一种侦测心跳或电极接触良好与否的物品、方法及系统

摘要

公开了一种侦测心跳或电极接触良好与否的物品、方法及系统。该系统是在织品上设置多个织品电极，利用心电图的等位线图，并考虑人体运动所造成的干扰，设置为分离式电极结构。该系统可以根据电极位置、面积以及导线布局来侦测心跳，并可随环境状态的改变选择由干电池或电容耦合式电极撷取心电信号。该系统还可以通过测量噪声、体表阻抗、肌肉阻抗来侦测电极与人体的接触是否良好，还可以由心电信号波形及噪声来推测人体姿势与动作。

权利要求

1.一种侦测心跳或电极接触良好与否的物品，其特征在于其包含有一件织品，其中：该织品具有至少两个电极以撷取心电信号,其中所述的电极至少有一个电极与织品分离，电极与织品两者接触面至少有一面为光滑面或电极底部为弧型，以减少电极与织品的摩擦，同时至少有一连接线、悬挂条、子母扣或魔术贴(Velcro)来连接分离的电极与织品。

2.根据权利要求1所述的物品，其特征在于其中所述的连接线、悬挂条长度是综合考量皮肤相对移动距离来设置。

3.根据权利要求1所述的物品，其特征在于其中所述的电极有一弹性体具有保有液体、防震或滤波的功能。

4.根据权利要求1所述的物品，其特征在于其中所述的电极为干电极，并且在每一个干电极的旁边，或同一位置的上方设有一电容耦合式电极；或不必增加电容耦合式电极，电极本身就是电容耦合式电极。

5.一种侦测心跳或电极接触良好与否的物品，其特征在于其包含有一件织品，其中：该织品具有至少两个电极以撷取心电信号,其中所述的电极至少有一个电极为吸盘结构,吸盘结构可由导电纤维组成。

6.根据权利要求1所述的物品，其特征在于其中所述的电极与人体的接触面由可曲挠的导电布条或导电长纤维组成。

7.根据权利要求1所述的物品，其特征在于其中所述的连接线为螺旋状连接线、半径渐增的螺旋状连接线、条状连接线、或织带状连接线。

8.根据权利要求1所述的物品，其特征在于其中所述的电极或所述织品设有一通道，以一连接线穿过通道连结所述电极或所述织品，所述连接线的长度较通道长以利于电极滑动或滚动。

9.根据权利要求8所述的物品，其特征在于其中所述的通道和所述连接线为导电材料兼作信号传送之用。

10.根据权利要求1所述的物品，其特征在于其中所述电极或所述织品设有穿孔，以一连接线穿过此穿孔连结所述电极和所述织品，以利于电极滑动或滚动。

11.根据权利要求10所述的物品，其特征在于其中所述的穿孔的周围和所述连接线为导电材料兼作信号传送之用。

12.一种侦测心跳或电极接触良好与否的物品，其特征在于其包含有一件织品，其中：该织品具有至少两个电极以撷取心电信号,其中所述的电极至少有一个电极与织品分离，其中的一个设置有一滑块，另一个则设置有一滑台，所述滑块与所述滑台之间有空间可相对移动。

13.根据权利要求12所述的物品，其特征在于其中所述的滑块及所述滑台可为导电材料，兼作信号传送之用。

14.一种侦测心跳或电极接触良好与否的物品，其特征在于其包含有一件织品，其中：该织品具有至少两个电极以撷取心电信号,其中所述的电极至少有一个电极与织品分离，其中所述的织品设有穿孔,分离的所述电极连结一滑块,所述电极与所述滑块设置于所述织品的穿孔的两侧。

15.根据权利要求14所述的物品，其特征在于其中所述的穿孔周围和所述滑块为导电材料，兼作讯号传送之用。

16.根据权利要求1,5,12或14所述的的物品，其特征在于：

其中所述的电极至少有一个电极与织品分离，电极本身就是永久磁性物质，或在外面设有永久磁性物质，织品上也设置永久磁性物质，使两者同极相对以使电极受到磁力排斥而紧靠人体。

17.一种侦测心跳或电极接触良好与否的物品，其特征在于其包含有一件织品，其中：该织品具有至少两个电极以撷取心电信号,其中所述的电极中,至少一个电极下设有弹性体，电极与弹性体之间设有光滑材料来减少电极与弹性体之间的摩擦力,以当电极因皮肤移动而变形时，可以同时移动且变形。

18.根据权利要求1,5,12,14或17所述的物品，其特征在于其中所述的电极所在的织品部分采用弹性较强的材料制造,或织品上设有狭长型的开孔,或在不同位置的电极下或其旁边，设有一气囊或液囊，以将电极固定在人体上。

19.根据权利要求1所述的物品，其特征在于其中分离所述电极与所述织品之间设有一分离的面料,形成双层分离式结构可以抑制体动干扰，同时在分离的所述电极与所述面料，分离的所述面料与所述织品之间设有一连接线、悬挂条、子母扣或魔术贴连接分离的所述电极与所述面料,还设有一连接线、悬挂条、子母扣或魔术贴连接分离的所述面料与所述织品。

20.根据权利要求1所述的物品，其特征在于其中所述的电极内设有一不易透水或透气的薄层形成的袋子，该袋子内设有可吸水的材料把袋子撑开以便容纳液体或气体出入。

21.根据权利要求1所述的物品，其特征在于其中所述的连接线可为尼龙线、弹性纱线、布线、布条、织带、金属线、塑料线、塑料条、导电线或导电条。

22.根据权利要求1,5,12,14或17所述的物品，其特征在于其中所述的电极上或电极周围的织品上，设有止滑条或止滑面料来增加摩擦，或电极为摩擦力较大的导电材料。

23.根据权利要求22所述的物品，其特征在于其中所述的止滑条或止滑面料为导电材料。

24.根据权利要求1,5,12,14或17所述的物品，其特征在于其中的一个电极内增加有吸水的材料。

25.根据权利要求1,5,12,14或17所述的物品，其特征在于所述电极的内部设有一弹性体,所述弹性体上设有一不易透水的薄层、半透水的薄层、以有孔不透水薄层或者弹性体本身具有半透水的功能。

26.根据权利要求1,5,12,14或17所述的物品，其特征在于其中所述的所述的电极内、电极与织品之间或其旁边，设有一气囊或液囊，两个气囊或两个液囊之间有一连通管连通。

27.根据权利要求1所述的物品，其特征在于其中所述的电极内设有一具有弹性的容器,该容器在受压之后能撑开同时有小孔供液体或气体出入。

28.一种侦测心跳或电极接触良好与否的系统，其特征在于其包含有一件织品，及一控制盒，其中：该织品上设有至少两个电极，根据心电图的等位线图、等温线图、皮肤的移动、人体呼吸、运动或等湿线，来选择较佳的电极位置、电极结构或连接线的长度；

该控制盒包含一控制器以产生心电信号，或利用处理器所撷取的噪声或阻抗，来侦测电极是否贴近人体,或侦测电极的导线或电极是否受损。

29.一种侦测心跳或电极接触良好与否的系统，其特征在于其包含有一件织品，及一控制盒，其中：该织品上设有至少两个电极,其中所述的电极至少有一个电极与织品分离，电极与织品两者接触面至少有一面为光滑面或电极底部为弧型，以减少电极与织品的摩擦，同时至少有一连接线、悬挂条、子母扣或魔术贴(Velcro)来连接分离的电极与织品；

该控制盒包含一控制器，用以处理电极所得到的信号，以产生心电信号，利用处理器所撷取的噪声或所获得的心电图或阻抗来推估人体运动或姿势状态。

30.根据权利要求29所述的系统，其特征在于其中由所述的噪声误判为R波的次数推估人体运动或姿势状态、由心电图水平轴上的噪声振幅来推估人体运动或姿势状态、心电图振幅越大表示运动量越大、由波峰振幅推估人体运动或姿势状态、由上下饱和所占时间比例推估人体运动或姿势状态、由增益值或线性范围的大小变化推估人体运动或姿势状态、或由单位时间内正常R波个数推估人体运动或姿势状态。

31.一种侦测心跳或电极接触良好与否的系统，其特征在于其包含有一件织品，及一控制盒，其中：该织品上设有至少两个电极；

该控制盒包含测量电极的温度、湿度或阻抗的电路，和一微控制器，微控制器由侦测电极的温度、湿度或阻抗是否在设定范围内，来激活不同设定的电路、固件或软件，或启动心电图、肌电图、脑电图、阻抗式呼吸计、经皮神经电刺激、电击电路、体脂计或汗湿计。

32.根据权利要求31所述的系统，其特征在于微控制器由测量两个电极之间的阻抗，来引导使用者，以改善信号品质、或提高使用者的舒适感。

33.根据权利要求31所述的系统，其特征在于微控制器由测量两个电极之间的阻抗，来推估使用者的运动状态、呼吸、心跳或姿势。

34.根据权利要求31所述的系统，其特征在于微控制器测量的两个电极之间的阻抗,可为表皮阻抗、肌肉阻抗或呼吸阻抗。

35.根据权利要求31所述的系统，其特征在于微控制器是依据两电极之间的阻抗在不同范围内，而启动不同的电路、固件或软件。

36.根据权利要求31所述的系统，其特征在于两电极之间的阻抗是以一资料库储存各种状况下的阻抗值，作为判断的基准。

37.根据权利要求31所述的系统，其特征在于当无法由降低电极阻抗以获得信号时，控制盒会输出一特定代码，而不必输出无法辨识的噪声，以节省电力消耗。

38.根据权利要求31所述的系统，其特征在于当两电极之间的阻抗不在设定范围内时，处理器会以告知使用者束紧衣带、更换衣物、更换电极位置、增加第三个电极、启动主动电极、提升电极或其附近织品的温度、增加导电液体、以控制盒和人体之间的杂散电容，作为负反馈电流输入电极或是使用电容耦合式电极及电路的方式，来改善信号品质。

说明书

一种侦测心跳或电极接触良好与否的物品、方法及系统

技术领域

[0001] 本发明涉及一种侦测心跳或电极接触良好与否的物品、方法及系统,特别是涉及一种以穿着于身体上的织品的形式，能够撷取心电信号、肌电信号或脑电信号，同时侦测姿势、行为模式、或精神状态的物品、方法及系统。

背景技术

[0002] 无论是躺在病床上的病患，还是日常活动中健康的人、职业或业余运动员、以及从事高风险工作的人员，如消防队员,都需要连续不间断的、不受电线束缚的、且不妨碍正常活动的生理监视，以得知其生理状况，方便在必要时采取适当措施。例如对于心肌梗塞患者施予急救。将生理监视功能实现在日常穿着的织品上，是目前常见的解决方案之一。

[0003] 例如美国专利第6,198,394号，在织品上设有传感器(电极)，并通过传输线连接到电路。其缺点在于有些传输线是悬吊在织品之外，既会妨碍穿戴者的行动也不舒适。

[0004] 美国专利第6,080,690号修正了上述的缺点，它的实现方式是将外面包有绝缘层的传输线和一般织品的纤维编织(woven)在一起，来连接传感器(电极)和电路。但是其仍然存在缺点，即在织品上要布局走线(routing),当要布设多条传输线时就会变得十分困难，因为要在织入织品的传输线上设立连接点(junction)，以连接传感器或其他电子元件，这需要十分复杂的加工流程。

[0005] 美国专利申请案第12/209288号是利用一贴片将多个电极贴在身体上。这样就可不使用衣物并可确保电极与身体接触良好。然而这种贴片只能设置在胸前，不能取得完整的三个肢导心电图，而且将电极通过贴片直接贴在身体上对于使用者而言也很不舒服。

[0006] 美国专利第US7474910号中的电极是利用浮纱(Float yarn)设置在布料上,其中电极本身也可具有弹性而能够伸缩。但是这种设置电极的方法没有考虑到电极与布料或人体之间的摩擦力所能够产生的效果,而且不是三维空间的设计,故只能采用紧身设计,否则只要使用者一走动电极就会与皮肤有相对移动。

[0007] 综合以上所述，目前现有技术所提供的具有生理监视功能的织品，还未有利用心电信号在人体表面呈现的等位线图(ECG isopotential surface map)来获得较佳信号或避开汗水干扰，以及采用分离式电极结构以降低体动干扰，并且也能够侦测电极是否接触良好的织品。

发明内容

[0008] 由目前心脏医学可知，与由体表采集到的心电信号振幅有关的因素有以下几项：

[0009] 1、心电信号的振幅与心肌细胞数量(心肌厚度)成正比关系；

[0010] 2、心电信号的振幅与生理电极设置的位置和心肌细胞之间的距离成反比关系；

[0011] 3、心电信号的振幅与生理电极的方位和心肌电极的方向所构成的角度有关，所夹角度愈大，心电信号位于导程上的投影就愈小，电位也就愈弱。

[0012] 根据上述原理，有文献(“Simulation studies of the electrocardiogram.I.the normal heart”,by WT Miller and DB Geselowitz,Circ.Res.1978:43)以计算机仿真绘制出了心电图P,Q,R,S,T各波的等位线图，其中R波的等位线如图1(a)所示，其显示了本发明较佳实施例的日衣的电极、控制盒与导线的架构与心电信号等位线的位置关系。其中数值代表该处的电位，R波的振幅大小为两电极所在处的电位差。

[0013] 利用此等位线图，并考虑人体呼吸及运动所造成的干扰，以及服装设计上的可行性，本发明针对降低体动干扰提出出了一种新的分离式电极架构及电极的位置、面积、传输线布局。藉此，本发明的目的在于，克服上述现有的具有生理监视功能的织品现存的缺陷，而提供一种新的侦测心跳或电极接触良好与否的物品、方法及系统,所要解决的技术问题是使其通过采用一穿着于身体上可耐洗涤的织品，能够长期且连续的撷取心电信号,并且在满足穿着舒适和外型美观的前提下，能够准确测得心电信号，而不易受到身体运动和汗水等干扰，非常适于实用。

[0014] 本发明的另一目的在于，提供一种新的侦测心跳或电极接触良好与否的物品、方法及系统，所要解决的技术问题是使其可随环境状态改变，而选择由干电极或电容耦合式电极撷取心电信号，并且其处理器可由心电信号中伴随的噪声或电极的阻抗，来选出心电信号最佳的两个电极，或启动不同的电路、固件或软件，以节省电力消耗,从而更加适于实用。

