例えば抵抗器）を使用することによってハウジング１０に接続され得る。電圧ホルダ回路３０は、ハウジング１０に目標電位を提供するよう構成される。目標電位と基準電位との間の電位差は差分閾値より小さい。すなわち、電圧ホルダ回路３０は、ハウジング１０の電位が基準電位と等しくなるよう、または、ほぼ等しくなることを可能にし得る。
本願の本実施形態において、電子コンポーネントのプロセス精度および性能損失が考慮されないとき、差分閾値は小さい方が良い。実際の適用において、差分閾値は、プロセス精度が許すときに実際の適用シナリオの要件に基づいて柔軟に設定され得る。例えば、差分閾値の大きさのオーダは、マイクロボルト（ｕｖ）レベルまたはミリボルト（ｍｖ）レベルであり得る。
実装において、目標電位は基準電位と等しいか、または近い。目標電位が基準電位と等しい、または近いことは、目標電位と基準電位との間の電位差が、エンジニアリング仕様によって許容される誤差範囲内において制御されることを意味する。目標電位および基準電位は同一である、または近いことがあり得、すなわち、完全に同一であり得る。しかしながら、実際には実装が難しいので、目標電位および基準電位が完全に同一である必要はないことがあり得、特定の誤差は許容され得る。例えば、目標電位と基準電位との間の電圧差が特定の値（例えば、１０ｕｖ）であるが、リーク電流がこの時点において抑制でき、電位差が製品のエンジニアリング仕様要件を満たす場合、この設計も許容可能である。概して、誤差範囲の大きさのオーダはｕｖレベルまたはｍｖレベルであり得る。
結論として、本願の実施形態は心電図検出デバイスを提供する。心電図検出デバイスのハウジングは導電材料からできていてよい。加えて、心電図検出デバイスは、ハウジングに目標電位を提供するよう構成される電圧ホルダ回路を含み得る。電圧ホルダ回路によって提供される目標電位と、第３電極のために心電図検出回路によって提供される基準電位との間の電位差は小さい。したがって、ＥＣＧ検出プロセスにおいて、ユーザがハウジングに偶発的に接触して、ハウジングを第３電極に導通させた場合でも、ハウジングと第３電極との間にリーク電流は生成されないか、または、ハウジングと第３電極との間に小さいリーク電流が生成される。これにより、ＥＣＧ信号への干渉を効率的に低減し、ＥＣＧ検出の正確度を確実にできる。
加えて、本願の本実施形態において提供される解決策において、心電図検出デバイスのハウジングの絶縁性能に対する要件は低い。すなわち、ハウジングの表面上にコーティングされる絶縁材料の絶縁性能に対する要件は低い。したがって、ハウジングのより良い絶縁性能を達成するために、高コストのプロセスは必要とされない。これにより、ハウジングの生産コストの増加を回避する。
本願の本実施形態において、第１電極Ｐ１、第２電極Ｐ２および第３電極Ｐ３はすべて乾式電極であり得る。乾式電極は、導電性ペーストと共に使用される必要がない電極である。乾式電極を使用することによってＥＣＧ検出が実行されるとき、ユーザ体験は良好であり、検出効率は高く、乾式電極はリアルタイムの健康モニタリングシナリオに適用され得る。
本願の本実施形態において、電圧ホルダ回路３０は出力端を含み得、出力端はハウジング１０に接続される。電圧ホルダ回路３０は１または複数の入力端を含み得る。１または複数の入力端は、１対１の対応関係で、１または複数の電位プロバイダに接続される。電圧ホルダ回路３０は、電圧ホルダ回路３０の入力端の入力信号に基づいて電圧ホルダ回路３０の出力端において目標電位を出力するよう構成される。すなわち、電圧ホルダ回路３０は、受信された１または複数の入力信号を処理した後に目標電位を出力し得る。
本願の本実施形態において、１つの電位プロバイダがあり、具体的には第３電極Ｐ３、または第２電極Ｐ２、または第１電極Ｐ１、または電源出力端であり得る。例えば、図３を参照すると、電位プロバイダは第３電極Ｐ３である。
図４は、本願の実施形態による、別の心電図検出デバイスの等価回路図である。図４に示されるように、心電図検出回路２０は検出サブ回路２０１および右脚駆動サブ回路２０２を含み得る。
検出サブ回路２０１の第１入力端ＩＮ１１は第１電極Ｐ１に接続される。検出サブ回路２０１の第２入力端ＩＮ１２は第２電極Ｐ２に接続される。検出サブ回路２０１のコモンモード出力端Ｏ１は右脚駆動サブ回路２０２の第１入力端ＩＮ２１に接続される。検出サブ回路２０１は、心電図信号を収集し、第１入力端ＩＮ１１と第２入力端ＩＮ２２との間のコモンモード電圧Ｖｃｍを右脚駆動サブ回路２０２に出力するよう構成される。
右脚駆動サブ回路２０２の第２入力端ＩＮ２２は基準電源端ＶＲに接続される。右脚駆動サブ回路２０２の出力端Ｏ２は第３電極Ｐ３に接続される。右脚駆動サブ回路２０２は、コモンモード電圧Ｖｃｍおよび基準電源端ＶＲの駆動下で第３電極Ｐ３に基準電位を提供するよう構成される。
本願の本実施形態において、右脚駆動サブ回路２０２は負帰還回路として機能し、受信されたコモンモード電圧を反転および増幅した後に第３電極に基準電位を提供して、人体のコモンモード干渉を除去し得る。
図５は、本願の実施形態による、さらに別の心電図検出デバイスの等価回路図である。図５を参照すると、検出サブ回路２０１は、計装増幅器（ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｔｉｏｎ ａｍｐｌｉｆｉｅｒ， ＩＮＡ）、アナログ－デジタル変換器（ａｎａｌｏｇｕｅ－ｔｏ－ｄｉｇｉｔａｌ ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ， ＡＤＣ）およびプロセッサ２０１１を含み得る。右脚駆動サブ回路２０２は第２演算増幅器ＡＭＰ２を含み得る。
ＩＮＡの逆位相入力端は検出サブ回路２０１の第１入力端ＩＮ１１として機能し、第１電極Ｐ１に接続され得る。ＩＮＡの同位相入力端は検出サブ回路２０１の第２入力端ＩＮ１２として機能し、第２電極Ｐ２に接続され得る。ＩＮＡのコモンモード出力端は検出サブ回路２０１のコモンモード出力端として機能し、第２演算増幅器ＡＭＰ２の逆位相入力端Ｏ１（すなわち、右脚駆動サブ回路２０２の第１入力端ＩＮ２１）に接続され得、ＩＮＡのディファレンシャルモード出力端はＡＤＣの入力端に接続され得る。
ＩＮＡは、同位相入力端の電位、および、ＩＮＡの逆位相入力端の電位を収集し、ディファレンシャルモード出力端を使用することによって同位相入力端と逆位相入力端との間のディファレンシャルモード電圧Ｖｄｍ（ディファレンシャルモード電圧ＶｄｍはＥＣＧ信号である）を出力し、コモンモード出力端を使用することによって同位相入力端と逆位相入力端との間のコモンモード電圧Ｖｃｍを出力し得る。
差動増幅器の改善された構造として、ＩＮＡは、低い直流オフセット、低いドリフト、低いノイズ、高い開ループ利得、より大きいコモンモード除去比、および、高い入力インピーダンスなどの利点を有し、正確度および安定性に対する高い要件を有する心電図検出回路２０に適用され得る。
