KR101736978B1 - 생체 신호를 측정하는 장치 및 방법 - Google Patents

생체 신호를 측정하는 장치 및 방법 Download PDF

Info

Publication number
KR101736978B1
KR101736978B1 KR1020100055111A KR20100055111A KR101736978B1 KR 101736978 B1 KR101736978 B1 KR 101736978B1 KR 1020100055111 A KR1020100055111 A KR 1020100055111A KR 20100055111 A KR20100055111 A KR 20100055111A KR 101736978 B1 KR101736978 B1 KR 101736978B1
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
signal
interface
dummy
electrode
bio
Prior art date
Application number
KR1020100055111A
Other languages
English (en)
Other versions
KR20110135296A (ko
Inventor
김종팔
고병훈
Original Assignee
삼성전자주식회사
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 삼성전자주식회사 filed Critical 삼성전자주식회사
Priority to KR1020100055111A priority Critical patent/KR101736978B1/ko
Priority to US13/155,824 priority patent/US8855753B2/en
Priority to EP11169277.8A priority patent/EP2394571B1/en
Priority to CN201110163033.4A priority patent/CN102283641B/zh
Priority to JP2011130460A priority patent/JP5898863B2/ja
Publication of KR20110135296A publication Critical patent/KR20110135296A/ko
Application granted granted Critical
Publication of KR101736978B1 publication Critical patent/KR101736978B1/ko

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A61B5/7217—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise originating from a therapeutic or surgical apparatus, e.g. from a pacemaker
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6843—Monitoring or controlling sensor contact pressure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/263—Bioelectric electrodes therefor characterised by the electrode materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/28—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7225—Details of analog processing, e.g. isolation amplifier, gain or sensitivity adjustment, filtering, baseline or drift compensation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0209—Special features of electrodes classified in A61B5/24, A61B5/25, A61B5/283, A61B5/291, A61B5/296, A61B5/053
    • A61B2562/0215—Silver or silver chloride containing
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0209—Special features of electrodes classified in A61B5/24, A61B5/25, A61B5/283, A61B5/291, A61B5/296, A61B5/053
    • A61B2562/0217—Electrolyte containing
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/04—Arrangements of multiple sensors of the same type
    • A61B2562/046—Arrangements of multiple sensors of the same type in a matrix array
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/12—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements
    • A61B2562/125—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements characterised by the manufacture of electrodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
    • A61B5/7214—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts using signal cancellation, e.g. based on input of two identical physiological sensors spaced apart, or based on two signals derived from the same sensor, for different optical wavelengths
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S128/00—Surgery
    • Y10S128/901—Suppression of noise in electric signal

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Power Engineering (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
  • Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)

Abstract

생체 신호를 측정하는 장치 및 방법에 따르면, 피검자의 피부에 접촉된 적어도 하나의 인터페이스로 피검자의 생체 신호를 검출하고, 이 인터페이스와는 다른 전기적 특성을 갖는 더미 인터페이스로 더미 신호를 검출하고, 이 생체 신호와 더미 신호를 이용하여 생체 신호로부터 인터페이스의 전기적 특성 변동으로 인한 잡음을 제거한다.