[0015] 本发明的再一目的在于，提供一种新的侦测心跳或电极接触良好与否的物品、方法及系统，所要解决的技术问题是使其可由侦测电极的阻抗或噪声判别电极是否贴身，从而能够克服环境或身体姿势的限制，连续的撷取心电信号，从而更加适于实用。

[0016] 本发明的还一目的在于，提供一种新的侦测心跳或电极接触良好与否的物品、方法及系统，所要解决的技术问题是使其可利用噪声侦测人体活动、姿势、精神状态及心理状态；并可由心电图波型判读精神状态、步态、或姿势，从而更加适于实用。

[0017] 本发明的目的及解决其技术问题是采用以下技术方案来实现的。依据本发明提出的侦测心跳或电极接触良好与否的物品、方法及系统，包含至少两个电极，和一控制盒，其中电极是依等位线图来选取位置，并具有分离式结构而不固定在衣物上，以降低身体运动造成的干扰，控制盒内有处理器，设置有微控制器，微控制器内设有固件，其不仅可以计算心率,并且可由电极的阻抗或心电信号伴随的噪声，来辨识电极与人体接触是否良好，并可用来侦测姿势、精神状态及心理状态。

[0018] 本发明微控制器的固件设有自动增益控制，可自动调整其信号线性范围，并利用信号线性范围推估运动干扰。并且可以由量测噪声、体表阻抗、肌肉阻抗等方式，侦测电极与人体的接触是否良好

[0019] 本发明提出的物品，可利用磁力固定电极以减少体动干扰。

[0020] 本发明提出的物品，其电极内部可设有一具有弹性的容器，该容器设有一孔道供气体或液体进出，可储存气体或液体，并可产生负压让电极吸附于皮肤上，又可在使用时因毛细现象或受挤压而缓慢释出可导电液体,以解决电极未与身体贴合或导电性不佳的困扰。

[0021] 本发明提出的物品，可设置气囊或液囊于电极与织品之间，以解决电极未与身体贴合的困扰。

[0022] 本发明提出的系统，在刚开始使用时，会先侦测在行为动作中两电极间的阻抗，例如在前十秒钟时,若阻抗稳定且在设定范围内,则控制盒启动侦测心电信号，否则控制盒会以告知使用者束紧衣带、增加导电液体、增加第三个电极或启动主动电极等方式,来改善信号品质。同理，此方法也可以适用于肌电图、脑电图、阻抗式呼吸计(impedance pneumography)、经皮神经电刺激(TENS)、电击等。

[0023] 本发明与现有技术相比具有明显的优点和有益效果。借由上述技术方案,本发明一种侦测心跳或电极接触良好与否的物品、方法及系统至少具有下列优点及有益效果：

[0024] 本发明包含：一件织品,织品上设有至少两个电极,电极外覆有导体,内含有弹性体使其能够舒适地贴附于人体上，电极以传输线连接至连接器(connector)，连接器的另一端连接控制盒，控制盒内的处理器设有模拟电路(也可做在织品上)对电极取得的生理信号进行前处理，处理器内还设有微控制器，其可以将生理信号转换成数字信号,再经由蓝芽等无线模块将生理信号传送至其他的通信设备。经由信号处理的方法，由此织品能够获得多种信息,再对这些信息进行分析后形成一系统。

[0025] 对于穿戴式电极而言，常遇到的困扰是在电极与身体接触不良时,就无法正确求得信号。本发明采取了十一种方法来侦测电极与皮肤是否接触不良。

[0026] 本发明由电极与身体的接触情形可推知穿戴者的姿势和行动，以适时提醒穿戴者，并可侦测其活动及精神状态。上述的方法也可应用于脑电图、肌电图、经皮电刺激治疗、电击治疗的电极，测试其电极是否接触良好。

[0027] 穿戴式电极在织品宽松时很可能与皮肤接触不良，为解决此困扰,本发明还可在电极上面增加气囊或液囊，必要时加压以压迫电极紧贴人体。此外，为了增加导电性，本发明可选择性地在穿戴式电极内部增加一不易透水的薄膜层，趁水洗时将导电水分留在电极内部，在穿戴使用时,水份可因毛细现象或受挤压而缓慢释出至电极与皮肤上。此外，当薄膜层内变成容纳空气时,薄膜层的弹性可在受挤压后使内部呈负压，以吸住人体皮肤,同时又可将皮肤上可导电的液体(例如水)吸在电极上以利于导电。此外，为了增加导电性，本发明可选择性地在电极的导电布和弹性体之间再增加可曲挠的导体，例如由不锈钢纤维织成的导体。

[0028] 本发明提出了七种新型的电极架构，以降低体动干扰。

[0029] 本发明提出了两种方法，用于判断传输线是否断路。

[0030] 综上所述，本发明是有关于一种侦测心跳或电极接触良好与否的物品、方法及系统，本发明是在织品上设置多个织品电极，利用心电图的等位线图，并考虑人体运动所造成的干扰，创新的设计出分离式电极结构、电极的位置、面积、以及导线布局,以侦测心跳；并可随环境状态的改变选择由干电极或电容耦合式电极撷取心电信号；并且可以由量测噪声、体表阻抗、肌肉阻抗等方式，侦测电极与人体的接触是否良好；此外，可由心电信号波型及噪声，推测人体姿势与动作。本发明在技术上有显著的进步，并具有明显的积极效果,诚为一新颖、进步、实用的新设计。

[0031] 上述说明仅是本发明技术方案的概述，为了能够更清楚了解本发明的技术手段，而可依照说明书的内容予以实施，并且为了让本发明的上述和其他目的、特征和优点能够更明显易懂，以下特举较佳实施例，并配合附图,详细说明如下。

[0032] 本发明所称的织品,可为衣物、内衣裤、外套、床单、枕头、袜子、鞋子、围巾、头巾、手套、围裙、腰带、马桶座垫、地毯、帽子和座垫、方向盘套、腕表等形式。

附图说明

[0033] 图1(a)是本发明较佳实施例的日衣的电极、控制盒与导线的架构与心电信号等位线的位置关系的示意图。

[0034] 图1(b)是图1(a)中控制盒的放大示意图。

[0035] 图1(c)是本发明由运动时皮肤的相对移动距离决定电极位置的示意图。

[0036] 图1(d)是图1(c)左侧的示意图。

[0037] 图2(a)是本发明中有吸盘型结构的电极的剖面图。

[0038] 图2(b)是本发明中电极内设有容器的剖面图。

[0039] 图2(c)是本发明中电极内设有以不易透水或气的胶膜形成的袋子的剖面图。

[0040] 图2(d)是本发明中有吸盘结构的导电布的纤维的剖面图。

[0041] 图3(a)是本发明含导电纤维的电极的侧视图。

[0042] 图3(b)是本发明含导电条的电极的侧视图。

[0043] 图4(a)是本发明弧形电极滑动于织品上的侧视图。

[0044] 图4(b)是本发明弧形电极采用半径渐增的螺旋形传输线的侧视图。

[0045] 图4(c)是本发明电极采用两悬挂条固定的侧视图。

[0046] 图4(d)是本发明电极以织带作为悬挂条缝在织品上的示意图。

[0047] 图5(a)是本发明中电极内设有通道使电极可沿传输线滑动的侧视图。

[0048] 图5(b)是本发明中电极的侧边设有通道的示意图。

[0049] 图5(c)是本发明中电极所处的织品上设有通道的示意图。

[0050] 图5(d)是本发明中电极的侧边与织品上皆设有通道的示意图。

[0051] 图6(a)是本发明中电极所处的织品设有开孔以容许连接线穿过的示意图。

[0052] 图6(b)是本发明中电极设有开孔以容许连接线穿过的示意图。

[0053] 图6(c)是本发明中电极与织品皆设有开孔以容许连接线穿过的示意图。

[0054] 图6(d)是本发明中连接线成环型穿过织品上的开孔的示意图。

[0055] 图7(a)是本发明中电极设置于滑台上的第一较佳实施形式的示意图。

[0056] 图7(b)是本发明中电极设置于滑台上的第二较佳实施形式的示意图。

[0057] 图7(c)是本发明中电极设置于滑台上的第三较佳实施形式的示意图。

[0058] 图8(a)是本发明在站立静止时电极侧面以织带为悬挂条所取得的R波的波形图。

[0059] 图8(b)是本发明在走动时电极侧面以织带为悬挂条所取得的R波的波形图。

[0060] 图8(c)是本发明由坐姿站起时电极侧面以织带为悬挂条所取得的R波的波形图。

[0061] 图8(d)是本发明原地高抬腿时电极侧面以织带为悬挂条所取得的R波的波形图。

[0062] 图9(a)是本发明的双层分离式结构电极以连接线结合的第一较佳实施形式的示意图。

[0063] 图9(b)是本发明的双层分离式结构电极以织带结合的第二较佳实施形式的示意图。

[0064] 图9(c)是本发明的双层分离式结构电极以织带结合的第三较佳实施形式的示意图。

[0065] 图9(d)是本发明的双层分离式结构电极所获得走动的R波的波形图。

[0066] 图10(a)是本发明中正面的R波的等位线及电极位置的示意图。

[0067] 图10(b)是本发明中左侧的R波的等位线及电极位置的示意图。

[0068] 图10(c)是本发明中背面的R波的等位线及电极位置的示意图。

[0069] 图11(a)是本发明由电极设置在图10(a)的A与B处所测得的心电信号图。

[0070] 图11(b)是本发明由电极设置在图10(a)的A与C处所测得的心电信号图。

[0071] 图11(c)是本发明由电极设置在图10(a)的B与H处所测得的心电信号图。

[0072] 图11(d)是本发明由电极设置在图10(c)的D与E处所测得的心电信号图。

[0073] 图11(e)是本发明由电极设置在图10(c)的F与G处所测得的心电信号图。

[0074] 图11(f)是本发明由电极设置在图10(b)的I与J处所测得的心电信号图。

[0075] 图12(a)是本发明由面积6*3平方厘米的电极所测得的心电图。

[0076] 图12(b)是本发明由面积6*6平方厘米的电极所测得的心电图。

[0077] 图12(c)是本发明由面积6*9平方厘米的电极所测得的心电图。

[0078] 图13(a)是本发明由图10(c)和图10(a)的Z与B处所测得的R波的波形图。

[0079] 图13(b)是本发明由图10(c)和图10(b)的Z与I处所测得的R波的波形图。

[0080] 图13(c)是本发明由图10(a)和图10(b)的B、I处并联与图10(c)的Z处所测得的R波的波形图。

[0081] 图13(d)是本发明由图10(a)和图10(b)的B、I处并联与图10(c)的Z处在行走时所测得的R波的波形图。

[0082] 图14是本发明中分离式电极设置于弹性导电布的侧视图。

[0083] 图15(a)是本发明右臂在后左臂在前时取得的心电图。

[0084] 图15(b)是本发明双臂在前时取得的心电图。

[0085] 图15(c)是本发明双臂在后时取得的心电图。

[0086] 图15(d)是本发明右臂在前左臂在后时取得的心电图。

[0087] 图16(a)是当电极阻抗为15M Ohms时静止所得的R波的波形图。

[0088] 图16(b)是当电极阻抗为30M Ohms时静止所得的R波的波形图。

[0089] 图16(c)是电极脱离人体在静止状态下所得的R波的波形图。

[0090] 图17(a)是当电极阻抗为10M Ohms时静止所得的R波的波形图。

[0091] 图17(b)是当电极阻抗为10M Ohms时行走所得的R波的波形图。

[0092] 图17(c)是当电极阻抗为10M Ohms时原地抬腿所得的R波的波形图。

[0093] 图17(d)是当电极阻抗为0.8M Ohms时静止所得的R波的波形图。

[0094] 图17(e)是当电极阻抗为0.8M Ohms时行走所得的R波的波形图。

[0095] 图17(f)是当电极阻抗为0.8M Ohms时原地抬腿所得的R波的波形图。

[0096] 图18(a)是本发明两种电极并用的第一种形式的示意图。

[0097] 图18(b)是本发明两种电极并用的第二种式的示意图。

[0098] 图18(c)是本发明两种电极并用的第三种形式的示意图。

[0099] 图18(d)是本发明两种电极并用的第四种形式的示意图。

[0100] 图18(e)是本发明两种电极并用的第五种形式的示意图。

[0101] 图18(f)是本发明两种电极并用的第六种形式的示意图。

[0102] 图18(g)是本发明两种电极并用的第七种形式的示意图。

[0103] 图18(h)是本发明两种电极并用的第八种形式的示意图。

[0104] 图18(i)是本发明两种电极并用的第九种形式的示意图。

[0105] 图19是本发明电容耦合式电极与干电极共享一电路的示意图。

[0106] 图20是本发明中内含气囊或液囊的电极的侧视图。

[0107] 图21(a)是本发明中两电极内含的气囊或液囊相互连接并互相辅助的侧视图。

[0108] 图21(b)是本发明中两电极内含的气囊或液囊相互连接并互相排斥的侧视图。

[0109] 图22(a)是本发明在织品及电极上各加装一磁石的示意图。

[0110] 图22(b)是本发明采用环型永久磁性物质的示意图。

[0111] 图22(c)是本发明在衣服上将永久磁性物质设置于电极两侧的示意图。

[0112] 图23是本发明由脉波侦测电极是否接触不良的示意图。

[0113] 图24(a)是本发明体表电容为2.7nF时所测得的R波的波形图。

[0114] 图24(b)是本发明体表电容为21.7nF时所测得的R波的波形图。

[0115] 图25(a)是本发明中两个电极不同形状但电性连接的示意图。

[0116] 图25(b)是本发明中两个电极不同形状但电性连接的信号产生图。

[0117] 图26是本发明中四个连接不同电子组件的电极的示意图。

[0118] 图27是本发明中由弦波测电极是否接触不良的示意图。

[0119] 图28是本发明判断电极与皮肤是否接触不良的第五种方法的示意图。

[0120] 图29是本发明判断电极与皮肤是否接触不良的第六种方法的示意图。

[0121] 图30是本发明判断电极与皮肤是否接触不良的第七种方法的示意图。

[0122] 图31是本发明判断电极与皮肤是否接触不良的第八种方法的示意图。

[0123] 图32是本发明判断传输线是否导通不良的示意图。

[0124] 5：永久磁性物质            10：按扣；

[0125] 20：双层结构               40：电极

[0126] 50：控制盒                 60：连接器

[0127] 65：导电布                 75：导体

[0128] 80：传输线                 82：光滑材料

[0129] 83：止滑条                 85：织品

[0130] 90：弹性体                 95：间隔

具体实施方式

[0131] 为更进一步阐述本发明为达成预定发明目的所采取的技术手段及功效,以下结合附图及较佳实施例，对依据本发明提出的一种侦测心跳或电极接触良好与否的物品、方法及系统其具体实施方式、结构、方法、步骤、特征及其功效，详细说明如后。