ＡＤＣの出力端はプロセッサ２０１１に接続される。ＡＤＣは、ＩＮＡによって出力されるディファレンシャルモード電圧Ｖｄｍに対してアナログ－デジタル変換を実行してデジタル信号を取得し、デジタル信号をプロセッサ２０１１へ送信するよう構成される。プロセッサ２０１１はさらに、デジタル信号を処理してＥＣＧを生成し得る。
プロセッサ２０１１は、マイクロコントローラユニット（ｍｉｃｒｏ－ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ ｕｎｉｔ， ＭＣＵ）であり得るか、または、デジタル信号プロセッサ（ｄｉｇｉｔａｌ ｓｉｇｎａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ， ＤＳＰ）、もしくは、信号処理能力を有する様々な他の処理回路であり得る。
第２演算増幅器ＡＭＰ２の同位相入力端は右脚駆動サブ回路２０２の第２入力端ＩＮ２２として機能し、基準電源端ＶＲに接続される。第２演算増幅器ＡＭＰ２の出力端は、右脚駆動サブ回路２０２の出力端Ｏ２として機能し、第３電極Ｐ３に接続される。
ＩＮＡ、ＡＤＣおよびプロセッサ２０１１に加えて、検出サブ回路２０１はさらに、別の電子コンポーネントを含み得、例えば、フィルタまたは別の機能回路をさらに含み得ることが留意されるべきである。１つの第２演算増幅器ＡＭＰ２に加えて、右脚駆動サブ回路２０２はさらに、抵抗器およびキャパシタなどの電子コンポーネントを含み得るか、または、第２演算増幅器ＡＭＰ２にカスケードされた別の演算増幅器をさらに含み得る。検出サブ回路２０１および右脚駆動サブ回路２０２の回路構造は本願の本実施形態において限定されない。
本願の本実施形態において、心電図検出デバイス０００は、正電源回路を使用することによって電力を各電子コンポーネントに供給し得る。正電源回路は、心電図検出回路にシステム正電位Ｖｃｃを提供するよう構成される電源出力端ＶＣＣを有する。対応して、各電子コンポーネントの正電源電極は、電源出力端ＶＣＣに接続され得、負電源電極は直接接地され得る。いくつかの文書または製品において、この電源モードは、正および負電源の両方が使用されるデュアル電源モードとは異なる単一電源モードとも呼ばれる。
図６は、関連技術におけるＥＣＧ検出機能を有するウォッチの等価回路図である。図６を参照すると、正電源回路を使用するウォッチについて、正電源回路によって提供されるシステム正電位がＶｃｃである場合、基準電源端ＶＲによって第２演算増幅器ＡＭＰ２の同位相入力端に提供される電位Ｖｒｅｆはシステム正電位Ｖｃｃの半分であり得る。すなわち、ＶＲＥＦはＶｒｅｆ＝Ｖｃｃ／２を満たす。ＥＣＧ検出中に、ＩＮＡの逆位相入力端の電位はＶ１であり、ＩＮＡの同位相入力端の電位はＶ２であり、ＩＮＡのディファレンシャルモード出力端によって出力されるディファレンシャルモード電圧Ｖｄｍは、Ｖｄｍ＝Ｖ２－Ｖ１を満たすと想定される。ＩＮＡのコモンモード出力端によって第２演算増幅器ＡＭＰ２の逆位相入力端に出力されるコモンモード電圧Ｖｃｍは、Ｖｃｍ＝（Ｖ１＋Ｖ２）／２を満たす。
第２演算増幅器ＡＭＰ２が正常に動作するとき、第２演算増幅器ＡＭＰ２の同位相入力端および逆位相入力端は共に均等に短絡される（仮想ショートとも称される）。したがって、コモンモード電圧Ｖｃｍは、基準電源端ＶＲによって提供される電位Ｖｒｅｆとほぼ等しいことがあり得、すなわち、Ｖｃｍ≒Ｖｒｅｆ＝Ｖｃｃ／２である。すなわち、ＩＮＡの逆位相入力端の電位Ｖ１および同位相入力端の電位Ｖ２が変動する場合でも、負帰還回路である第２演算増幅器ＡＭＰ２はまた、コモンモード電圧Ｖｃｍに基づいて第２演算増幅器ＡＭＰ２の出力端の基準電位Ｖ３を調節して、Ｖ１およびＶ２を調節し得る。最後に、ＩＮＡの同位相入力端と逆位相入力端との間のコモンモード電圧Ｖｃｍは、基準電源端ＶＲの電位Ｖｒｅｆとほぼ等しい範囲に維持され得る。
ＥＣＧ検出が実行されるとき、人間の皮膚は、第１電極Ｐ１、第２電極Ｐ２および第３電極Ｐ３に別々に接触する。したがって、図６に示されるように、接触インピーダンスＺ１およびハーフバッテリ電圧ｅ１は、人間の皮膚と第１電極Ｐ１との間の接触面上で生成され、接触インピーダンスＺ２およびハーフバッテリ電圧ｅ２は、皮膚と第２電極Ｐ２との間の接触面上で生成され、接触インピーダンスＺ３およびハーフバッテリ電圧ｅ３は、皮膚と第３電極Ｐ３との間の接触面上で生成される。電極は金属であるが、人体の皮膚は非金属である。したがって、皮膚が電極と接触した後に、皮膚と電極との間の接触面は互いに相互作用して電圧を生成し、電圧はハーフバッテリ電圧である。
人体の電位はＶ０（実験によれば、概してＶｃｃ／２にほぼ等しい）であり、人体によって生成されるＥＣＧ信号、ならびに、人体の内部抵抗Ｒ１およびＲ２は無視されると想定する。この場合、ＩＮＡの逆位相入力端の電位Ｖ１は、Ｖ１＝Ｖ０＋ｅ１を満たし得、ＩＮＡの同位相入力端の電位Ｖ２はＶ２＝Ｖ０＋ｅ２を満たし得る。第２演算増幅器ＡＭＰ２の出力端の基準電位Ｖ３はＶ３＝Ｖ０＋ｅ３を満たし得る。
上述の解析から、ユーザの指がハウジングに偶発的に接触し、第３電極Ｐ３をハウジングと導通させ、ハウジングが接地される、すなわち、ハウジングの電位が０Ｖであるとき、図６に示されるように、第２演算増幅器ＡＭＰ２の出力端の電位は基準電位Ｖ３であるので、第２演算増幅器ＡＭＰ２の出力端とハウジングとの間に電位差があり、第２演算増幅器ＡＭＰ２の出力端およびハウジングの両方の抵抗値は小さいことが分かる。リーク電流Ｉｂの経路が第２演算増幅器ＡＭＰ２の出力端とハウジングとの間に形成される。リーク電流Ｉｂが人体の内部抵抗Ｒ２を通過するとき、ＩＮＡの同位相入力端と逆位相入力端との間に過渡電圧が形成される。結果として、プロセッサは、ベースラインドリフトが心電図において発生することを検出する。加えて、より大きいリーク電流Ｉｂは、より明白なベースラインドリフトを示す。
加えて、ユーザがウォッチを着用しているとき、人体によって生成された汗も、第３電極Ｐ３をハウジングに導通させ得、その結果、リーク電流Ｉｂが第２演算増幅器ＡＭＰ２の出力端とハウジングとの間に生成される。この場合、汗が浸透したハウジングおよび電極上、または、汗が浸透してハウジングに電気的に接続された別の金属コンポーネント（例えば、ネジ）上のリーク電流Ｉｂの作用で電気化学反応が発生し、腐食が発生する。加えて、より大きいリーク電流Ｉｂは、より速い腐食速度を示す。
しかしながら、本願の本実施形態において、電圧ホルダ回路３０は、ハウジング１０に目標電位を提供し、その結果、ハウジング１０の電位と、心電図検出回路２０によって第３電極Ｐ３に提供される基準電位Ｖ３との間の電位差は小さいことがあり得る。したがって、ユーザの偶発的接触または汗の浸透に起因してハウジング１０が第３電極Ｐ３と導通する場合でも、ハウジング１０と第３電極Ｐ３との間にリーク電流が生成されないか、または、ハウジング１０と第３電極Ｐ３との間に小さいリーク電流が生成される。これによりＥＣＧ検出の正確度を確実にできる。
本願の本実施形態の実装において、電圧ホルダ回路３０は電圧フォロワ回路であり得る。電圧フォロワ回路３０の入力端は電圧ホルダ回路の入力端として機能し、電位プロバイダに接続され、電圧フォロワ回路３０の出力端は電圧ホルダ回路の出力端として機能し、ハウジング１０に接続される。電圧フォロワ回路３０は、電圧フォロワ回路３０の入力端（電位プロバイダに接続される）の電位に従うよう構成され、その結果、電圧フォロワ回路３０の出力端の電位（ハウジングに出力される）は、可能な限り、入力端の電位と一致する。このようにして、ハウジング１０の電位は、電位プロバイダの目標電位と実質的に一致するよう制御され得る。
実装において、図４および図５に示されるように、電位プロバイダは第３電極Ｐ３、すなわち、右脚駆動サブ回路２０２の出力端Ｏ２、または、第２演算増幅器ＡＭＰ２の出力端であり得る。対応して、電圧フォロワ回路３０は、第２演算増幅器ＡＭＰ２の出力端の基準電位Ｖ３と実質的に一致するようにハウジング１０の電位を制御し得、すなわち、目標電位は基準電位Ｖ３である。
代替的に、図７に示されるように、電位プロバイダは第１電極Ｐ１、すなわち、検出サブ回路２０１の第１入力端ＩＮ１１、またはＩＮＡの逆位相入力端であり得る。対応して、電圧フォロワ回路３０は、ＩＮＡの逆位相入力端の電位と実質的に一致するようにハウジング１０の電位を制御し得る。すなわち、目標電位はＶ１である。
代替的に、図８に示されるように、電位プロバイダは第２電極Ｐ２、すなわち、検出サブ回路２０１の第２入力端ＩＮ１２、またはＩＮＡの同位相入力端であり得る。対応して、電圧フォロワ回路３０は、ＩＮＡの同位相入力端の電位と実質的に一致するようにハウジング１０の電位を制御し得る。すなわち、目標電位はＶ２である。
代替的に、図９に示されるように、電位プロバイダは、検出サブ回路２０１のコモンモード出力端Ｏ１、すなわち、ＩＮＡのコモンモード出力端であり得る。対応して、電圧フォロワ回路３０は、ＩＮＡのコモンモード出力端Ｏ１の電位と実質的に一致するようにハウジング１０の電位を制御し得る。すなわち、目標電位はＶｃｍである。
ＩＮＡのコモンモード出力端は第２演算増幅器ＡＭＰ２の逆位相入力端に接続されるので、電位プロバイダは代替的に第２演算増幅器ＡＭＰ２の逆位相入力端であり得る。
本願の本実施形態において、電圧フォロワ回路３０は、電圧フォロウイング機能を有し、その結果、ハウジング１０の電位は、電位プロバイダの目標電位と実質的に一致するように制御できる。ハウジング１０の電位が電位プロバイダの目標電位と実質的に一致するよう制御されることは、ハウジング１０の電位と電位プロバイダの目標電位との間の電位差が、エンジニアリング仕様によって許容された誤差範囲内になるように制御されることを意味する。完全な一貫性は必要とされないことがあり得、特定の誤差は許容され得る。例えば、目標電位と基準電位との間の電圧差が特定の値（例えば、１０ｕｖ）であるが、リーク電流がこの時点において抑制でき、電位差が製品のエンジニアリング仕様要件を満たす場合、この設計も許容可能である。概して、誤差範囲の大きさのオーダはｕｖレベルまたはｍｖレベルであり得る。
電位プロバイダが第３電極Ｐ３であるとき、すなわち、目標電位が基準電位Ｖ３であるとき、ハウジング１０の電位は第３電極Ｐ３の電位と一致する。したがって、第３電極Ｐ３がハウジング１０と導通する場合でも、第３電極Ｐ３とハウジング１０との間にリーク電流が生成されない。この場合、リーク電流に対する抑制がより良くなる。
図１０は、本願の実施形態による心電図検出回路における端末の電位の概略図である。図１０における縦軸は、電位値を表し、水平軸は実際の意味を有しない。図１０および上述の解析から、第２演算増幅器ＡＭＰ２が正常に動作するとき、第２演算増幅器ＡＭＰ２は負帰還回路として機能し、その結果、ＩＮＡのコモンモード出力端Ｏ１によって出力されるコモンモード電圧Ｖｃｍは、基準電源端ＶＲによって提供される電位Ｖｒｅｆとほぼ等しく、Ｖｒｅｆ＝Ｖｃｃ／２であることが分かる。したがって、コモンモード電圧Ｖｃｍは、Ｖｃｍ≒Ｖｃｃ／２を満たすと推定できる。ＩＮＡのコモンモード出力端Ｏ１によって出力されたコモンモード電圧Ｖｃｍは、ＩＮＡの逆位相入力端の電位Ｖ１およびＩＮＡの同位相入力端の電位Ｖ２の平均値、すなわち、Ｖｃｍ＝（Ｖ１＋Ｖ２）／２である。したがって、ＩＮＡの逆位相入力端の電位Ｖ１およびＩＮＡの同位相入力端の電位Ｖ２は、Ｖ１＋Ｖ２＝２Ｖｃｍ＝Ｖｃｃを満たすと推定される。
第２電極Ｐ２および第３電極Ｐ３の両方は心電図検出デバイス０００の第１外側表面上に配置され、２つの電極の形状は同一であるので、ハーフバッテリ電圧ｅ２およびｅ３は近い。したがって、電位Ｖ２と基準電位Ｖ３との間の電位差ΔＶ１は小さい。第１電極Ｐ２は心電図検出デバイス０００の第２外側表面上に配置され、第１電極Ｐ２および第３電極Ｐ３の形状は概して異なるので、ハーフバッテリ電圧ｅ１とｅ３との間に特定の差がある。したがって、電位Ｖ１と基準電位Ｖ３との間の電位差ΔＶ２はΔＶ１よりわずかに大きい。さらに、Ｖｃｍ＝（Ｖ１＋Ｖ２）／２であるので、コモンモード電圧Ｖｃｍと基準電位Ｖ３との間の電位差ΔＶ３は、電位差δ１より大きく、電位差ΔＶ２より小さい。
上述の説明に基づいて、電位プロバイダの電位がそれぞれＶ１、Ｖ２、Ｖ３およびＶｃｍであるとき、リーク電流の抑制は、電位Ｖ３でもっとも有効であり、電位Ｖ２、次に電位Ｖｃｍ、最後に電位Ｖ１で効果が減少することが決定され得る。
実装において、図５および図７～図９に示されるように、電圧フォロワ回路３０は第１演算増幅器ＡＭＰ１を含み得る。第１演算増幅器ＡＭＰ１の同位相入力端は、電圧フォロワ回路３０の入力端として機能し、電位プロバイダに接続され得る。第１演算増幅器ＡＭＰ１の出力端は電圧フォロワ回路３０の出力端として機能し得、ハウジング１０（すなわち、図５および図７～図９に示される等価抵抗Ｒ０）および第１演算増幅器ＡＭＰ１の逆位相入力端に別々に接続され得る。第１演算増幅器ＡＭＰ１の出力端はハウジング１０に間接的に接続され得る。例えば、図５および図７～図９に示されるように、第１演算増幅器ＡＭＰ１の出力端は、抵抗器Ｒ３を使用することによってハウジング１０に接続される。
第１演算増幅器ＡＭＰ１の出力端は、逆位相入力端に接続され、その結果、第１演算増幅器ＡＭＰ１の出力端の電位は、同位相入力端の電位と共に変化する。すなわち、電圧フォロウイングが実装され得る。加えて、第１演算増幅器ＡＭＰ１の入力抵抗は高いので（理想的な場合において入力抵抗は無限である）、電位プロバイダの電位に対する影響を回避でき、検出サブ回路２０１および右脚駆動サブ回路２０２が正常に動作できることが確実にされる。
実装において、図１１に示されるように、閉じられた後、第１演算増幅器ＡＭＰ１は、合計で３個のポート、すなわち同位相入力端、逆位相入力端および出力端を有し得る。第１演算増幅器ＡＭＰ１が心電図検出デバイス０００に適用されるとき、３個のポートは、対応するコンポーネントに別々に接続され得る。