[0132] 有关本发明的前述及其他技术内容、特点及功效，在以下配合参考图式的较佳实施例的详细说明中将可清楚呈现。通过具体实施方式的说明,应当可对本发明为达成预定目的所采取的技术手段及功效获得一更加深入且具体的了解，然而所附图式仅是提供参考与说明之用，并非用来对本发明加以限制。

[0133] 第1实施例 日衣

[0134] 本发明中所述的日衣意指日间活动所穿着的衣服。如图1(a)所示，图1(a)是本发明较佳实施例的日衣的电极、控制盒与传输线的架构与心电信号的等位线的位置关系的的示意图。本发明的架构是将两个电极40分别设置于日衣的左右腋下。其中,左腋下的电极40是设置于最高电位(+1.4)的区域内；但为了避免呼吸干扰并且避免对于女性使用者正好是穿着内衣的位置，另一电极40并不设在最低电位(-1)的区域内，而是设在电位为-0.3的右腋下位置。除了上述的两个电极之外，本发明还可选择性地再增加一个第三电极，作为负反馈电流输入人体的电极，以降低噪声，或是和上述的两个电极一同工作来取得三导联心电图，或是以控制盒和人体之间的杂散电容，作为负反馈电流输入电极。按扣10是用来将心电信号传导至控制盒50的连接器，如图1(b)所示，图1(b)是图1(a)中控制盒的放大示意图，其中控制盒50的上下分别设有两个按扣10，上下两个按扣10不在控制盒50的同一平面上，因此可以避免两个按扣10同时受到汗水或雨水的浸湿而影响信号的传输。上述的按扣10也可采用可导电的魔鬼毡代替，也能够获得相同的功效。其中按扣10或魔鬼毡的周围设有吸水材料(如海绵)，其底部设有一防水层，例如热熔胶薄膜、尼龙布、疏水性材料或保鲜膜等不透水材料，以防止汗水影响信号的传输。为了减少肢体运动拉扯电极引起干扰，日衣可采用上下两部分或上中下三部分拼接构成，其中每一部分采用不同的材料制造，例如电极所在的一部分采用弹性较强的莱卡(Lycra)布制造，以将电极固定在人体的上，而其他部分则采用较易延展的布料制造，这样就不易拉扯Lycra布部分。

[0135] 本发明的控制盒50经由按扣10作为连接器，与电极电性连接，以感测心电信号。控制盒50内可设有仪表放大器、带通滤波器、微控制器及无线通信模块，可将信号无线传送至其他通信设备，使用户不会受到电线的束缚。

[0136] 为了降低体动干扰,本发明在选取电极设置的位置时首先是以实验来测量身体运动牵扯肌肉与皮肤的相对移动距离。如图1(c)及图1(d)所示,图1(c)是本发明由运动时皮肤的相对移动距离决定电极位置的示意图,图1(d)是图1(c)左侧的示意图，我们先在人体上预先选好的11个位置上分别设置6*6平方厘米的方型纸片，其中纸片只有中心的一小点与人体粘接,其他面积均可以自由移动。当人体静止站立时在纸片的4角对应的人体皮肤上画上标记作为原点，然后当人体运动时，记录此时纸片4角与原点标记的差值，即得出运动时皮肤的相对移动距离。下面将由典型的身体运动引起的皮肤的相对移动距离列于表1中。

[0137] 表1三种运动下各位置的皮肤的相对移动距离

[0138]

[0139] 由于人体的皮肤是左右对称的，故图1(d)中人体左侧的位置2与3与右侧的位置2’与3’的相对移动距离是一样的。从表1来看，相对移动距离最小的是位置9，其次是置位1，再次是位置3。然而,位置9与位置3的电位较低，而位置10由于其处于人体的凹面处,故不利于与电极接触。综合人体心电R波等电位图及皮肤相对移动距离来看，将电极设置在位置3与3’处是较佳的。

[0140] 经过多次实验，本发明较佳的设置侦测电极的位置是在左右腋下，向胸骨方向水平移动约2至6厘米处，以尽量达到电极在电位1.4和-1.0的区域可侦测最大R波的两个位置。本发明日衣的袖口应较一般上衣大2至4厘米，以避免双臂运动牵引衣物而引起电极位置的移动造成运动干扰。对于女性使用者，为了避开胸衣，左右腋下的电极可再下移3至5厘米。

[0141] 身体运动常会干扰测得的心电信号，这种干扰主要是由运动时皮肤和衣服的移动，导致电极会相对于皮肤移动以及电极也会相对于衣服移动,产生体动噪声而引起。体动噪声的振幅都比较接近，不随电极的位置而有大幅的变化。为了降低体动干扰，本实施例提出七种设置电极于织品上的方法，目的是在运动时使电极不会有相对于皮肤运动，更进一步地希望能够达到电极相对于衣服也不会移动。故本发明在刚开始使用时，会先侦测在行为动作中两个电极40间的阻抗，例如在刚开始的十秒钟，若阻抗稳定且在设定范围内，则控制盒50启动侦测心电信号，否则控制盒50会以告知使用者束紧衣带、增加导电液体、增加第三个电极或启动主动电极启动主动电极(active electrode，参考Merrit等人著“Fabric-Based Active Electrode Design and Fabrication for Health Monitoring Clothing”,IEEE TRANSACTIONS ON INFORMATION TECHNOLOGY IN BIOMEDICINE,VOL.13,NO.2,2009)等方式，来改善信号的品质。具体的七种方法如下所述：

[0142] 第一种方法：吸盘结构型

[0143] 第一种吸盘结构，是在电极与人体接触的平面上设置吸盘结构。其中，吸盘结构是以亲水性佳且不透气的材料制成，并且吸盘结构连接一具有弹性并在受压之后能够恢复原形的容器，容器上设有小孔供液体或气体出入。在洗涤织品时，容器内能够容纳可导电的液体(例如洗涤织品的水)；而在织品本身烘干或晒干后，容器内仍有液体储存；等到人穿戴使用织品时,容器内的液体即可依毛细现象渗出，或者在容器受挤压时,容器内的液体即被挤到电极上；当容器内的液体流出后容器变成容纳空气时,容器所具有的弹性又可在受挤压后使容器内部呈负压，以吸住人体皮肤，使电极不会相对于人体运动，同时又可将皮肤上可导电的液体(例如水)吸在电极上以利于导电,如图2(a)所示，图2(a)是本发明中有吸盘结构的电极的剖面图。

[0144] 为了使容器能够更好的保存液体，可在容器的小孔上增加一阀门或塞头，该阀门或塞头可在洗涤时打开让液体进入，而在烘干或晒干织品时关闭以保存容器内的液体。或者也可以在容器的小孔上设置一自动封闭的开关或阀门，当使用者以硬管插入开关或阀门时即可向容器内灌液体，而当使用者将硬管拔出开关或阀门后开关或阀门即自动封闭以保存容器内的液体。

[0145] 另外两种类似的电极结构如图2(b)及图2(c)所示，图2(b)是本发明中电极内设有容器的剖面图。图2(c)是本发明中电极内设有以不易透水或气的胶膜形成的袋子的剖面图。其中，图2(b)所示的电极的外层是导电布，内部设有一具有弹性并在受压之后能够撑开的容器，容器上设有小孔供液体或气体出入。其作用如前述的第一种吸盘型结构。此外在电极的导电布与容器之间还设有一具有孔隙并可吸水的弹性材料(例如海绵)，该弹性材料也可储存液体以有助于导电。如图2(c)所示的电极是在导电布内设置一不易透水或透气的胶膜形成的袋子，而在袋子内设置具有孔隙并可吸水的弹性材料(例如海绵)。把袋子撑开以便容纳液体或气体，同时在袋子上还设置有小孔供液体或气体出入。这两种结构产生的负压不是完全用于吸住人体，而是缓慢减压，当人体运动时，又可压迫容器或袋子产生新的负压，同时也可使容器或袋子内储存的液体缓慢释出。与图2(a)同理，图2(b)及图2(c)所示的容器和袋子既可提供可导电的液体，在使用时将可导电的液体缓慢释出至电极与皮肤上；同时图2(b)与图2(c)所示的容器和袋子还可直接作为吸盘使用，而使电极贴紧在人体上。

[0146] 第二种吸盘结构，是在电极的导电布的纤维上设置微小的吸盘结构,使电极一但受到人体挤压吸盘内的空气即会被挤出，同时吸盘材料的弹性又可使吸盘内部呈负压、吸住人体，如图2(d)所示，图2(d)是本发明中有吸盘结构的导电布的纤维的剖面图。此结构可使电极外层的导电布与人体的摩擦力大于织品与人体的摩擦力，因而可降低体动干扰。当此方法实施于电容耦合式电极时，可以采用一般非导体纤维先与人体接触。

[0147] 上述的吸盘型结构也可采用电极与织品分离设置，而通过在电极上设置的一传输线，以此传输线(图未示出)的长度为L，将吸盘型结构的电极连接到织品上，达到电极相对于人体不会移动的目的。此时，电极就能够抗衡体动所产生的干扰，使心电信号传输至控制盒内的处理器。

[0148] 第二种方法，刷毛结构型

[0149] 其是在电极上设置由直立且可曲挠的导电纤维所组成的，长度为L，例如是由含石墨的橡胶、银纤维、导电高分子或导电硅胶材料所构成的，类似牙刷的刷毛型结构，以增加电极与皮肤之间的摩擦力。其中，导电纤维与电极之间可设置一层由可曲挠的金属制成的导体，例如以不锈钢纤维织成的不锈钢布，以增加导电性，如图3(a)所示，图3(a)是本发明含导电纤维的电极的侧视图。当人体运动时，位于电极与皮肤之间的导电纤维可在一定范围内维持皮肤与电极之间的接触，使两者不会有相对运动并扩大皮肤与电极的接触面积。

[0150] 但可曲挠的导电纤维容易刺激皮肤导至皮肤发生红肿反应，因此本发明可通过在电极上延伸出两、三块可曲挠的光滑的由导电材料制成的导电条，例如银纤维导电布条、导电硅胶条、或高分子导电布条，代替上述由导电纤维所构成的刷毛型结构，并将其设置在电极的外围以增加电极与皮肤之间的摩擦力，达到与3(a)所示的刷毛型结构相同的效果，同时又不易引起皮肤的不良反应，如图3(b)所示，图3(b)是本发明含导电条的电极的侧视图。

[0151] 以上图3(a)及图3(b)所示的两个电极也可设有一弹性体，且电极可设有一长度为L(一般约0.2至3厘米)的传输线，并通过该传输线连接到织品上，因此电极可与织品分离设置(以下称为分离式结构)，以达到电极相对于人体也不会移动的目的、并以此降低体动干扰。

[0152] 在此方法中电极与人体之间的摩擦力远大于电极与衣服之间的摩擦力，使得在运动时电极不会相对于皮肤运动。另外本方法中的电极还可采取分离式结构设置于衣服上，以更进一步达到电极也不会隨衣服运动的目的，其效果与上述方法相同。

[0153] 第三种方法，悬挂结构型

[0154] 其电极如图4(a)至图4(d)所示为弧型，也可为平底型或其他型，以传输线80连接到与人体接触的织品85上。其中传输线80可具有弹性，例如传输线80是织在松紧带或其他织带上，传输线80悬空长度为L(一般约0.5至0.3厘米)，以备电极与织品85相对移动之用。电极的表面是采用摩擦力较大的导电布65，例如绒毛结构的导电布。电极和织品85的接触面至少有一面是由摩擦力低的光滑材料82所制成，例如衬布、防水光滑布、铁片、铜片、不锈钢片、玻璃材质或有铁氟龙包覆的织品等，以便于电极滑动。电极内部则设置有弹性体、导电硅胶、或一般织品等。电极的外缘可选择性的设置有止滑条83以增加电极与人体之间的摩擦系数，此时电极与织品85接触的表面就可采用光滑材料82制成。当人体和织品有相对移动时，电极上的光滑材料82使电极可以在织品上滑动或滚动，同时使导电布65仍能和人体维持接触，并相对固定不动来接收信号，而不会产生噪声。电极与织品85之间的传输线可以是如图4(a)所示的半径固定的螺旋形传输线，或是如图4(b)所示的半径渐增的螺旋形传输线再或者是折片形(如图4(d)中织带对折三次)传输线，以备伸缩之用。螺旋型线或折片形传输线被拉长时会自动缩回，不会占空间。其中，图4(a)是本发明弧形电极滑动于织品上的侧视图。图4(b)是本发明弧形电极采用半径渐增的螺旋形传输线的侧视图。图4(c)是本发明电极采用两悬挂条固定的侧视图。图4(d)是本发明电极以织带作为悬挂条缝在织品上的示意图。

[0155] 另外，电极也可是平底型，这样就至少要采用两条长度为L的悬挂条将电极连接到织品上，例如是由尼龙线或弹性纱线等光滑线材织成的悬挂条，如图4(c)所示，其中一条悬挂条可以是传输线，若所有悬挂条皆不导电，就要另设一条传输线连接电极与织品。含有传输线的悬挂条可以外覆绝缘层，例如包胶铜线；或是不覆绝缘层，例如银纤维；或者整个悬挂条都是导电材料，例如不锈钢导电条构成，此时悬挂条本身也可兼做电极，当其与人体接触时即可拾取生理电信号，以增加感测心电信号的机会，同时也可减少另接的一传输线。其中止滑条可以是硅胶、乳胶、绒毛、或魔鬼毡等，其本身也可是导电材料，即可当作电极使用。