別の実装において、図１２に示されるように、第１演算増幅器ＡＭＰ１はまた、合計で２つだけのポート、すなわち、同位相入力端および出力端を有するコンポーネントとしてパッケージングされ得る。すなわち、第１演算増幅器ＡＭＰ１の逆位相入力端は、パッケージング前に出力端に既に接続されている。本実装において、第１演算増幅器ＡＭＰ１は電圧バッファとも称され得る。対応して、第１演算増幅器ＡＭＰ１が心電図検出デバイス０００に適用されるとき、同位相入力端および出力端は、対応するコンポーネントに別々に接続されるだけでよい。
実装において、電圧フォロワ回路３０は、複数のカスケードされた第１演算増幅器ＡＭＰ１を含み得る。代替的に、電圧フォロワ回路３０は複数のカスケードされたディスクリートトライオードを含み得る。複数のカスケードトライオードは、演算増幅器の機能を実装し、さらに電圧フォロウイングを実装し得る。演算増幅器の機能を実装するために複数のカスケードされたトライオードを具体的にどのように使用するかは、技術分野における従来技術であり、本願において詳細に説明しない。
本願の本実施形態において、各コンポーネント（ＡＭＰまたはＡＤＣなど）は単に、機能を有する論理回路を表すために使用される。実際の製品において、１または複数の回路は１つのチップにパッケージングされ、統合を増加させ、体積を低減し得る。例えば、検出サブ回路２０１におけるＩＮＡおよび第２演算増幅器ＡＭＰ２は、１つのチップに統合され得、チップはＥＣＧチップとも称され得る。ＥＣＧチップのピンは少なくとも、第１電極Ｐ１に接続するよう構成される第１入力ピン（すなわち、ＩＮＡの逆位相入力端）、第２電極Ｐ２に接続するよう構成される第２入力ピン（すなわち、ＩＮＡの同位相入力端）、および、第３電極Ｐ３に接続するよう構成される出力ピン（すなわち、ＡＭＰ２の出力端）を含み得る。当然、ＥＣＧチップはさらに、他のピン、例えば、接地されるよう構成されるピン、基準電源端ＶＲに接続するよう構成されるピンを含み得る。第１演算増幅器ＡＭＰ１の同位相入力端は、ＥＣＧチップの第１入力ピン、第２入力ピン、または出力ピンに外部的に接続され得る。第１演算増幅器ＡＭＰ１は、ＥＣＧチップの第１入力ピン、第２入力ピンまたは出力ピンに接続され、その結果、従来のＥＣＧチップも、本願の本実施形態において提供される心電図検出デバイスに適用され得る。これにより、心電図検出デバイスの互換性を効率的に改善する。
代替的に、検出サブ回路２０１におけるＩＮＡ、第２演算増幅器ＡＭＰ２および第１演算増幅器ＡＭＰ１はすべて、ＥＣＧチップに統合され得る。この場合、ＥＣＧチップのピンはさらに、ハウジング１０に接続するよう構成される出力ピンを含み得る。ＩＮＡ、ＡＭＰ２およびＡＭＰ１はすべて、ＥＣＧチップに統合され、その結果、心電図検出デバイスにおける電子コンポーネントの統合を効率的に改善でき、電子コンポーネントの体積を低減できる。
代替的に、検出サブ回路２０１におけるＩＮＡ、第２演算増幅器ＡＭＰ２、ＡＤＣおよび第１演算増幅器ＡＭＰ１はすべて、ＥＣＧチップに統合され得る。
代替的に、検出サブ回路２０１におけるＩＮＡ、第２演算増幅器ＡＭＰ２、ＡＤＣ、プロセッサ２０１１および第１演算増幅器ＡＭＰ１はすべて、ＥＣＧチップに統合され得る。
図１３を参照すると、本願の実施形態は電圧ホルダ回路３０の別の実装を提供する。本実施形態において、電圧ホルダ回路３０は電圧レギュレータ回路であり、電圧レギュレータ回路は電圧レギュレータ（ｒｅｇｕｌａｔｏｒ）とも称され、すなわち、入力が変化するときに安定的な電圧を出力するよう構成され得る。電圧レギュレータ回路３０の入力端は、電圧ホルダ回路の入力端として機能し、電源出力端ＶＣＣに接続され得る。電圧レギュレータ回路３０の出力端は、電圧ホルダ回路の出力端として機能し、ハウジング１０（すなわち、図１３に示される等価抵抗Ｒ０）に接続される。電圧レギュレータ回路３０は、電源出力端ＶＣＣの駆動下でハウジング１０に目標電位を提供するよう構成され得る。
電圧レギュレータ回路３０は目標電位を提供するために使用される。電源出力端ＶＣＣの電位は適切に設計され得、その結果、電圧レギュレータ回路３０によってハウジング１０に提供される目標電位は、基準電位とほぼ等しい。これにより、リーク電流の抑制を確実にできる。
心電図検出回路２０によって第３電極Ｐ３に提供される基準電位Ｖ３は、心電図検出回路２０における第２演算増幅器ＡＭＰ２に接続される基準電源端ＶＲの電位Ｖｒｅｆに近いので、電圧レギュレータ回路３０によってハウジング１０に提供される目標電位は、基準電源端ＶＲの電位Ｖｒｅｆに等しいことがあり得る。具体的には、図１３に示されるように、電圧レギュレータ回路３０によってハウジング１０に提供される目標電位はＶｃｃ／２であり得る。
図１４は、本願の実施形態による、さらに別の心電図検出デバイスの等価回路図である。図１４に示されるように、電圧レギュレータ回路３０はＬＤＯであり得る。リニアレギュレータと比較して、ＬＤＯは、低いノイズおよび小さい静電流などの利点を有する。
実装において、図５、図７～図９、および図１４を参照すると、心電図検出デバイス０００はさらに、ハウジング１０に配置され、かつ、ハウジング１０と電圧ホルダ回路３０の出力端（例えば、電圧フォロワ回路の出力端または電圧レギュレータ回路の出力端）との間に直列に接続された抵抗器Ｒ３を含み得る。
抵抗器Ｒ３は、ハウジング１０と電圧ホルダ回路３０の出力端との間に直列に接続され、その結果、リーク電流の経路上の抵抗をさらに増加でき、リーク電流を効率的に低減できる。これによりＥＣＧのベースラインドリフトをさらに可能な限り低減でき、ＥＣＧ検出の信頼性を確実にできる。
図５、図７～図９、および図１４に示されるように、心電図検出デバイス０００はさらに、ハウジング１０内に配置され、かつ、抵抗器Ｒ３に並列に接続されるキャパシタＣを含み得る。並列に接続されるキャパシタＣおよび抵抗器Ｒ２は、抵抗器－キャパシタネットワークとも称され得る。キャパシタＣは、電磁干渉（ｅｌｅｃｔｒｏｍａｇｎｅｔｉｃ ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ， ＥＭＩ）および静電気放電（ｅｌｅｃｔｒｏｓｔａｔｉｃ ｄｉｓｃｈａｒｇｅ， ＥＳＤ）に効率的に耐えることができる。
本願の本実施形態において、抵抗器Ｒ３の抵抗値およびキャパシタＣの静電容量値は、適用シナリオの要件に基づいて柔軟に設定され得る。例えば、心電図検出デバイス０００が、ウォッチまたはバンドなどのウェアラブルデバイスである場合、抵抗器Ｒ３の抵抗値の大きさのオーダは、メガオーム（ＭΩ）レベルであり得、キャパシタＣの静電容量値の大きさのオーダは、ピコファラッド（ｐＦ）レベルであり得る。例えば、抵抗器Ｒ３の抵抗値は１０ＭΩであり得、キャパシタＣの静電容量値は４７ｐＦであり得る。
本願の本実施形態において、図５、図７～図９および図１４に示されるように、心電図検出デバイス０００はさらに、ハウジング１０に配置されるＥＳＤ回路５０を含み得る。ＥＳＤ回路５０の一端はハウジング１０に接続され得、他端は接地され得る。
ＥＳＤ回路５０は、心電図検出デバイス０００における各コンポーネントがＥＳＤの影響に起因して損傷することを防止できる。これにより、心電図検出デバイスのＥＳＤ性能を効率的に改善できる。
実装において、ＥＳＤ回路５０は、ダイオードを含み得、例えば、ＴＶＳを含み得る。ＴＶＳの一方の電極はハウジング１０に接続され得、他方の電極は接地され得る。
高効率保護デバイスであるＴＶＳは、高速応答、高い過渡電力、小さいリーク電流、小さいブレークダウン電圧偏差、制限電圧の容易な制御、損傷限界無し、および小さいサイズという利点を有する。ＴＶＳは、心電図検出デバイスにおける各コンポーネントを効率的に保護し、各コンポーネントがサージパルスによって損傷することを防止できる。
実装において、図１５に示されるように、本願の本実施形態において提供される心電図検出デバイス０００はさらに、ハウジング１０内に配置される正電源回路６０を含み得る。正電源回路６０は電源出力端ＶＣＣを有する。正電源回路６０は、電源出力端ＶＣＣを使用することによって心電図検出回路２０および電圧ホルダ回路３０に電力を供給し得る。
ＡＤＣの入力端の前に接続される、心電図検出回路２０における回路（例えば、図５、図７～図９、および図１４に示されるＩＮＡおよび第２演算増幅器ＡＭＰ２）は、アナログフロントエンド（ａｎａｌｏｇ ｆｒｏｎｔ ｅｎｄ， ＡＦＥ）と称され得る。ＡＦＥは、結合されたアナログ信号（すなわち、ＥＣＧ信号）を増幅し、アナログ‐デジタル変換処理のためにアナログ信号をＡＤＣへ送信し得る。本願の本実施形態において提供される正電源回路６０は、心電図検出回路２０および電圧ホルダ回路３０におけるＡＦＥにシングル電源を提供し得る。
シングル電源とは、あるタイプの電源（例えば、正電源）が、アナログ回路に電力供給するために使用されることを意味し、正および負電源によって形成されるデュアル電源とは区別される。シングル電源は通常、正電源によって電力供給される。加えて、実装を容易にするために、正電源（例えば、１．８Ｖ電源または２．５Ｖ電源）が通常使用される。当然、実際には、複数の正電源がアナログ回路に同時に電力を供給することに限定されない。例えば、正電源回路６０は２つの出力を含み得る。１つはＶｃｃ（例えば、１．８Ｖ）を出力し、他方はＶｃｃ／２を出力する。
本願の本実施形態において、心電図検出回路２０におけるデジタル回路（ＡＤＣおよびプロセッサなど）の電源モードは限定されず、様々な既存の電源モードが電源に使用され得る。例えば、電源回路６０は代替的に電力を供給し得る。
実装において、図１５に示されるように、正電源回路６０はバッテリ６０１および電源管理回路６０２を含む。電源管理回路６０２は電源管理集積回路（ｐｏｗｅｒ ｍａｎａｇｅｍｅｎｔ ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ ｃｉｒｃｕｉｔ， ＰＭＩＣ）であり得る。電源管理回路６０２は、バッテリ６０１によって提供される電位をシステム正電位Ｖｃｃに変換し、次に、システム正電位Ｖｃｃを電源出力端ＶＣＣに出力し得る。例えば、バッテリ６０１によって提供される電位は３．８Ｖであり得る。電源管理回路６０２は、３．８Ｖの電位を１．８Ｖまたは２．５Ｖに変換し、次に、１．８Ｖまたは２．５Ｖの電位を電源出力端ＶＣＣに提供し得る。すなわち、電源出力端ＶＣＣによって提供されるシステム正電位Ｖｃｃは、１．８Ｖまたは２．５Ｖである。
本願の本実施形態において、心電図検出回路２０はさらに、電圧変換回路（不図示）を含み得、電圧変換回路は、電源出力端ＶＣＣおよび基準電源端ＶＲに別々に接続される。電圧変換回路は、電源出力端ＶＣＣによって出力されたシステム正電位ＶｃｃをＶｃｃ／２に変換し、次に、Ｖｃｃ／２を基準電源端ＶＲに提供し得る。電圧変換回路はＥＣＧチップに統合され得る。電圧変換回路の実装は従来技術であり、詳細は本願において説明されない。
正電源回路の回路構造は単純であり、コストは低い。したがって、正電源回路は、本願の本実施形態において提供される心電図検出デバイスにおいて使用される。これにより、心電図検出デバイスの回路構造の複雑性およびシステム全体のコストを効率的に低減できる。
例えば、図５、図７～図９、および図１４を参照すると、正電源回路６０は、電源出力端ＶＣＣを使用することによって、電圧ホルダ回路３０における第１演算増幅器ＡＭＰ１またはＬＤＯにシステム正電位Ｖｃｃを提供し、心電図検出回路２０におけるＩＮＡにシステム正電位Ｖｃｃを提供し得る。
実装において、本願の本実施形態において提供される心電図検出デバイス０００はウェアラブルデバイスであり得る。例えば、デバイスは、ウォッチ、バンド、もしくはアンクレットなどの手首着用デバイスであり得るか、または、アームバンドデバイスであり得るか、または、スマートグラスもしくはヘッドマウントディスプレイデバイスであり得る。
ウォッチまたはバンドなどのウェアラブルデバイスは心電図検出デバイスとして使用され、その結果、ユーザはユーザの心電図信号をリアルタイムに検出できる。これにより、心電図信号検出の柔軟性を改善する。
心電図検出デバイスがウォッチまたはバンドであるシナリオにおいて、図２および図１６に示されるように、ハウジング１０は、ウォッチまたはバンドのウォッチハウジング（ミドルフレームとも称され得る）であり得る。ウォッチまたはバンドはさらに、底部カバー４０およびディスプレイ画面７０を含み得る。ウォッチハウジング１０、底部カバー４０およびディスプレイ画面７０は、閉じられた空洞を形成し得る。心電図検出回路２０および電圧ホルダ回路３０は空洞内に配置され得る。ディスプレイ画面７０はタッチディスプレイ画面であり得る。
加えて、第２電極Ｐ２および第３電極Ｐ３は、底部カバー４０の外側、すなわち、ディスプレイ画面７０から離れた、底部カバー４０の側に配置され得る。第１電極Ｐ１は、ウォッチハウジング１０の外側上に配置され得る。例えば、図１６を参照すると、ウォッチクラウン８０は、ウォッチハウジング１０の外側上に配置され得、第１電極Ｐ１は、ウォッチクラウン８０上に配置され得る。
ユーザの１つの手（例えば左手）がウォッチまたはバンドを着用するとき、第２電極Ｐ２および第３電極Ｐ３は、ユーザの手首の皮膚に接触し得る。ＥＣＧ検出を実行する必要があるとき、ユーザは、別の手の指（例えば、右手の指）で第１電極Ｐ１に接触し得、心電図検出回路２０はさらに、第１電極Ｐ１および第２電極Ｐ２を使用することによって、ユーザの心電図信号を収集し得る。