[0156] 悬挂条也可以用电极上具有可活动长度为L的织带来制作，如图4(d)所示，其中织带与织品组合时可留有长度为L(0.2到3厘米)的空间使电极可自由活动。当人体运动时，电极可在活动的范围为0.2到3厘米的三维空间随皮肤自由活动，而不会与皮肤相对运动,更进一步地能够达到电极不会隨织品运动的目的。在此实施例中，止滑条83是用止滑面料直接缝在织品85上，达到电极相对于人体不会移动、降低体动干扰的效果。具体是利用止滑面料在织品受外力移动时其相对于皮肤的摩擦力远大于织品相对止滑面料的拉力。止滑面料在织品上的结构也可适用于本发明中其他的结构上，其中止滑面料可为硅胶、乳胶、绒毛、魔鬼毡或高张力的弹性布料等，如丝袜。织带本身可以内含传输线80或本身就是导电材料，也可同时当作电极使用，因此可减少外加的传输线80。

[0157] 第四种方法，通道结构型

[0158] 其中电极本身内设有通道，可使传输线80在此通道内滑动，传输线在织品85上有多余的长度L，以供电极滑动。此外，若传输线80与此通道皆为导体，则无须再另接一条传输线，如图5(a)所示，图5(a)是本发明中电极内设有通道使电极可沿传输线滑动的侧视图。另一例如图5(b)所示，图5(b)是本发明中电极的侧边设有通道的示意图，其中电极为平面结构且在电极两侧各设有一通道，并且每一通道中都各设有一条连接线来将电极固定在织品上。上述的连接线可以为尼龙线、弹性纱线、布线、布条、金属线、塑料线、塑料条、导电线或导电条等，以具有弹性且光滑的材料较佳。

[0159] 另外，也可以将通道设在织品上，并且在织品上的每一条通道内都各设置一条连接线，该连接线的两端是固定于电极上，如图5(c)所示，图5(c)是本发明中电极所处的织品上设有通道的示意图；或者也可以在电极与织品上皆设有通道，两者的通道是利用连接线来连结，如图5(d)所示，图5(d)是本发明中电极的侧边与织品上皆设有通道的示意图。连接线多余的长度为L(0.5至3厘米)，电极与衣物接触的两表面是采用光滑材料(例如衬布、防水光滑布、铁片、铜片、不锈钢片、玻璃材质或有铁氟龙包覆的织品等)制造，以降低摩擦力，电极边缘可选择性加装止滑条(未示出)或将止滑面料设在织品上，以增加摩擦力。因此当人体运动时，电极可活动的范围为0.2到0.3厘米的三维空间，并且电极可随皮肤的自由活动而不会与皮肤相对运动，更进一步地能够达到电极不会随织品运动的目的。其中通道内可设有导电材料，可以导电材料外覆绝缘层或是不覆绝缘层制造。连接线例如为传输线，并可以导电材料，例如导电布且外覆绝缘层或是不覆绝缘层制造，当导电布不覆绝缘层时可兼做电极，接触人体即可拾取生理电信号。若通道与连接线皆不导电，则须外加一传输线来连接电极，以接收信号。连接线的材料如上面所述，以具有弹性且光滑的材料较佳。

[0160] 第五种方法，开孔结构型

[0161] 如图6(a)至图6(d)所示，图6(a)是本发明中电极所处的织品设有开孔以容许连接线穿过的示意图。图6(b)是本发明中电极设有开孔以容许连接线穿过的示意图。图6(c)是本发明中电极与织品皆设有开孔以容许连接线穿过的示意图。图6(d)是本发明中连接线成环型穿过织品上的开孔的示意图。其中，在电极和/或织品上设有开孔，此开孔可供连接线穿过，电极与衣物的接触面采用光滑材料制造以降低摩擦力，电极边缘可选择性加装止滑条。开孔除了如图6(a)所示设在织品上以外；也可设在电极本身上，如图6(b)所示；或者电极与织品上皆设有开孔，如图6(c)所示。开孔可以为如图6(a)至图6(c)所示的圆型孔，也可以是如图6(d)所示狭长型孔，供作为连接线的织带通过。穿过开孔的织带可以是两端分别固定在电极上、织品上、或是连成环型。止滑条、开孔及连接线的导电性如上述第三、第四种方法所述，连接线供滑动的长度L约为0.2至3厘米，以确保有效降低体动干扰。连接线本身也可以是导电材料，若不是则需另增加一条传输线。连接线的材料如上述第四种方法所述。

[0162] 在上例中，若不外接一传输线，则可在电极内设置一无线传输系统将电极获取的信号传输出去。

[0163] 其中，上述方法所述的所有结构皆可以采用在电极内设置无线传输系统的方式实施。

[0164] 第六种方法，滑块结构型

[0165] 使电极40不固定在织品上，而是固定在一滑台的滑块上，如图7(a)所示，图7(a)是本发明中电极设置于滑台上的第一较佳实施形式的示意图；或者将电极固定在滑台上，而织品上则设有一滑块，如图7(b)所示，图7(b)是本发明中电极设置于滑台上的第二较佳实施形式的示意图，使电极可以利用滑块在滑台内以二维方向任意滑动，滑块可移动的范围为L，使得电极40能够紧随人体，达到电极与皮肤没有相对运动的效果。其中，滑块与滑台间为光滑表面。

[0166] 图7(a)及图7(b)所示的电极仅可在同一平面上移动，不能在三维空间移动，不过滑块与滑台本身是导体，故毋须在电极上另外接传输线就可以传送心电信号。图7(c)是在织品85上设有一开口，将电极40与滑块分别设置在该开口的上下实现三维移动的例子。其中电极40可移动的范围为L,L约为0.2至3厘米。此时须有一传输线与电极连接将信号传送出去。或者在织品85的开口处可设有导电材料，使其与电极或滑块本身的导电材料相接通来传输信号。

[0167] 为了验证上述分离式电极抑制体动干扰的效果，本发明在同一日同一温湿度的环境下，由同一使用者先以生理电极贴片在左右腋下(如图1)作为对照组，进行四种姿势及动作的检测：其中，四种姿势及动作分别为站立静止、走动、由坐姿站起以及原地高抬腿。同时在实验内衣外还披附一外套，以取得R波。然后以图4(d)的分离式电极取得R波，所得的结果如图8(a)至图8(d)所示，此时直流阻抗为0.6M欧姆(Ohms)，其中，图8(a)是本发明在站立静止时电极侧面以织带为悬挂条所取得的R波的波形图，图8(b)是本发明在走动时电极侧面以织带为悬挂条所取得的R波的波形图，图8(c)是本发明由坐姿站起时电极侧面以织带为悬挂条所取得的R波的波形图，图8(d)是本发明原地高抬腿时电极侧面以织带为悬挂条所取得的R波的波形图。比较生理电极贴片在左右腋下的结果与图8(a)至图8(d)所示的悬挂型结构电极的结果，可以得知分离式电极所得的体动干扰，仅略大于生理电极贴片在左右腋下时的体动干扰，但满足实际应用的要求。本发明中其他上述设计的电极所产生的结果也类似。

[0168] 第七种方法双层分离式结构

[0169] 以图9(a)为例，图9(a)是本发明的双层分离式结构电极以连接线结合的第一较佳实施形式的示意图。其中电极以连接线与一面积较大的粗糙面料相连接，粗糙面料与另一片光滑材料贴合，并且电极和粗糙面料的接触面设有摩擦力低的光滑材料，使电极与粗糙面料容易相对滑动,以使身体活动时电极与皮肤没有相对运动；此粗糙面料又以连接线与织品结合，并且织品和粗糙面料的接触面至少有一面是摩擦力低的光滑材料，以降低面料与织品之间的摩擦力。当身体运动而使织品和人体相对移动时，织品和粗糙面料会滑动，因而电极受到的体动干扰降低。然而，即使粗糙面料会紧贴人体而不致在人体上滑动，人体肌肉与皮肤还是会有一些局部的运动可能牵动电极，这种局部的运动就可由电极40和粗糙面料之间的分离式结构予以缓解。因此，双层分离式结构可以有效抑制体动干扰。或者可以织带取代图9(a)中的连接线，并使织带穿过电极下方的粗糙面料与光滑材料，形成一环形，如图9(b)所示，其中图9(b)是本发明的双层分离式结构电极以织带结合的第二较佳实施形式的示意图。其中，电极内织带的方向与粗糙面料平行。另一种方式是使电极内织带的方向与粗糙面料垂直，在粗糙面料的外侧形成一环状，绕过粗糙面料，如图9(c)所示，其中图9(c)是本发明的双层分离式结构电极以织带结合的第三较佳实施形式的示意图。其效果如图9(d)所示，图9(d)是以双层分离式结构的电极所获得的使用者在走动时的R波的波形图。其中双层分离式结构可以采用前述第一至第六种方法中的结构中的任两种，并且上下两个分离式结构可以选用相同或者相异的结构来实现。更进一步地，本发明还可以在上述双层分离式结构上再增加一层或多层，成为多层分离式结构；双层或多层分离式结构同样适用于电容耦合式电极，其具体内容请详见第3实施例的描述。其中双层分离式结构中连接线的材料如第四种方法所述。

[0170] 上述第一至第七种方法，皆可选择性地加装止滑条或止滑面料在电极或织品上，降低电极与织品之间的摩擦力或电极与皮肤之间的相对运动。

[0171] 上述第一至第七种方法所述的连接电极与织品的物品，例如连接线与悬挂条等，也可经由子母扣或可导电魔术贴(Velcro)来连接，以使电极便於拆卸和更换，见表2。

[0172] 若以海绵做为弹性体，则可利用其可储水特性来帮助电极导电。如图9(a)所示，弹性体上下两面皆设有防水胶膜，其外再设光滑面料。光滑面料及防水胶膜本身皆不易透水，故在上层光滑面料与防水胶膜以针刺开数个小孔，以便在洗涤时，让海绵吸收水，而在使用时让水缓慢释放至靠近人体的导电布。即使在刚穿戴织品时海绵已完全干涸不含水，在穿戴后上述的防水胶膜仍可以阻止汗液蒸发，而将汗液留在导电布与海绵，以帮助电极导电。

[0173] 前述电极的导电布下方也都可有一弹性体，例如海绵,硅胶,弹簧或类似的材料,如图9a所示，两者之间也要设置光滑材料来减少电极与弹性体之间的摩擦力,同时电极面积要比弹性体大0.4平方厘米以上,以使导电布在皮肤移动且变形时可以同时移动且变形,例如由正方形变成菱形,而不会受到弹性体的限制。即有一光滑材料来包住弹性体或是利用以上的方法与弹性体分离而非直接缝接或黏贴在弹性体上成为一体。

[0174] 本发明采用的每一片电极的表面是富有弹性的导电布或导电片(例如银纤维、不锈钢片)，内部可设有一含导体的弹性体。其中导体是用来增加电极的导电能力，同时在电极被水洗或穿着而损坏时，可以使电极仍保有感测能力，增加电极的使用寿命。

[0175] 本发明中电极与人体接触的表面的导体较佳的可为摩擦力较大的材料，例如毛料、止滑条，或者可通过加大电极面积来增加摩擦力。电极内部增加的弹性体可以选用富有弹性且吸水的海绵,硅胶或类似的材料,或者弹性体可以采用例如弹簧或者类似的材料，并且在内部增加可吸水的保水剂。其中保水剂不溶于水,但能吸收相当于自身重量成百倍的水，并可有效抑制水分蒸发。保水剂共分为两大类，一类是丙烯酰胺-丙烯酸盐共聚交联物(聚丙烯酰胺、聚丙烯酸钠、聚丙烯酸钾、聚丙烯酸铵等)；另一类是淀粉接枝丙烯酸盐共聚交联物(淀粉接枝丙烯酸盐)。常用的保水剂有无定型颗粒、粉末、细末、片状和纤维状。或者弹性体本身就是导电材料,就是电极，因其可保有水分同时又具有防震、滤波功能，故可以增加并稳定其导电性。此外，为了增加导电性，本发明可以选择性地在弹性体可以选用的富有弹性且吸水的材料外增加一不易透水的薄层、半透水的薄层或针头刺孔不透水织品、印刷不透水胶浆涂层、防水织品、防水贴条，以阻隔水份，使其不易渗入。或者弹性体本身就具有半透水的功能，目的是使水分留在弹性体内再缓慢渗出。在水洗织品时使水分留在电极的内部，即使经过烘干或晒干后织品的布料已全干，但在电极内的水分仍能够保留。当用户穿戴织品时,身体会压迫弹性体，使弹性体内储存的液体缓慢释出，至电极与皮肤上。当弹性体内容纳的液体置换成空气时,一但弹性体受挤压后其内部即呈负压，可以吸住人体皮肤,同时又可以将皮肤上导电的液体(例如水)吸在电极内以利于导电。此外，为了增加导电性，本发明可以选择性地在电极的导电布和弹性体之间再增加一导体，例如由不锈钢纤维织成的导体。控制盒也可以电流通过发热元件来提升电极或其附近织品的温度，或本身加热电极或其附近织品，使人体或电极表面温度上升致汗液增多，以降低电极与人体之间的阻抗。

[0176] 增加导电性还有一方法，即在电极位置及其四周的织品加一层机能性保暖衣料，例如羽绒保暖布，以提高电极位置皮肤的温度，使汗液增多。为了使本发明的日在冬季或夏季皆可使用，机能性保暖衣料可制成可拆卸型式，天热时取下，天冷时装上，如表2所述。我们实验的初步结果，是在低温低湿(温度16℃、相对湿度55％)的环境下，电极的阻抗由刚穿时的40M Ohms，经30分钟后可逐渐降至20M Ohms，此后维持稳定，可取得心跳。同理由实验结果可知皮肤的温度、电极的阻抗与心电信号的品质三者有很高的相关性，本发明可在电极内设置一热敏电阻，以量测该电极的温度，再据以实施适当的对策，详细内容请参阅表2。

[0177] 人体表面的温湿度并非完全一样，而是可以用等温线或等湿线，画出温度及湿度在人体表面的分布情形，类似心电等位线图。人体表面的等温线图或等湿线图，会随环境温湿度而改变，夏天和冬天会不一样。本发明可整合心电等位线图及等温线图，来选择较佳的电极位置。例如在天气炎热时，全身皮肤的导电性皆良好，此时可仅考虑心电等位线图来决定电极位置，如图1(a)所示；在天气寒冷时，胸部温度以心窝处最高，离心窝愈远则温度愈低，考虑等温线图，图1(a)所示位置的温度会稍低于心窝，对传导心电信号较不利，故可将电极向心窝移动大约2至6厘米，以取得较佳的心电信号，详细内容请参阅表2。