結論として、本願の実施形態は心電図検出デバイスを提供する。心電図検出デバイスのハウジングは導電材料からできていてよい。加えて、心電図検出デバイスは、ハウジングに目標電位を提供するよう構成される電圧ホルダ回路を含み得る。電圧ホルダ回路によって提供される目標電位と、心電図検出回路によって第３電極に提供される基準電位との間の電位差は小さい。したがって、ＥＣＧ検出プロセスにおいて、ユーザがハウジングに偶発的に接触して、ハウジングを第３電極に導通させた場合でも、ハウジングと第３電極との間にリーク電流は生成されないか、または、ハウジングと第３電極との間に小さいリーク電流が生成される。これにより、ＥＣＧ信号への干渉を効率的に低減し、ＥＣＧ検出の正確度を確実にできる。
本願の本実施形態において提供される解決策において、ハウジングと第３電極との間の電位差は、電圧ホルダ回路を追加することによって低減され得る。したがって、心電図検出デバイスのハウジングの絶縁性能に対する要件を下げることができる。このようにして、ＥＣＧ検出に対する、偶発的な指の接触または汗の浸透の影響は、システム全体のハウジングの製造プロセス、および、心電図検出回路の電源アーキテクチャを変化させることなく、効率的に低減することができる。
上述の実施形態に基づいて、本願の実施形態はさらに、心電図検出デバイスに適用される検出回路００００を提供する。心電図検出デバイスは、導電材料からできているハウジングを含む。図１７に示されるように、検出回路００００は、第１入力ピンＪ１、第２入力ピンＪ２、第１出力ピンＪ３および第２出力ピンＪ４を含む。
第１入力ピンＪ１は、第１電極に接続するよう構成される。第２入力ピンＪ２は、第２電極に接続するよう構成される。第１出力ピンＪ３は、第３電極に接続するよう構成される。検出回路００００は、第１入力ピンＪ１および第２入力ピンＪ２を使用することによって心電図信号を収集し、第１出力ピンＪ３を使用することによって第３電極に基準電位を提供するよう構成される。第１電極、第２電極および第３電極はすべて、心電図検出デバイスのハウジングの外に配置され、ハウジングから絶縁される。
第２出力ピンＪ４は、心電図検出デバイスのハウジングに接続するよう構成される。検出回路００００はさらに、第２出力ピンＪ４を使用することによって、ハウジングに目標電位を提供するよう構成される。目標電位と基準電位との間の電位差は差分閾値より小さい。例えば、目標電位は基準電位に等しいか、または近い。
本願の本実施形態において、ピンに加えて、検出回路００００はさらに、心電図信号を収集するよう構成される回路、基準電位を提供するよう構成される回路、および、目標電位を提供するよう構成される回路を含む。
実装において、図１７に示されるように、検出回路００００は電圧ホルダ回路１００を含み得る。電圧ホルダ回路１００の出力端Ｏ３は第２出力ピンＪ４に接続される。電圧ホルダ回路１００の入力端ＩＮ３は、電位プロバイダに接続するよう構成される。電圧ホルダ回路１００は、入力端ＩＮ３の入力信号に基づいて出力端Ｏ３で目標電位を出力するよう構成される。
実装において、図１８に示されるように、検出回路００００はさらに電源ピンＪ５を含む。電源ピンＪ５は電源出力端ＶＣＣに接続するよう構成される。電圧ホルダ回路１００の入力端ＩＮ３に接続される電位プロバイダは、第１電極、または第２電極、または第３電極、または電源出力端ＶＣＣであり得る。
実装において、電位プロバイダは第１電極、または第２電極、または第３電極である。電圧ホルダ回路１００は電圧フォロワ回路である。電圧フォロワ回路１００の出力端Ｏ３は、電圧ホルダ回路の出力端として機能し、第２出力ピンＪ４に接続され、電圧フォロワ回路１００の入力端ＩＮ３は、電位プロバイダに接続するよう構成される。例えば、図７に示される電圧フォロワ回路１００の入力端ＩＮ３は、電圧ホルダ回路の入力端として機能し、第１出力ピンＪ３に接続される。すなわち、電圧フォロワ回路１００の入力端ＩＮ３は第３電極に接続するよう構成される。電圧フォロワ回路１００は、電位プロバイダの目標電位と実質的に一致するように第２出力ピンＪ４の電位を制御するよう構成される。
さらに図１７を参照すると、検出回路００００はさらに心電図検出回路２００を含む。心電図検出回路２００は検出サブ回路２００１および右脚駆動サブ回路２００２を含み得る。検出サブ回路２００１の第１入力端ＩＮ１１は第１入力ピンＪ１に接続される。検出サブ回路２００１の第２入力端ＩＮ１２は第２入力ピンＪ２に接続される。検出サブ回路２００１のコモンモード出力端Ｏ１は、右脚駆動回路２００の第１入力端ＩＮ２１に接続される。検出サブ回路２００１は、心電図信号を収集し、第１入力端ＩＮ１１と第２入力端ＩＮ１２との間のコモンモード電圧を右脚駆動サブ回路２００２に出力するよう構成される。
右脚駆動サブ回路２００２の第２入力端ＩＮ２２は基準電源端ＶＲに接続される。右脚駆動サブ回路２００２の出力端Ｏ２は第１出力ピンＪ３に接続される。右脚駆動サブ回路２００２は、コモンモード電圧および基準電源端ＶＲの駆動下で第１出力ピンＪ３に基準電位を提供するよう構成される。
代替的に、電圧フォロワ回路１００の入力端ＩＮ３に接続される電位プロバイダは、検出サブ回路２００１のコモンモード出力端Ｏ１であり得る。
検出サブ回路２００１の構造は、上述の実施形態における検出サブ回路２０１の構造と同一であり得、右脚駆動サブ回路２００２の構造は、上述の実施形態における右脚駆動サブ回路２０２の構造と同一であり得る。したがって、ここでは詳細を再度説明しない。
実装において、検出回路００００はさらに、電圧変換回路を含み得、電圧変換回路は、電源ピンＪ５および基準電源端ＶＲに別々に接続される。電圧変換回路は、電源ピンＪ５に接続される電源出力端ＶＣＣによって出力されるシステム正電位ＶｃｃをＶｃｃ／２に変換し、次に、Ｖｃｃ／２を基準電源端ＶＲに提供し得る。
実装において、電圧フォロワ回路１００は第１演算増幅器ＡＭＰ１を含み得る。第１演算増幅器ＡＭＰ１の同位相入力端は電圧フォロワ回路１００の入力端として機能し、電位プロバイダに接続される。第１演算増幅器ＡＭＰ１の出力端は、電圧フォロワ回路１００の出力端として機能し、第２出力ピンＪ４および第１演算増幅器ＡＭＰ１の逆位相入力端に別々に接続される。電圧フォロワ回路１００の構造については、上述の実施形態を参照されたい。ここでは、詳細について改めて説明しない。
別の実装において、電位プロバイダは電源出力端ＶＣＣである。電圧ホルダ回路１００は電圧レギュレータ回路である。図１８に示されるように、電圧レギュレータ回路１００の入力端ＩＮ３は、電圧ホルダ回路の入力端として機能し、電源ピンＪ５に接続される。電圧レギュレータ回路１００の出力端Ｏ３は、電圧ホルダ回路の出力端として機能し、第２出力ピンＪ４に接続される。電圧レギュレータ回路１００は、電源ピンＪ５に接続された電源出力端ＶＣＣの駆動下で、第２出力ピンＪ４に目標電位を提供するよう構成される。電圧レギュレータ回路はＬＤＯであり得る。
本願の本実施形態において、図１９に示されるように、検出回路００００はさらに、第２出力ピンＪ４と電圧ホルダ回路１００との間に直列に接続される抵抗器Ｒ３を含み得る。
実装において、検出回路００００はさらに、抵抗器Ｒ３に並列に接続されるキャパシタＣを含む。
実装において、検出回路００００はさらに、ＥＳＤ回路３００を含む。ＥＳＤ回路３００の一端は第２出力ピンＪ４に接続され、他端は接地される。
実装において、ＥＳＤ回路３００はＴＶＳを含む。ＴＶＳの一方の電極は、第２出力ピンＪ４に接続され、ＴＶＳの他方の電極は接地される。
ＥＳＤ回路３００における抵抗器Ｒ３、キャパシタＣ、およびＴＶＳの機能については、上述の実施形態を参照されたい。ここでは、詳細について改めて説明しない。
実装において、検出回路は集積回路（ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ ｃｉｒｃｕｉｔ， ＩＣ）であり得、検出回路に含まれる回路は同一チップにパッケージングされ得る。パッケージングチップの体積は小さいので、チップを使用する心電図検出デバイスの体積の増加を回避できる。すなわち、検出回路は小さい心電図検出デバイスに適用され得る。
結論として、本願の実施形態は、心電図検出デバイスに適用される検出回路を提供する。検出回路によって心電図検出デバイスのハウジングに提供される目標電位と、心電図検出デバイスの第３電極に提供される基準電位との間の電位差は小さい。したがって、ＥＣＧ検出プロセスにおいて、ユーザがハウジングに偶発的に接触して、ハウジングを第３電極に導通させた場合でも、ハウジングと第３電極との間にリーク電流は生成されないか、または、ハウジングと第３電極との間に小さいリーク電流が生成される。これにより、ＥＣＧ信号への干渉を効率的に低減し、ＥＣＧ検出の正確度を確実にできる。
前述の説明は、本願の任意選択の実施形態に過ぎず、本願を限定することを意図するものではない。本願において開示された技術的範囲内で当業者が容易に考え出すあらゆる修正または置き換えは、本願の保護範囲に含まれることになる。したがって、本願の保護範囲は特許請求の範囲の保護範囲に従うものとする。

Claims (31)

  1. 心電図検出デバイスであって、前記心電図検出デバイスは、導電材料からできているハウジングと、前記ハウジングの中に配置された心電図検出回路および電圧ホルダ回路と、前記ハウジングの外に配置され前記ハウジングから絶縁された第１電極、第２電極および第３電極とを備え、
    前記心電図検出回路は、前記第１電極、前記第２電極および前記第３電極に別々に接続され、前記心電図検出回路は、前記第１電極および前記第２電極を使用することによって、心電図信号を収集し、前記第３電極に基準電位を提供するよう構成され、
    前記電圧ホルダ回路は、前記ハウジングに接続され、前記ハウジングに目標電位を提供するよう構成され、前記目標電位と前記基準電位との間の電位差は差分閾値より小さい、
    心電図検出デバイス。
  2. 前記電圧ホルダ回路の出力端は、前記ハウジングに接続され、前記電圧ホルダ回路の入力端は、電位プロバイダに接続され、前記電圧ホルダ回路は、前記入力端の入力信号に基づいて前記出力端において前記目標電位を出力するよう構成される、請求項１に記載の心電図検出デバイス。
  3. 前記電位プロバイダは前記第３電極、または前記第２電極、または前記第１電極、または電源出力端である、請求項２に記載の心電図検出デバイス。
  4. 前記電位プロバイダは前記第３電極、または前記第２電極、または前記第１電極であり、前記電圧ホルダ回路は電圧フォロワ回路であり、
    前記電圧フォロワ回路の出力端は前記電圧ホルダ回路の前記出力端として機能し、前記ハウジングに接続され、前記電圧フォロワ回路の入力端は、前記電圧ホルダ回路の入力端として機能し、前記電位プロバイダに接続され、前記電圧フォロワ回路は、前記ハウジングの電位が前記電位プロバイダの前記目標電位と実質的に一致するように制御するよう構成される、請求項３に記載の心電図検出デバイス。
  5. 前記電圧フォロワ回路は第１演算増幅器を含み、
    前記第１演算増幅器の同位相入力端は、前記電圧フォロワ回路の前記入力端として機能し、前記電位プロバイダに接続され、前記第１演算増幅器の出力端は前記電圧フォロワ回路の前記出力端として機能し、前記ハウジングおよび前記第１演算増幅器の逆位相入力端に別々に接続される、請求項４に記載の心電図検出デバイス。
  6. 前記電位プロバイダは前記電源出力端であり、前記電圧ホルダ回路は電圧レギュレータ回路であり、
    前記電圧レギュレータ回路の入力端は、前記電圧ホルダ回路の前記入力端として機能し、前記電源出力端に接続され、前記電圧レギュレータ回路の出力端は前記電圧ホルダ回路の前記出力端として機能し、前記ハウジングに接続され、前記電圧レギュレータ回路は、前記電源出力端の駆動下で前記ハウジングに前記目標電位を提供するよう構成される、請求項３に記載の心電図検出デバイス。
  7. 前記電圧レギュレータ回路は低ドロップアウトレギュレータである、請求項６に記載の心電図検出デバイス。
  8. 前記目標電位は前記基準電位に等しいか、または近い、請求項１から７のいずれか一項に記載の心電図検出デバイス。
  9. 前記心電図検出デバイスはさらに、前記ハウジングと前記電圧ホルダ回路との間に直列に接続される抵抗器を含む、請求項１から８のいずれか一項に記載の心電図検出デバイス。
  10. 前記心電図検出デバイスはさらに、前記抵抗器に並列に接続されるキャパシタを含む、請求項９に記載の心電図検出デバイス。
  11. 前記心電図検出デバイスはさらに静電気放電回路を含み、
    前記静電気放電回路の一端は前記ハウジングに接続され、他端は接地される、請求項１から１０のいずれか一項に記載の心電図検出デバイス。
  12. 前記静電気放電回路は過渡電圧サプレッサを含み、
    前記過渡電圧サプレッサの一方の電極は前記ハウジングに接続され、前記過渡電圧サプレッサの他方の電極は接地される、請求項１１に記載の心電図検出デバイス。
  13. 前記心電図検出回路は検出サブ回路および右脚駆動サブ回路を含み、
    前記検出サブ回路の第１入力端は前記第１電極に接続され、前記検出サブ回路の第２入力端は前記第２電極に接続され、前記検出サブ回路のコモンモード出力端は前記右脚駆動サブ回路の第１入力端に接続され、前記検出サブ回路は、心電図信号を収集し、前記第１入力端と前記第２入力端との間のコモンモード電圧を前記右脚駆動サブ回路に出力するよう構成され、
    前記右脚駆動サブ回路の第２入力端は基準電源端に接続され、前記右脚駆動サブ回路の出力端は前記第３電極に接続され、前記右脚駆動サブ回路は、前記コモンモード電圧および前記基準電源端の駆動下で前記第３電極に基準電位を提供するよう構成され、
    前記電位プロバイダは、前記第３電極、または前記第２電極、または前記第１電極、または前記コモンモード出力端である、請求項２から７のいずれか一項に記載の心電図検出デバイス。
  14. 前記検出サブ回路は、計装増幅器、アナログ－デジタル変換器およびプロセッサを含み、前記右脚駆動サブ回路は第２演算増幅器を含み、