[0178] 当将电极分别设置于图10(a)所示的右腋下靠前胸的A处(-0.3等位线)与左腋下靠前胸的B处(1.4等位线)处时，所测得的心电图如图11(a)所示，其中R波的振幅约为1.8mV；图11(b)是将电极分别设置于图10(a)的A处与C处(0.3与0.5等位线之间)所测得的心电图，其中R波的振幅约为0.7mV，与前述文献所模拟的结果吻合，由此可以确定由A与B处的电极可以获得较大振幅的R波。图11(c)是将电极分别设置于图10(a)的B处(1.4等位线)与H(-1.0等位线)所测得的心电图，其中R波的振幅约为2.2mV，最大，但是该处易受呼吸干扰，而且该处等位线密集，电位变化大，电极很容易移位，甚至跨越零等位线而到达正电位区域，这样不仅振幅缩小也很可能造成波峰方向逆转，而不易辨识；再者该处也易受女性胸衣阻挡，故选取在A与B处设置电极，而不选取在H(-1.0等位线)处设置电极。由图10(a)所示，可知本发明选取电极位置的原则，是使一电极位于正电位区，另一电极位于负电位区，以零等位线为界且不跨过零等位线。

[0179] 同理，将电极设置于人体的后背也可取得R波。图11(d)是将电极分别设置于图10(c)的人体后背的D处(0.3等位线)与E处(-0.3等位线)所测得的心电图，其中R波的振幅约为0.6mV；图11(e)是将本发明的电极分别设置于图10(c)的F处(0.3与0等位线之间)与G处(-0.3与0等位线之间)所测得的心电图，其中R波的振幅约为0.45mV，也就是说在背部电极设置得愈靠内侧所获得R波的振幅就愈小，与前述文献所模拟的结果吻合。

[0180] 同理，将电极设置于人体的左右侧也可取得R波。图11(f)是将电极分别置于图10(b)的人体的左侧的I处(0.3与0.5等位线之间)与J处(零等位线)所测得的心电图，其中R波的振幅约为0.4mV；与前述文献所模拟的结果吻合。

[0181] 比较图11(a)至11(f)的T波，可知其大小不一，例如11(a)与11(b)的T波皆比11(c)的T波大，且11(d)与11(e)的T波皆比11(f)的T波大，并且各图中T波与R波振幅的比例也不一样，这是因为T波、R波、Q波、S波与P波的等位线图不同。

[0182] 由于人体背部的R波的等位线的电位并不高，并且不像前胸那样密集，故由D、E处所获得的R波的振幅差异仅为0.15mV，其中R波与T波的比例也与图11(a),图11(b),图11(c)不同。在后背若采用更大面积的电极时，最好是采用沿右下或左下方向延伸的电极，即离开中央为零的等位线，朝向更高或更低的等位线，这样可以获得更大的振幅。

[0183] 同理，P,Q,R,S,T各波的等电位线皆不相同，因此，本发明可由心电图各波的波形结构，来推估该心电信号是由何处的电极所获得。

[0184] 由图10(a)至图10(c)也可以推论出电极面积的大小对心电信号的影响。由于本发明所用的电极是一片，而非一小点，故其输出的电位应为其涵盖区域的电位的平均值。对于位于D或E处的电极而言，由于该处等位线相对而言较稀疏，其输出的电位仍为接近0.3或-0.3的电位；对于位于B处(1.4等位线内)的小面积电极，其输出的电位可达1.4，但是位于该处而面积较大的电极，就可能因覆盖到等位线1外的区域，而使其输出的电位降低为大约
1mV或者更低。依此原理，本发明可在等位线密度较低的区域设置大面积的电极，这将不会造成振幅的衰减并且能增加电极的摩擦力。

[0185] 如图12(a)至图12(c)所示，是由不同面积的电极设置于图10(a)的A与B处所测得的R波，其中图12(a)对应的电极为6*3平方厘米；图12(b)对应的电极为6*6平方厘米；图12(c)对应的电极为6*9平方厘米。可见随着电极面积的增加，其振幅的衰减并不明显。此外，将止滑条缝置于电极或者将止滑面料缝置于织品上,以达到电极相对于织品不会产生明显位移，这种模式在电极面积再缩小至2*2平方厘米时也能读取到稳定的心电信号。

[0186] 增大电极面积有两个好处：一是比较不易发生接触不良的情况，二是可增大与皮肤的摩擦力，降低体动干扰。上述的电极是用于成人的尺寸，对于儿童或婴幼儿，则可依市售的成人与婴幼儿电极的比例缩小。

[0187] 由本发明的图1(a)还可以讨论本发明使用裸露的传输线或者连接端子的可行性。在电极40与控制盒50之间的传输线可以为具有绝缘层的导线或者没有绝缘层的裸线，若其绝缘层失效或者是采用裸线时可能会受到两种影响，一是易受汗湿或雨水的影响，二是受静电影响。不过静电干扰可以采用电路或固件进行处理，故其影响不大。而在绝缘层失效或是采用裸线碰到皮肤或衣物上的汗水或雨水时，就有可能形成一个非预期的电极，从而将该处的心电信号一并传导至控制盒50，引起非预期的干扰。若非预期电极位于电位高于0.3或电位低于-0.3的区域，则振幅至少还有±0.3mV，可供判断R波；若非预期电极位于电位介于0.3与-0.3的区域，一但绝缘层失效或者是采用裸线又碰到汗水或雨水，则振幅就会小于
0.6mV，因此本发明应在0.3与-0.3之间的区域设置绝缘体，除了采用本身具有绝缘层的传输线外，还可在人体与传输线之间加装不透水的织品或印刷不透水胶浆涂层或者使用防水织品、防水贴条包裹裸线后再加装至织品上，以阻隔水分渗入。

[0188] 同理，控制盒50上与传输线连接的输入端子也会因汗水或雨水而将所在区域的心电信号传导至控制盒50内的处理器，因此，控制盒50所设置的位置最好应避免1.4或-1这样最高或最低的等位线区域，而以电位为0的区域(如图1(a)的M点)附近较佳，这样即使其中一个输入端子因汗水或雨水而形成电极，至少此端子拾取的是接近零的电信号，还有另一个未受汗水或雨水干扰的输入端子，能够将位于图1的1.4或-0.3等位线的电极的心电信号传入处理器，如此仍可得到0.5mV的振幅。考虑到等位线并非是由零对称延伸的，即正端可达+1.4mV，负端仅为-1.0mV，即使控制盒位于图1(a)的W处(+0.5等位线)，则控制盒50接收负端信号的输入端子可能会因汗水而导致电位为+0.5，但仍可能获得0.9mV的振幅。由此可知，本发明适合控制盒50设置的区域为R波等位线0至0.5的区域。

[0189] 若是使控制盒50的两个端子位于靠近胸窝的零等位线处，因该处等位线很密集(即电位变化剧烈)，又因织品的延展性，在汗湿状况下，控制盒50的端子很可能碰到电位不是零而是相当高或低的区域。因此，即使在汗湿的状况下，控制盒50的处理器仍可读到振幅相当大的R波。同时将控制盒50设置于此处也可缩短传输线的长度。

[0190] 此外，为了降低汗水或雨水的影响，本发明将控制盒50与传输线连接的两个输入端子分别设置于控制盒50外壳的上下两面，以避免两个端子同时沾到雨水或汗水，造成心电信号短路成零电位，致使控制盒50内的处理器接接收不到信号。总之，本发明控制盒50上的两个端子只要其中一个端子不会受到水分的影响而导致两端子都在同一电位上，均可测得明显的R波。同理，相同的设计也可得到明显的P、Q、S、T波的信号。

[0191] 利用图10(a)至图10(c)，本实施例提出一种“互补电极组”以降低体动干扰的方法，如图10(a)至图10(c)所示，在B,I,Z处各设置一电极，并将B与I处的电极一起连接至控制盒50的正输入端，Z处电极则连接至控制盒50的负输入端。Z处电极选在身体中间且是零等位线的原因是身体中间受到左右臂摆动的干扰最小，而位于零等位线可使Z电极可搭配位于高等位线(例如B处+1.4等位线)以及低等位线(例如I处0.3等位线)的电极来测得R波。如图13(a)所示，由Z处电极和单独的B处电极测得R波的振幅为1.2mV；如图13(b)所示，由Z处电极和单独的I处电极测得R波的振幅为0.3mV；如图13(c)所示，由Z处电极和并联的B处与I处电极测得R波的振幅为0.6mV；如图13(d)所示,当左手臂往前会将上衣左侧向前拉伸致使B处电极与人体之间的压力降低，但同时I处电极与人体之间的压力就增加了；反之，当左手臂往后会将上衣左侧向后拉伸致使B处电极与人体之间的压力增加，但同时I处电极与人体之间的压力就降低了。由此，B处电极与I处电极成互补的一对电极，无论左手在前还是在后，至少会有一个电极有足够的压力在人体上以拾取R波。若测得R波的振幅，藉由图13(a)至图13(d)，即可推测其手臂的位置，若接近1.2mV，则表示手臂向后致使I处电极接触不良；若接近0.3mV，则表示手臂向前致使B处电极接触不良；若接近0.6mV，则表示手臂在中间致使B处与I处两个电极皆有良好接触。当手臂向后或者向前运动时，会产生一些噪声干扰，则会产生如图13(d)所示的R波，其是由B、I处电极并联与Z处电极在行走时测得的R波的波形，虽然存在干扰但仍可得见R波，可见互补式电极可得到较低的体动干扰。

[0192] 上述位于零电位处的电极除了设在背后的Z处，也可设在前面如图1(a)中的M处，会获得类似的效果。此外，互补式电极也可以如图14所示采用分离式电极设置于一弹性导电布与人体之间。本实施例以大面积弹性导电布作为B处电极，以分离式电极作为I处电极[0193] 同理，也可在身体的右边也设置两个电极，其中一个电极设在前胸-0.7等位线处，另一个电极设在后背-0.3等位线处，即可由此得知右手的姿势状态。

[0194] 同理，本发明可引入前述的分离式电极，将其设置于一弹性导电布与人体下，也可降低体动干扰，此时弹性导电布也可当做电极使用，如图14所示。

[0195] 当使用者穿短袖或者长袖日衣时，在左右两侧腋下的前后两侧各设置一个电极，各侧的两个电极皆并联连接至控制盒的处理器。当手臂向前举起时，衣袖会牵引腋下的衣服向前，使得设置于腋下后方的电极贴近身体，而设置于腋下前方的电极远离身体。同理，当手臂向后拉时，则设置于腋下后方的电极远离身体，而设置于腋下前方的电极贴近身体。不同手臂的姿势，造成撷取心电信号的电极的位置也不同，因而心电信号的形态也不同，如图15(a)至图15(d)所示。其中，图15(a)是本发明右臂在后左臂在前时取得的心电图，图15(b)是本发明双臂皆在前时取得的心电图，图15(c)是本发明双臂在后时取得的心电图，图
15(d)是本发明右臂在前左臂在后时取得的心电图

[0196] 比较图15(a)与图15(d)，可知相对于R波，图15(a)的Q波较大而图15(d)的Q波较小；图15(a)的T波较小而图15(d)的T波较大。

[0197] 比较图15(c)与图15(d)，可知相对于R波，图15(d)的Q波较小而图15(c)的Q波较大。

[0198] 比较图15(b)与图15(d)，可知图15(b)的T波较小而图15(d)的T波较大。

[0199] 以上仅为举例，实际上可由不同面积或不同位置的电极，例如位于袖口、胸前、后臂等位置的电极，由其所获得的心电图的P,Q,R,S,T波的比例，来辨识身体的姿势。

[0200] 与后述的第2实施例相比较，本实施例是在心电信号清晰可辨识的情况下，由波型分析获得其姿势，第2实施例则是由噪声分析获得其动作，两者恰可相辅相成。

[0201] 当电极紧贴在身体上时，电极与身体之间的阻抗较低，可获得噪声较低的心电信号。由不同位置所获得的心电信号，其Q,R,S,T波的比例也有所不同。此两项原则，也可应用于判定穿戴者的睡姿。本实施例在前胸、后背、左侧、右侧四处分别设置两个电极。当穿戴者仰卧时，设置于后背的电极被身体压迫而有良好的导电性，其余电极虽与身体碰触但导电性不佳，故对于心电图波型影响不大。同理，当穿戴者处于其他睡姿时也会由不同的电极组提供心电信号。比较其心电图，即可推得知穿戴者的睡姿。本实施例可在白天身体运动时读取R波，晚上静止时读取完整的心电图。

[0202] 本发明为了让使用者在使用时感到舒适且方便，其电极是采用以织品制成的干电极，而非医院常用的生理电极贴片。由于干电极与人体之间的阻抗较大且不稳定，使得在某些环境下(例如低温低湿)可能无法获得良好质量的心电信号，例如易受到体动干扰，或者在身体静止不动时仍有电源引起的电磁干扰。因此，本实施例针对此课题提出相应的对策，以使本发明得以更符实用要求。

[0203] 当一用户在低温低湿(温度16℃、相对湿度55％)的环境下，仅穿着上述的日衣，以织品制成的干电极所测得的波型，同时测得两电极之间的直流阻抗(详细方法见第6实施例的第八种方法)，图16(a)是当电极阻抗为15M Ohms时静止所得的R波的波形图，图16(b)是当电极阻抗为30M Ohms时静止所得的R波的波形图。此时皮肤和电极的阻抗太高，难以传导心电信号，此时由电源耦合进入处理器的电磁干扰相对而言较心电信号大得多，故无法辨识R波；即使用力按压电极，仍无法改善。若将一电极脱离人体，阻抗更大，则噪声波型漂至上饱和区或下饱和区。比较图16(a),图16(b),图16(c)，可知阻抗愈高，噪声愈大。