    前記計装増幅器の逆位相入力端は、前記検出サブ回路の前記第１入力端として機能し、前記第１電極に接続され、前記計装増幅器の同位相入力端は、前記検出サブ回路の前記第２入力端として機能し、前記第２電極に接続され、前記計装増幅器のコモンモード出力端は、前記検出サブ回路の前記コモンモード出力端として機能し、前記第２演算増幅器の逆位相入力端に接続され、前記計装増幅器のディファレンシャルモード出力端は、前記アナログ－デジタル変換器の入力端に接続され、前記第２演算増幅器の前記逆位相入力端は、前記右脚駆動サブ回路の前記第１入力端であり、
    前記アナログ－デジタル変換器の出力端は前記プロセッサに接続され、
    前記第２演算増幅器の同位相入力端は前記右脚駆動サブ回路の前記第２入力端として機能し、前記基準電源端に接続され、前記第２演算増幅器の出力端は前記右脚駆動サブ回路の前記出力端として機能し、前記第３電極に接続される、請求項１３に記載の心電図検出デバイス。
  15. 前記心電図検出デバイスはさらに、前記ハウジングに配置された正電源回路を含み、前記正電源回路は電源出力端を有し、前記正電源回路は、前記電源出力端を使用することによって前記心電図検出回路および前記電圧ホルダ回路に電力を供給するよう構成される、請求項１から１４のいずれか一項に記載の心電図検出デバイス。
  16. 前記心電図検出デバイスはウェアラブルデバイスである、請求項１から１５のいずれか一項に記載の心電図検出デバイス。
  17. 前記ウェアラブルデバイスはウォッチまたはバンドである、請求項１６に記載の心電図検出デバイス。
  18. 心電図検出デバイスに適用される検出回路であって、前記心電図検出デバイスは、導電材料からできているハウジングを含み、前記検出回路は第１入力ピン、第２入力ピン、第１出力ピン、および第２出力ピンを含み、
    前記第１入力ピンは第１電極に接続するよう構成され、前記第２入力ピンは第２電極に接続するよう構成され、前記第１出力ピンは第３電極に接続するよう構成され、前記検出回路は、前記第１入力ピンおよび前記第２入力ピンを使用することによって心電図信号を収集し、前記第１出力ピンを使用することによって前記第３電極に基準電位を提供するよう構成され、前記第１電極、前記第２電極および前記第３電極はすべて、前記ハウジングの外に配置され、前記ハウジングから絶縁され、
    前記第２出力ピンは、前記ハウジングに接続するよう構成され、前記検出回路はさらに、前記第２出力ピンを使用することによって前記ハウジングに目標電位を提供するよう構成され、前記目標電位と前記基準電位との間の電位差は差分閾値より小さい、検出回路。
  19. 前記検出回路は電圧ホルダ回路を含み、前記電圧ホルダ回路の出力端は前記第２出力ピンに接続され、前記電圧ホルダ回路の入力端は電位プロバイダに接続するよう構成され、前記電圧ホルダ回路は、前記入力端の入力信号に基づいて前記出力端において前記目標電位を出力するよう構成される、請求項１８に記載の検出回路。
  20. 前記電位プロバイダは前記第３電極、または前記第２電極、または前記第１電極、または電源出力端である、請求項１９に記載の検出回路。
  21. 前記電位プロバイダは前記第３電極、または前記第２電極、または前記第１電極であり、前記電圧ホルダ回路は電圧フォロワ回路であり、
    前記電圧フォロワ回路の出力端は前記電圧ホルダ回路の前記出力端として機能し、前記第２出力ピンに接続され、前記電圧フォロワ回路の入力端は、前記電圧ホルダ回路の前記入力端として機能し、前記電位プロバイダに接続するよう構成され、前記電圧フォロワ回路は、前記電位プロバイダの前記目標電位と実質的に一致するように前記第２出力ピンの電位を制御するよう構成される、請求項２０に記載の検出回路。
  22. 前記電圧フォロワ回路は第１演算増幅器を含み、
    前記第１演算増幅器の同位相入力端は前記電圧フォロワ回路の前記入力端として機能し、前記電位プロバイダに接続するよう構成され、前記第１演算増幅器の出力端は、前記電圧フォロワ回路の前記出力端として機能し、前記第２出力ピンおよび前記第１演算増幅器の逆位相入力端に別々に接続される、請求項２１に記載の検出回路。
  23. 前記電位プロバイダは前記電源出力端であり、前記電圧ホルダ回路は電圧レギュレータ回路であり、
    前記電圧レギュレータ回路の入力端は前記電圧ホルダ回路の前記入力端として機能し、前記電源出力端に接続するよう構成され、前記電圧レギュレータ回路の出力端は前記電圧ホルダ回路の前記出力端として機能し、前記第２出力ピンに接続され、前記電圧レギュレータ回路は、前記電源出力端の駆動下で前記ハウジングに前記目標電位を提供するよう構成される、請求項２０に記載の検出回路。
  24. 前記電圧レギュレータ回路は低ドロップアウトレギュレータである、請求項２３に記載の検出回路。
  25. 前記目標電位は前記基準電位に等しいか、または近い、請求項１８から２４のいずれか一項に記載の検出回路。
  26. 前記検出回路はさらに、前記第２出力ピンと前記電圧ホルダ回路との間に直列に接続される抵抗器を含む、請求項１９から２４のいずれか一項に記載の検出回路。
  27. 前記検出回路はさらに、前記抵抗器に並列に接続されたキャパシタを含む、請求項２６に記載の検出回路。
  28. 前記検出回路はさらにＥＳＤ回路を含み、
    前記ＥＳＤ回路の一端は前記第２出力ピンに接続され、他端は接地される、請求項１８から２７のいずれか一項に記載の検出回路。
  29. 前記ＥＳＤ回路は過渡電圧サプレッサを含み、
    前記過渡電圧サプレッサの一方の電極は前記第２出力ピンに接続され、前記過渡電圧サプレッサの他方の電極は接地される、請求項２８に記載の検出回路。
  30. 前記検出回路はさらに検出サブ回路および右脚駆動サブ回路を含み、
    前記検出サブ回路の第１入力端は前記第１入力ピンに接続され、前記検出サブ回路の第２入力端は前記第２入力ピンに接続され、前記検出サブ回路のコモンモード出力端は前記右脚駆動サブ回路の第１入力端に接続され、前記検出サブ回路は心電図信号を収集し、前記第１入力端と前記第２入力端との間のコモンモード電圧を前記右脚駆動サブ回路に出力するよう構成され、
    前記右脚駆動サブ回路の第２入力端は基準電源端に接続され、前記右脚駆動サブ回路の出力端は前記第１出力ピンに接続され、前記右脚駆動サブ回路は前記コモンモード電圧および前記基準電源端の駆動下で前記第３電極に基準電位を提供するよう構成され、
    前記電位プロバイダは前記第３電極、または前記第２電極、または前記第１電極、または電源出力端、または前記コモンモード出力端である、請求項１９から２４のいずれか一項に記載の検出回路。
  31. 前記検出回路は集積回路であり、同一チップにパッケージングされる、請求項１８から３０のいずれか一項に記載の検出回路。
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