[0204] 当直流阻抗下降至10M Ohms时，可在静止状态下拾得R波，如图17(a)所示，但仍难辨识在行走及原地抬腿体动干扰下的R波，如图17(b)、图17(c)所示。当直流阻抗下降至0.8M Ohms时，则可在静止及行走状态下拾得R波，如图17(d)、图17(e)所示，但在原地抬腿时体动干扰仍太大很而难识R波，如图17(f)所示。当直流阻抗下降至0.6M Ohms时，则可在原地抬腿等各种动作时都能辨识出R波，如图8(a)至图8(d)所示。由图8(a)至图8(d)、16(a)至图16(c)及17(a)至图17(f)所示，可知其规律为：直流阻抗愈低，则噪声愈低；体动干扰愈大，则直流阻抗愈高；若静止时噪声较大，则运动时噪声更大。前述规律，反之亦然。引用此原则，本实施例可在一开机时，就先连续侦测电极阻抗一段时间(例如10秒钟)，同时也由电极阻抗的变化来推估使用者的运动状态(方法详如下述)，即可预估使用者在何种运动状况下仍能读到心电信号。若是阻抗够低，则开始撷取心电信号；若是阻抗太高控制盒内的处理器即采取适当的对策，以使整个系统达到优化，然后再开始撷取心电信号。例如当量得直流阻抗为10M Ohms时，可知在静止时仍可读取R波，但在运动状态下是读不出R波。若是当时的阻抗过高，无法满足使用者需求时，例如需求是辨识出行走时的R波，本实施例提出对策如下。

[0205] 我们实验的初步结果，是当电极阻抗小于1M Ohms时，用图1(a)所示的控制盒即可测得心跳，而且身体运动造成的干扰相对而言很低，即使不使用上述的分离式电极结构，仍能在读取行走时的R波，此时两电极之间电容值约为大于10nF。当电极阻抗介于1M与2M Ohms时，用分离式电极结构可测得行走时的R波，此时两电极之间电容值约为大于5nF。在2M Ohms以上时，仅用图1(a)所示的控制盒很容易只测到噪声，而噪声大小与动作呈正相关；若是电极阻抗在2M至20M Ohms之间(此时两电极之间电容值约为0.5至5nF之间)，一般而言仅启动负反馈电路可将噪声降低至辨识静态的心跳，负反馈电路所连接的电极的位置，可利用图1(a)所示的等位线图来选定，只要在低于较高电位电极、且高于较低电位电极达0.4以上的区域，即电位介于0.1至1.0的区域，皆可有效抑制噪声又不会显著降低心电信号；若是电极阻抗在20M至30M Ohms之间(此时两电极之间电容值约为0.33至0.5nF之间)，一般而言仅启动主动电极电路(将前级放大电路设置于近电极处)可将噪声降低至辨识静态的心跳；若是电极阻抗在30M至40M Ohms之间(此时两电极之间电容值约为0.25至0.33nF之间)，则必须启动负反馈电路和主动电极电路，才足以将噪声降低至辨识静态的心跳。若测到的阻抗大于40M Ohms(此时两电极之间电容值约为小于0.25nF)，则处理器可通过通信设备指引使用者拉紧衣带、添加衣物、加上机能性保暖衣料、更换电极位置、或在电极上加入可导电液体，使阻抗小于40M Ohms，才开始侦测心跳，否则也测不到心跳，只能测到噪声且浪费电源，不过由此噪声可测得人体的动作状态。若电极阻抗已降到40M Ohms以下，而噪声仍然太大而难以测得心跳，控制盒可启动前述的尚未启动的电路，或启动电容耦合式电极电路(详见第3实施例)、抑制体动和电源干扰的固件或软件，来侦测心跳。这些电路在电极阻抗很低时可以关闭或处于休眠状态，以节省电力消耗。由此结果，本实施例会在开机时先侦测时电极阻抗，并启动不同的电路，如表2所示。

[0206] 表2开机时各种电极阻抗下处理器采取的对策

[0207]

[0208] 上述电阻值仅为一用于说明的范例，在大量应用时，上述电阻值应依实际环境调整。本实施例会以一资料库储存各种状况下电阻值，作为判断的基准。

[0209] 同理，上述方法也可应用于脑电图、肌电图、经皮神经电剌激(TENS)或电击用的电极。

[0210] 表2所列的电极的温度、电阻及电容，当电极稳定贴紧身体时，其值稳定，反之就会剧烈变化，可能是电极未贴身或用户剧烈运动引起，此时无法取得心电信号。由此，电极的温度、电阻及电容可当成可否获得心电信号的指标，优其是其取样率可以较低，易于辨认，不像心电信号取样率复杂而较难辨认。电极的温度、电阻及电容，不仅可以供处理器来提出适当的对策，还可经通信设备送至远端的监控中心，由远端来激活适当的电路、固件、软件或指引。

[0211] 若是已用尽上述所列的各项对策，仍不能降低电极阻抗以获得噪声较低的心电信号，此时处理器可以输出一特定代码，而不必输出无法辨识心电波型的噪声，以节省电力消耗。

[0212] 同理，上述的对策也可反向实施。当电极阻抗下降至某一临界值(例如2M Ohms)以下且维持一段时间(例如30秒)，此时在人体静止下可得很小的噪声，则处理器可以选择频带较宽的带通滤器(0.1～40Hz)以撷取完整的心电图，此时处理器也可以建议使用者稍加放松衣带以求舒适。若电极阻抗在2与20M Ohms之间，则处理器可以选择频带较窄的带通滤器(10～30Hz)以撷取R波同时降低干扰，或以Hilbert-Huang transform来求取心率。由此，本发明可依实际状况，在省电、舒适及信号品质三方面维持优化。此法对于脑电图、肌电图、经皮神经电剌激(TENS)或电击用的电极也同样适用。

[0213] 本实施例可以第6实施例第一种方法同时测量织品电极之间的电容值，若其电容值仍不小(例如10nF)而电阻值很大(例如10M Ohms)时，代表电极仍在身体上，只是皮肤太干不易导电。若是电容值很小且电阻值很大，很可能是电极脱落或传输线故障，此时本发明可通过通信设备指引用户检查或排除故障。

[0214] 前述的电极阻抗会随身体运动而迅速变化，例如某一使用者在静止时电极的电阻为2.3M Ohms,电容为5.2nF；步行时电阻为5.7M Ohms,电容为2.6nF；跑步时电阻为9.3M Ohms,电容为1.2nF。这是因为电极因身体运动而与人体接触得不紧密，致使电阻升高电容下降，而其他变因(例如环境温湿度或非运动造成的流汗)并不容易造成电极阻抗有如此迅速的变化。利用此一特性，我们可以由电极阻抗的变化来推估人体运动的状态，即变化幅度愈大代表运动愈激烈。同理，比较使用者在静止和运动下阻抗的差异，可推知本发明所采用织品、光滑材料或止滑条的抑制体动干扰的能力。两者之间的差异愈大，即代表其抑制体动干扰的能力愈低。为了增加由电极阻抗推估人体运动的正确性，处理器可选择性地读取加速规、陀螺仪、摄影机或其他可感测人体运动的传感器的信号，以确认人体运动。

[0215] 对于噪声波型漂至上或下饱和区的状况，本实施例可将滤波电路中的电容器并联一电子开关(由场效晶体管构成)，由微控制器控制，与电路的地线相连接。当信号未达到饱和区时，电子开关为断路，滤波电路正常操作。当信号达到饱和区时，微控制器开启电子开关，使电容器的电荷泄漏至地，信号即迅速由饱和区拉回至中间，如此可缩短滤波电路的暂态响应时间，就有更多时间可以辨识R波。

[0216] 为确保在电极或传输线接触不良时，仍能获得心电信号，本实施例在图1(a)的两个电极之外，再增加一个电极，则在此三个电极之中任选两个即能获得心电信号。此第三个电极设置于0等位线附近区域，可得到较佳的效果。以图10(a)为例，有一个电极位于B处(1.4等位线)，另一个电极位于-0.3等位线，此两个电极可得到一导程心电信号，振幅为1.7mV，若多一个电极位于0等位线，则可得到三个导程的心电信号，振幅分别为1.7mV、
1.4mV与0.3mV，即使位于1.4等位线的电极损坏，所得到唯一导程的振幅为0.3mV，仍可明显看出R波。反之，若多加的第三个电极位于-0.3等位线，且位于1.4等位线的电极损坏，则所得的唯一导程的振幅为0mV，就无法辨识其R波了。又考虑等位线并非是由零对称延伸，第三个电极的设置位置，以0至+0.5等位线之间的区域较佳，例如第三个电极的位置是在+0.5处，则可得到振幅1.7mV,0.9mV与0.8mV的心电信号。若第二个电极是位于-1.0等位线处，则效果更佳。

[0217] 本实施例可在日衣的左臂、右臂、左腿处各设置一电极，则不只产生Lead I,Lead II,Lead III肢导，也可产生测量胸导的参考电位，并在胸前-1的等位线至+1.4等位线之间的区域，即胸导V1至V6位置，设置一个或多个面积为2*2厘米的电极。由于织品有弹性，很可能会不经意在此区域内移动，处理器即可收集V1至V6的心电信号。参考电位除了由肢导取得之外，也可用连接器连接衣服和裤子，甚至帽子或手套而获得。

[0218] 第2实施例 由噪声推估人体运动

[0219] 在身体运动时，电极与皮肤难免会产生相对位移，体内的离子也会随之移动，此时心电信号会受到干扰而含有相当多的噪声。反过来看，噪声即是身体运动的指标。本实施例提出五种方法由噪声推估人体运动的情形。

[0220] 第一种方法：由噪声误判为R波的次数推估人体运动

[0221] 在本实施例中，当要通过分析噪声以推估人体运动的情形时，若不以滤波固件抑制噪声，则会有很多噪声被误判成R波。由于噪声的间隔时间远小于正常心跳的间隔时间，而且一般人在正常情况下，不可能在一分钟之内，心跳由一般活动下的72次(R波间隔为0.833秒)跳到极端激烈运动下的200次(R波间隔为0.3秒)，故控制盒内的微控制器可以轻易辨识出有无噪声，辨识的规则如下：取一分钟内次数最多的心率，设其R波间隔为1，取R波间隔小于1的一部分(例如二分之一或三分之二)，即视为噪声。把统计图中噪声区间的次数累计，即可视为噪声大小的指针，即运动量的大小。

[0222] 人在熟睡时身体不太会动，而翻身或手脚不自主运动时即会形成噪声。把一段时间(例如七小时的睡眠)的运动量作成统计图，即得到睡眠活动图，进而了解用户的睡眠质量。其中利用噪声次数累积作为活动指标的睡眠活动图，横轴为时间，纵轴则是利用噪声次数累积作为活动量。噪声大小也可以利用心电图水平轴上的噪声振幅来表示，振幅越大表示运动量越大。

[0223] 同理，对于日间活动，也可制作成日间活动图。若噪声有规律性，例如每0.5秒有一次大量噪声，持续为三分钟，则可推断使用者在进行有规律的运动，例如行走；若偶而出现大量噪声，可能是焦虑引起的噪动；或是穿戴者情绪紧张，此时就会有大量肌电信号干扰心电图。由此得到的日间活动图可用于居家照护的老人，照护者可以据此判别老人的行为，适时介入。

[0224] 第二种方法 由波峰振幅推估人体运动

[0225] 当在小幅体动干扰下，信号未达到饱和，微控制器仍能辨识出R波，但也会得到噪声，这些噪声振幅可能呈忽大忽小不规则变化。然而，正常的R波振幅是相当稳定的，不会忽大忽小没有规则。利用此特性，处理器可以记录每一小段时间内的极大值(即波峰的振幅)，以时间为横轴，振幅为纵轴作图，此图即可代表体动干扰的程度。当无体动干扰时，此图所呈的会是近似一直线，体动愈剧烈则此线起伏愈大。

[0226] 第三种方法 由上下饱和所占时间比例推估人体运动

[0227] 当身体运动过于激烈时，心电信号很容易漂移至上饱和区或下饱和区。对于到达饱和区的信号，是无法解读出R波的，然而，到达饱和区占全部时间的比例，即代表运动干扰的程度。在一定时间内，到达饱和区的时间愈长，即代表其运动干扰愈强烈。

[0228] 第四种方法 由线性范围推估人体运动

[0229] 图13(d)呈现的是在运动中的信号，此时固件会自动调降其增益值，扩大线性范围，使整个信号皆在线性范围内不致饱和；相对而言，若是用户在静止状态，信号就不会有剧烈的变化，此时固件会自动调高其增益值，缩小线性范围，以得良好的分辨率，此即是现有习知的自动增益控功能(Auto Gain Control)。由增益值或线性范围的大小变化，也可推估身体运动的程度，即增益值大(线性范围小)即表示身体运动和缓，反之则为剧烈。

[0230] 第五种方法 由单位时间内正常R波个数推估人体运动

[0231] 由图17(a)至图图17(f)所示及第四种方法所述可知，当信号受到体动干扰而漂移至上饱和区或下饱和区时，是无法解读出R波的。反之，在正常状况下，R波会以合理的间隔稳定呈现，因此，本实施例可以取单位时间内正常R波个数为指标，R波个数愈低即代表人体运动愈剧烈。

[0232] 当电极未贴身，也会使信号漂移，而呈现类似运动干扰下的噪声。因此，本实施例可在控制盒内或织品上选择性地增加一加速规、陀螺仪、地磁计、或倾斜计等姿势传感器，通过其量得的加速度等信号，作为行动或噪声的指针。

[0233] 第3实施例.电容耦合式电极

[0234] 以上所述电极皆不像医院常用的生理电极一样有含有水及氯化钾的凝胶以增加导电性，故被称为干电极(dry electrode)。

[0235] 在温度湿度很低或使用者本身皮肤很干燥的情况下，干电极与皮肤之间的电导会变得很低，不利于撷取心电信号，只剩下电容性。在这种状况下，可以使用电容耦合式电极及电路，即电极与皮肤之间没有直流的电导，而是以电容耦合来传递心电信号。然而对生理监视衣而言，由于其必须承受洗涤之力，而电容耦合式电极上的绝缘层可能会因为洗涤而破损，从而不再是完美的电容而兼有电导特性。总而言之，考虑实际应用的情况，生理监视衣最好是能兼有干电极和电容耦合式电极这两种电极，以因应环境的变化。

[0236] 上述的电容耦合式电极的绝缘层，是介电质，选用相对介电常数较高的、导电系数较低的材料较佳，如尼龙(Nylon，相对介电常数为3.2)，二氧化硅(相对介电常数为3.9)、聚氯乙烯(PVC，相对介电常数为3)、钛酸铜钙(CCTO，相对介电常数约为10000)等材料。介电质除了整体附着于导体之外，也可附着于织物上。以下举例进行说明，将介电质与溶剂或粘着剂混合，再以棉纱沉浸其中，使棉纱沾附介电质，再织成布，或与其他纤维捻成线再织成布，即制成一具有高介电系数的织物，作为电容耦合式电极的绝缘层。另一例，是将上例中的棉纱以导电纤维取代，织成布即是一电容耦合式电极，在和其他导体连接时，可用物理或化学方法去除介电质，即可使导电纤维外露，再与其他导体连接。

[0237] 电容耦合式电极的导体与干电极，可藉由不同的方式设置于织品上，例如：

[0238] 1.藉由将非导电纤维及导电纤维经由一纺织工艺(Textile process)共同纺织而成，该纺织工艺是针织(knitting)、平织(weaving)、梭织(tatting)、刺绣(embroidering)或其它适当工艺；

[0239] 2.藉由将导电金属片嵌入、粘结或缝入该织品而形成；

[0240] 3.藉由将导电细线缝入该织品而形成；

[0241] 4.由在该织品上涂布或贴覆导电物质而形成；

[0242] 5.藉由将导电织品粘贴或缝合于织品上而形成；

[0243] 6.采用导电硅胶或橡胶而形成。

[0244] 前述的非导电纤维例如可以采用但不限于棉、麻、尼龙等，而该导电纤维可以采用但不限于多分子导电纤维或是导电金属纤维，也可由不锈钢纤维与非导电纤维混纺而成，或是在绝缘纤维上涂布或渗入导电物质而形成,该导电材料占该导电区的比例可为1％至100％。

[0245] 本实施在织品上装有前述的干电极和电容耦合式电极，两种电极的并用型式如下：

[0246] 1、将导体75嵌入导电布下方的弹性体90内，导体75即同时是电容耦合式电极，如图18(a)所示，图18(a)是本发明两种电极并用的第一种形式的示意图；

[0247] 2、将导体75覆一绝缘层，设置在织品85与人体之间，并位于干电极40的旁边，如图18(b)所示，图18(b)是本发明两种电极并用的第二种形式的示意图；

[0248] 3、将导体75嵌入织品85内，并使其位于干电极40的侧面，如图18(c)所示，图18(c)是本发明两种电极并用的第三种形式的示意图；

[0249] 4、将导体75设置在织品85外表面，并位于干电极40的旁边，如图18(d)所示，图18(d)是本发明两种电极并用的第四种形式的示意图；

[0250] 5、将导体75覆一绝缘层，设置在织品85与人体之间，并位于干电极40之上，如图18(e)所示，图18(e)是本发明两种电极并用的第五种形式的示意图；

[0251] 6、将导体75嵌入在织品85内，并位于干电极40之上，如图18(f)所示，图18(f)是本发明两种电极并用的第六种形式的示意图；

[0252] 7、将导体75设置在织品85外表面，并位于干电极40之上，如图18(g)所示，图18(g)是本发明两种电极并用的第七种形式的示意图；

[0253] 8、将导体75作为电极设置于织品85内，导体75本身即可当干电极，又可当电容耦合式电极。当皮肤较干时电阻较大，控制盒内的微控制器可切换使用电容耦合式电极的电路撷取心电信号，当皮肤较湿时电阻较小，微控制器可切换使用干电极的电路撷取心电信号(如图19所示，其中，可视噪声大小选择性使用负反馈电极，并在电极下可选择性增加一绝缘层作为介电质，以增加其电容性，如图18(h)所示，图18(h)是本发明两种电极并用的第八种形式的示意图；

[0254] 9、将弹性导体75设置在织品85的内表面，并位于干电极40上，另有一绝缘层介电质附着在干电极40上，如图18(i)所示，而干电极40另以弹性带(图18(i)未示出)连接以附着在织品85，图18(i)是本发明两种电极并用的第九种形式的示意图

[0255] 为了降低外界干扰，电容耦合式电极用前级放大电路设置的位置应尽量靠近电极，即是“主动电极”(active electrode)。

[0256] 在另一具体实施例中，干电极与电容耦合式电极共享一条传输线，如图19所示，图19是本发明电容耦合式电极与干电极共享一电路的示意图。当皮肤较湿润致导电性良好时，心电信号由干电极传导至放大器，反之，则由电容耦合式电极传导。

[0257] 对于电容耦合式主动电极，由于信号很小，必须以良好的屏蔽(shielding)与保护(guarding)技巧来阻止外界的电磁干扰，在本发明中为求与织品相匹配，屏蔽与保护皆可选用导电布(例如银纤维布或钢布)，采用原先用于一般电路的铜箔、导电镀膜等技巧，用于织品上，或者用其他导电布或导电材质取代，来达到屏蔽与保护的目的。

[0258] 第4实施例.在电极外部或内部增加气囊或液囊

[0259] 其中气囊或液囊可设置于导电布下，如图20所示，在电极内部设有一气囊或液囊(内含空气、水或油等流体)，当身体仅压到某一侧时，气囊或液囊内的流体会流向另一侧使另一侧的导电布更接近身体，可增加导电性。气囊或液囊内也可选择性地加装海绵、硅胶或弹簧等弹性体，以具有吸水性的材料较佳，作为缓冲之用。

[0260] 上述气囊或液囊也可实施于不同位置的电极，例如一个电极是设在右腋下，一个电极是设在右侧腰部。理想上，当人右侧卧时，右腋下与右侧腰部应当会被身体压到，但是由于身体的曲线或床板的凹凸形状，有可能只有其中一个电极被完全压下，另一个接触情况不佳，此时若有如图21(a)所示的一组(两个)气囊或液囊以连通管相接，当一电极被压下时，可以使另一侧电极更接近身体，可增加导电性。

[0261] 以连通管相接的一组气囊或液囊，也可以用于避免另一个电极误触人体。例如，在第1实施例中，是由心电信号波型来判别睡姿，理想上右侧卧时应只有右腋下与右侧腰应当会被身体压到，但是偶而前胸电极也会被手压迫而误触身体。本实施例可以在右腋下与前胸电极处设置气囊或液囊，并将两者以连通管相接，但是此气囊或液囊并非在导电布和衣物之间，而是在导电布的周围，如图21(b)所示，呈环状以露出中心供导电布与人体接触。当右侧卧时右腋下的气囊或液囊会被压迫，使得胸前的气囊或液囊膨胀，就不易被手压迫而误触身体了。

[0262] 以上所述的电极为干电极，是与人体相接触，但对于电容耦合式电极，同样适用。也可选择性地增加一小片或带状的具有高相对介电常数的材质在电极上，例如尼龙(Nylon，相对介电常数为3.2)，二氧化硅(相对介电常数为3.9)、聚氯乙烯(PVC，相对介电常数为3)、钛酸铜钙(CCTO，相对介电常数约为10000)等材料，如第3实施例所述，以增加电容量。

[0263] 对于装盛水的液囊，可以采用在不受压时能撑开的弹性结构，而且是有些微渗漏的，即非完全密封的，这样即可在洗涤时吸收水，在使用时一受压即可渗出微量水分至电极上，以增加导电性。若液囊有上述的弹性体，也可阻止内含的水分过快渗出。当液囊内变成容纳空气时,液囊的弹性可在受挤压后使内部呈负压，以吸住人体皮肤,同时又可将皮肤上可导电的液体(例如水)吸在电极上以利于导电。

[0264] 在本法明中，微控制器可控制一泵推动空气、油或水，此泵经由一密闭管连接至一固定在电极与织品之间的气囊或液囊。当侦测到任一电极阻抗太高致使信号太小时，微控制器可开启泵使气囊或液囊膨胀，以通过气囊或液囊的压迫使电极紧贴皮肤。当使用油或水以膨胀液囊时，控制盒内可另设有一油或水的储存槽。

[0265] 第5实施例 利用磁力固定电极以减少体动干扰

[0266] 本实施例的第一种方法是在电极的外面或旁边设置永久磁性物质5，例如铝镍钴(AlNiCo)、铁氧体(Ferrite)、钐钴(SmCo)及钕铁硼(NdFeB)，而在身体的对应侧设置导磁物质如硅钢，或是永久磁性物质5，但与前述永久磁性物质的极性相反，利用异极相吸的原理，即可对电极40产生吸引力，使其附着在身体的力量更大，从而可以减少体动干扰，如图22(a)所示，图22(a)是本发明在织品及电极上各加装一磁石的示意图。同理，在电极的外面或旁边设置导磁物质5，而在身体的对应侧设置永久磁性物质，也具有相同的效果。此外，也可以电极本身就是永久磁性物质5或导磁物质，例如不锈钢和硅钢可导磁又可导电，故本身也可做为电极；铝镍钴、钐钴及钕铁硼本身也可导电，即可做为电极40；永久磁性物质5或导磁物质(例如铁氧体)可以抽成丝、或设置于中空纤维内、与其他材料结合抽成丝、或用染色或电镀方式涂于一般纱线外，以捻或混纺方式，与导电体(例如银纤维)结合，制成导电布，即可导电又可导磁。

[0267] 本实施例第二种方法是利用同极相斥的原理，把电极40推向身体。例如在腋下电极的外面设置永久磁性物质5，同时在上臂内侧同样设置永久磁性物质5，使此二永久磁性物质5的同极相对，就会互相排斥，使腋下电极40被推向身体，即可减少体动干扰。同理，也可在与身体靠近的物体(例如床、椅等)上设置永久磁性物质5，使其同极相对，也可将电极40推向人体。同理，在外衣或胸罩设置永久磁性物质5，在内衣内裤上设置电极及永久磁性物质5；在外裤、鞋子上设置永久磁性物质5，在袜子上设置电极及永久磁性物质5，使其同极相对产生斥力将电极推向人体。

[0268] 例如在图22(a)中，在电极40及织品85各设有一为同极相斥的永久磁性物质，即会将电极40推向人体；同理，在图4(a)至图4(d)所示的分离式电极40与织品85上也可各设有一为同极相斥的永久磁性物质5，即会将电极40推向人体；同理，在图21(b)所示的气囊或液囊与导电布也可各设有一为同极相斥的永久磁性物质5，即会将电极40推向人体。

[0269] 此外，可选择性地在图7(a)所示的滑块与织品上各设有一为同极相斥的永久磁性物质5，即会将电极40推向人体；或者在图7(b)所示的电极40与滑块上各设有一为同极相斥的永久磁性物质5，即会将电极40推向人体；或是，在图7(c)所示的电极40与织品85上各设有一为同极相斥的永久磁性物质5，即会将电极推向人体。

[0270] 本实施例可以采用环型永久磁性物质5，来增加互斥磁力的稳定度，如图22(b)所示，图22(b)是本发明采用环型永久磁性物质的示意图。其中环型永久磁性物质5与电极40周遭永久磁性物质的斥力可使电极40在环型之内，不易移至其外。

[0271] 永久磁性物质5可置于电极40两侧，以吸引磁力将电极贴近人体，如图22(c)，图22(c)是本发明在衣服上将永久磁性物质设置于电极两侧的示意图。其中位于两侧腰部的永久磁性物质5，将电极40下方或周遭的导磁性物质或永久磁性物质5拉近胸前导致电极贴近人体。也可在肩上设置的电极40下方或周遭设置导磁物质或永久磁性物质5，在肩下方前后侧置永久磁性物质5，使电极40贴近人体。

[0272] 永久磁性物质5除了是一整块固体，也可是由多个小块组成，使其南极与北极互相衔接，此永久磁性物质5组即可随身体外型变化而曲挠，磁力效果更佳，对于使用者也更加舒适。

[0273] 第6实施例.侦测电极接触不良

[0274] 当电极与皮肤接触不良(即阻抗太高)或是传输线折断时，就难以看到R波。因此本发明提供了八种方法侦测电极与皮肤是否接触不良：

[0275] 第一种方法，是对于仅用两个电极的场合，如图23所示，图23是本发明由脉波侦测电极是否接触不良的示意图。其是由微控制器或振荡器(例如LM555)产生一脉波，经一限流电阻，再经一模拟开关(analog switch)选择连接至一电极，模拟开关1与模拟开关2由数字输出控制，以选择电极连接脉波来侦测电极接触不良，或是连接至仪表放大器以取得心电信号。当模拟开关1与模拟开关2选择电极接脉波时，一电极即连接至微控制器的模拟输入端，量测其振幅或频率或有效周期，即得知两电极之间的阻抗，此方法类似万用电表量测电容器的方法，即是侦测电极与人体表皮层之间的阻抗，而人体表皮的导电方式在一般情况是以电容为主，故此法量得的是電容值，也可採万用电表量测电容器之方法，其結果如表2。若该阻抗大于某一临界值，即判定为接触不良。如图24(a)至图24(b)所示，其同一使用者同一组电极在不同电容下所得的心电图，其中图24(a)的电容值为2.7nF，振荡器产生的脉波频率为16.8K Hz；图24(b)的电容值为21.7nF，振荡器产生的脉波频率为2.1K Hz；比较24(a)与24(b)，易见前者噪声较后者大，其振动频率也远大于后者。本发明可设5nF为临界值，当电容值小于5nF即采取各项对策，如表2所示。

[0276] 对于多于两个电极的情况，若想侦测每一个电极是否接触不良，可以在织品上增加一个环绕身体、手臂、或大腿的电极，确定此电极可不会因肢体的动作而接触不良，脉波即可由此电极送入，再由其他电极读出，以侦测各电极是否接触不良。此方法可以参考申请人之前提出的PCT国际专利案PCT/CN2010/001931，其中详细阐述了当人体与电极之间有压力、拉力、扭力或张力时，使得人体表面与电极之间的阻抗变化，尤其是电容的变化，由一电路发出信号，并以频率、电压或电流的变化来表现该阻抗变化的方法。此方法不只可以用于判别电极是否接触不良，同时也可用来读取呼吸、姿势、或进行步态分析。例如:直接用电极与人体接触,当人躺下时振荡器产生的脉波频率为170kHz,站立时为120kHz坐下时为80kHz,这是由于重力方向和姿势改变了胸围及腹围，脉波频率随之改变。在此时,呼吸又可使脉波频率随之上下变动,若此时可测到呼吸,就代表电极与人体接触良好,即可激活相关电路来测得心电信号。同理，此方法也可适用于电容耦合式电极，电极可以不直接碰触人体，因为电路是发出脉波而非直流，故仍可量测电极的电容值。同时，电极也可以隔着衣服而与衣服无直接碰触。

[0277] 此方法还可配合不同形状、大小、或材质的电极一起实施，如图25(a)所示，图25(a)是本发明不同形状但电性连接的两个电极的示意图。其中两个电性连接但是不同形状、大小、或材质的电极，在与皮肤接触由松至紧的过程中，其阻抗的变化过程是不同的(如图25(b)的A与B所示)，即使在完全紧贴的状况下，其阻抗也不一样，由此，该方法可以推断是那一个电极与人体接触，从而推知那个电极的位置，从而推知其姿势。

[0278] 此方法还可配合电极外加的电子组件一起实施，如图26所示，图26是本发明四个连接不同电子组件的电极的示意图。两个电性连接但串联或并联不同电子组件的电极，在接受脉波输入时，会有不同的反应，其波型、相位、阻抗、共振频率会因而改变，例如对于连接电容的电极，其波形就会是指数函数充放电，而不再是原来的脉波。微控制器可以辨别这些改变，因而可以推断是那一个电极与人体接触，因此，这个与人体接触的电极就可以被用来接收心电信号。更进一步，从而推知其姿势，例如当左右腋下的电极与人体接触时，可推知左右臂是靠近躯体或没有在动作，反之则为离开躯体。

[0279] 第二种方法，请参考前述的第1实施例，微控制器若在一段时间(例如一分钟)内都无法得到正常的R波、Q波或S波的间隔时间(正常的间隔时间约为1.5秒至0.3秒)，由此判断所得信号为噪声。此时可能出现下列状况：一、是电极与皮肤接触不良或是皮肤太干而难以导电；二、身体运动造成的干扰太大，信号成上或下饱和，无法解读出R波；三、外界的电磁干扰太大。

[0280] 第三种方法，如图27所示，图27是本发明由弦波测电极是否接触不良的示意图。在任一电极输入端依次连接一限流电阻(约10K Ohms)、由被动组件组成的高通滤波器、和一高频信号产生器(如弦波产生器)，其他电极的输入端则依次连接一高通滤波器、一放大电路，最后连接至微控制器的模拟输入端。若弦波频率够高，即可进入肌肉组织，再由另一电极回到处理器。若该电极的放大电路可以得到足够大的正弦波，即代表该电极的阻抗够低。在仪表放大器的前端则连接低通滤波器，让低频的心电信号(低于40Hz)传导至仪表放大器，并阻止正弦波进入以避免干扰心电信号，即可同时取得心电信号，又可以弦波侦测电极是否接触不良。图27可以放在主动电极电路，以降低外界电磁干扰，并有益于判定噪声。

[0281] 第四种方法，是以现有习知的阻抗式呼吸描计图(impedance pneumogram)技术实施，若能够由呼吸描计图读取呼吸率，则表示电极是贴在身体上的。相反地，若是呼吸描计图中出现大量的高频成份，即可推断此高频必为噪声，因为正常人呼吸的频率很低(小于1Hz)。有噪声即代表接触不良。

[0282] 第五种方法，在织品上和控制盒的电路如图28所示，是不输出任何信号至电极，使电极电位接近漂浮(floating)，再撷取由单一电极获得的信号。此时运算放大器输入端的阻抗是其本身的内阻(以Rin1,Rin2表示)，为了能使输入端随外界噪声漂浮，应选用输入阻抗大于100M Ohms的运算放大器。在此状况下，若电极与人体接触良好，则人体形成一良导体，易与50或60Hz的电源产生电容性或电感性耦合，此时单一电极会得到相当强的50或60Hz的干扰源。反之，单一电极由于传输线并不长，不易耦合到来自电源的50或60Hz的干扰源，而得到相当弱且类似白噪声(white noise)的不规则背景噪声。

[0283] 第六种方法，在织品上和处理器的电路如图29所示，是输出一脉波至电极，记录其充电放电期间的电压变化。若电极与人体接触良好，则人体与电极之间形成一电容，接触愈紧密则电容值愈高，充放电时间就愈长。处理器经由此电极进行充电放电，电流再经过处理器与人体之间的杂散电容回到控制盒内的处理器。反之，若电极与人体接触不佳，则此电容值就很低，几乎没有充放电时间。处理器可以量测单一次的充放电时间，或是用一振荡电路(例如LM555)连续充放电再量测其振荡频率，如第五实施例所述，皆可判断电极与皮肤是否接触不良。为了增加电极与人体之间的电容性，可选择性地加一小片或带状的高相对介电常数材质在电极上，例如尼龙(Nylon,相对介电常数为3.2)，二氧化硅(相对介电常数为3.9)、聚氯乙烯(PVC相对介电常数为3)、钛酸铜钙(CCTO,相对介电常数约为10000)等材料，上述方法也可以用弦波实现。

[0284] 第七种方法，其处理器内部的架构如图30所示，一个电极本身有两条传输线连接电极和处理器，微控制器发出弦波或脉波经一传输线连接到电极经另一传输线回到微控制器，Rout1及Rout2取10M Ohms以上的电阻，以便和杂散电容和电感相当，仿照第五种方法进行分析，若电极与人体接触良好，则人体形成一良导体，易与50或60Hz的电源产生电容性或电感性耦合，模拟输入1与模拟输入3即可得到50或60Hz的干扰；反之，则不易得到50或60Hz的干扰。由此，即可判断电极与皮肤是否接触不良，同时，若输入信号无弦波或脉波，则可能是传输线或电极损坏而断路造成。

[0285] 第八种方法，由干电极量测皮肤表面直流电阻来评估电极是否接触良好，是通过在处理器的输入端加一模拟式开关，如图31所示，藉由一电阻及齐纳二极管或类似的参考电压源，产生一电压约为1Volt的直流电源，以测量直流电阻。取较低电压是为了避免在电极端产生极化和电解水反应，用直流电的目的是直流电不能通过皮肤最外的角质层，只有小部分能由汗腺进入体内，大部分的直流电将会经皮肤表面的汗液，由一个电极流向另一个电极，皮肤愈干就愈不容易将生理电信号传导至电极，即是电极与人体接触不好。

[0286] 本实施例由实验得知，当左右腋下电极的直流电阻大于5000K Ohms时，皮肤太干，心电信号质量不佳。上述方法类似万用电表测量电阻，处理器可藉以量测电极是否接触良好，当皮肤太干时，处理器可暂停由干电极取得心电信号，而改由电容耦合式电极取得心电信号，或由通信设备提醒用户多穿衣物以保暖，即可增加皮肤表面的汗液，以提高心电信号质量，如表2所示。量测皮肤表面的直流电阻，同时也是侦测电极是否贴在皮肤上，若是则其值应是稳定的，否则即表示电极接触不稳定。若是电阻值很大，即表示有一电极没有贴到人体。

[0287] 第九种方法是在电极附近设置以织品为基底的传感器，以侦测电极是否紧贴人体，以及人体该部位是否有运动。织品传感器可以采用申请人之前提出的美国专利7,750,790所述的织品应变规，或是PCT/CN2008/001571所述的裂缝式拉力传感器，或者PCT/CN2008/001570所述的压力传感器，或其他类似的传感器。同时，压力和拉力传感器本身也可当做是电极的一部份。现以图1(a)说明，若要侦测左右腋下电极接触是否良好，可在两极之间的衣物上装设上述的织品传感器，当人穿上此衣物时且松紧适当时，衣物织品的弹性会产生拉力，此拉力会对人体产生压力，织品传感器即可侦测此拉力或压力。反之，若太宽松，衣物即无足够的压力或拉力让电极与皮肤有良好接触。另一方面，若织品传感器侦测到的拉力或压力是维持在一定值无很大变化，即表示使用者没有运动，此时即无体动干扰；反之，若拉力或压力有变化，即表示使用者在运动，此时有体动干扰。

[0288] 第十种方法，是以两片导电布中间夹一绝缘体形成一电容式压力或拉力传感器，此绝缘体可为弹性体或含有高介电常数材料。在外部的压力或拉力作用下,其电容值也跟着变化。处理器可以用第五实施例第一种方法所述的电路，量测其电容值。电容式压力或拉力传感器可设置于衣物与人体之间，当人的姿势一有变动，其电容值也跟着变化。处理器可设定一临界值，即是在一定程度的压力下，生理信号才被接受，例如压力大于一临界值才启动心电图侦测。若电容值有大幅变化，即代表有体动干扰。同时，两片导电布中贴近人体的一片可同时做为电阻(干)式心电图电极，另一片可同时做为电容耦合式心电图电极，故两个导电布形成一电容,当作一个开关，同时导电布也可当作电极,故也同时侦测接触不良。

[0289] 在前述的第2实施例中本发明揭露的由噪声推估身体活动的方法，同理，本实施例也可由侦测电极阻抗来推估身体活动，例如某电极位于腋下，当其接触不良时，即表示手臂未紧靠身体。

[0290] 另外，本实施例也可应用于脑电图、肌电图、经皮电刺激治疗、电击治疗的电极，测试其电极是否接触良好。

[0291] 第十一种方法，由其他生理信号传感器，来判别电极是否贴身。在与身体接触的织品上，除了心电图电极之外，也可以装设其他生理信号传感器，例如听诊器(必须与身体完整接触但不须要等待其瞬时反应即可测得心肺音)、超音波探头、体温计(须要等待其瞬时反应约3分钟，若体温值突然改变即代表传感器没有贴身)、血氧饱和度计(须要等待其瞬时反应约20秒)、血压计(若血压值不稳定即表示人在运动)等，本实施例可以将心电图电极设置于这些传感器旁边，当测得心电图电极接触良好时，即可确定这些传感器也有良好接触，也可获得良好的信号。本实施例还可通过在电极附近设置其他生理传感器，例如肌电图传感器、血氧饱和度计、体温计、心肺音传感器、或超音波血流计等，藉由分析其他生理传感器的信号或噪声，推估该部位的体动干扰。例如，当肌电图传感器取得较大信号时，即代表该处肌肉活动较剧烈，即是有体动干扰；同理，当血氧饱和度计仅取得剧烈晃动的噪声而无稳定的脉波时，即表明有体动干扰。

[0292] 反之，若这些传感器有良好的信号，即可确定心电图电极接触良好。

[0293] 由上述方法中，处理器可以量测各电极的阻抗，选出阻抗最低的两个电极，或由其他方法来选取电极，来拾取心电信号，可得最佳信号质量。

[0294] Z上述十一种方法中，用来判断电极与人体接触是否良好的输出值，例如第一种方法的会随电容值而变化的脉波频率，都会因身体运动而改变。这些输出值的振幅，即代表身体运动的程度，运动愈剧烈则振幅愈大，若身体在静止状态或电极与人体接触良好则输出值稳定。因此，由这些输出值的振幅，即可判断身体运动的程度与状态。

[0295] 若是采用上述任一方法，测得电极与人体接触良好，但却不能取得长期且稳定的心跳信号，这就可能是电极或是传输线有接触不良状况。此时，可依第7实施例所示的方法检查与维修，如下所述。

[0296] 第7实施例.判断传输线或电极是否导通不良

[0297] 本发明是可承受一般洗涤的搓揉，若是搓揉力量太大，则传输线或电极可能损坏，就无法传输心电信号给控制盒了。本实施例提出两种方法：

[0298] 第一种方法，可让处理器能判断传输线是否导通不良，如图32所示。以左右腋下的干电极为例，除了各有一条传输线连接至处理器之外，另有一条传输线连接此两个电极，此传输线串联一按键开关(push button switch)或切换开关(toggle switch)，设置于本发明的织品上。按键开关未受压时不导通，当受压时即导通。当使用者想检查传输线或电极是否导通不良或受损时，只要按下此按键，若传输线为良好的通路，此时信号输出所呈现的是接近零的一条水平直线；若传输线或电极已损坏，则信号输出所呈现的是纷乱的噪声。两种状况下信号输出有极大差异，可由使用者的肉眼或控制盒内设的程序，由噪声的振幅来判断传输线或电极是否导通不良。

[0299] 第二种方法，在织品上与第一种方法一样，即是另有一条传输线连接此两个电极，此传输线串联一按键开关或切换开关，不同之处只是在处理器上是如图29或图30的架构，由处理器经由一输出电阻、一电极及传输线输出脉波或弦波作为测试用的载波，再经过连接此两个电极的另一条传输线和其串联的按键开关或切换开关，和另一电极及其传输线，若此路径的电线或电极皆无损坏，载波即回到控制盒，即可以此法来判断传输线是否损坏。此外，比较输出波与返回波的振幅，若有大幅落差，即表示其导电性不佳，此系统有故障，应送修不宜继续使用。同理，我们也可以同样方法，量测某一段电极或电线是否导通不良，即在要量测的电极或电线两端另加一条传输线，此传输线串联一按键开关或切换开关。同时，比较输出波与返回波频谱的差异，即表示外界的噪声干扰。例如，我们已知载波的频谱，和其主频带附近的信噪比(S/N)，然后分析返回波频谱主频带附近的S/N，两者之差即为外界噪声干扰的量化指针。若传输线及电极导通情形良好，则两者之差应为极小，反之则为较大。

[0300] 一般而言，传输线或电极的导通由良好而劣化至完全损坏是一渐进过程，其导电性会逐渐下降而非一瞬间从有至无。因此，本发明可以为各传输线及电极，设定上述两方法输出的量化指针(第一种方法的噪声振幅，第二种方法的载波与返回波主频带附近的S/N之差)的阀值，例如第一种方法的阀值是出厂值的50％，当电极或是传输线受损时而使量化指针到达阀值时，即提醒用户进行维修，以保有良好的工作质量。维修方法，是针对导通不良的电极或是传输线，在其导体的接点多加缝线以强化其导电性，或多缝一条导电线，或多缝一片导电布。

[0301] 以上所述，仅是本发明的较佳实施例而已，并非对本发明作任何形式上的限制，虽然本发明已以较佳实施例揭露如上，然而并非用以限定本发明,任何熟悉本专业的技术人员,在不脱离本发明技术方案范围内，当可利用上述揭示的方法及技术内容作出些许的更动或修饰为等同变化的等效实施例，但凡是未脱离本发明技术方案的内容，依据本发明的技术实质对以上实施例所作的任何简单修改、等同变化与修饰，均仍属于本发明技术方案的范围内。