Description

생체 신호를 측정하는 장치 및 방법 {Apparatus and method for measuring biological signal}
피검자의 생체 신호를 측정하기 위한 장치 및 방법에 관한 것이다. 특히, 피검자의 생체 신호로부터 잡음을 제거함으로써 보다 정확하게 피검자의 생체 신호를 측정하기 위한 장치 및 방법에 관한 것이다.
환자의 건강 상태를 진단하기 위한 다양한 의료 장비들이 사용 또는 개발 중에 있다. 건강 진단 과정에서의 환자의 편의, 건강 진단 결과의 신속성 등으로 인하여 환자의 전기적인 생체 신호, 예를 들어 심전도(electrocardiography), 뇌파(brain wave), 근전도(electromyogram) 등을 측정하기 위한 의료 장비들의 중요성이 부각되고 있다. 이와 같은 생체 신호는 전기적 신호라는 특성상, 잡음 없이 정확하게 측정되는 것이 매우 중요하다.
피검자의 생체 신호를 잡음 없이 정확하게 측정할 수 있는 장치 및 방법을 제공하는데 있다. 또한, 상기 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체를 제공하는데 있다. 본 실시예가 이루고자 하는 기술적 과제는 상기된 바와 같은 기술적 과제들로 한정되지 않으며, 또 다른 기술적 과제들이 존재할 수 있다.
본 발명의 일 측면에 따른 생체 신호 측정 장치는 피검자의 피부와의 전기적 인터페이싱을 통하여 피검자의 생체 신호를 검출하는 적어도 하나의 인터페이스, 상기 인터페이스와는 다른 전기적 특성을 갖는 인터페이싱을 통하여 상기 생체 신호와는 다른 더미 신호를 검출하는 적어도 하나의 더미 인터페이스, 상기 생체 신호와 상기 더미 신호로부터 상기 인터페이스의 전기적 특성 변동으로 인한 잡음에 비례하는 신호를 추출하는 잡음 추출부, 및 상기 추출된 신호를 이용하여 상기 검출된 생체 신호로부터 상기 잡음을 제거하는 생체 신호 추출부를 포함한다.
본 발명의 다른 측면에 따른 생체 신호 측정 방법은 피검자의 피부에 접촉된 적어도 하나의 인터페이스로부터 피검자의 생체 신호를 수신하는 단계, 상기 인터페이스와는 다른 전기적 특성을 갖는 더미 인터페이스로부터 상기 생체 신호와는 다른 더미 신호를 수신하는 단계, 및 상기 생체 신호와 상기 더미 신호를 이용하여 상기 생체 신호로부터 상기 인터페이스의 전기적 특성 변동으로 인한 잡음을 제거하는 단계를 포함한다.
본 발명의 또 다른 측면에 따라 상기 생체 신호 측정 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체가 제공된다.
본 발명의 또 다른 측면에 따라, 피검자의 생체 신호와 상기 생체 신호의 잡음을 제거하기 위한 신호를 검출하기 위한 인터페이스 장치는 상기 피검자의 피부와의 전기적 인터페이싱을 통하여 피검자의 생체 신호를 검출하는 적어도 하나의 인터페이스, 및 상기 인터페이스와는 다른 전기적 특성을 갖는 인터페이싱을 통하여 상기 생체 신호와는 다른 더미 신호를 검출하는 적어도 하나의 더미 인터페이스를 포함한다.
외부 요인으로 인하여 발생된 피검자의 생체 신호의 잡음을 제거 내지 감소시킴으로써 피검자의 생체 신호를 정확하게 측정할 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치(10)의 구성도이다.
도 2는 도 1에 도시된 인터페이스 A, B(111, 113) 각각의 등가 회로를 도시한 도면이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 심전도 신호 측정 장치(30)의 구성도이다.
도 4는 도 3에 도시된 심전도 신호 측정 장치(30)의 격자 전극 기판의 평면도이다.
도 5는 도 3에 도시된 심전도 신호 측정 장치(30)의 격자 전극 기판의 단면도이다.
도 6은 도 3에 도시된 심전도 신호 측정 장치(30)의 원형 전극 기판의 평면도이다.
도 7은 도 3에 도시된 심전도 신호 측정 장치(30)의 원형 전극 기판의 단면도이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 심전도 신호 측정 장치(80)의 구성도이다.
도 9는 도 8에 도시된 심전도 신호 측정 장치(80)의 격자 전극 기판의 평면도이다.
도 10은 도 8에 도시된 심전도 신호 측정 장치(80)의 격자 전극 기판의 단면도이다.
도 11은 도 8에 도시된 심전도 신호 측정 장치(80)의 원형 전극 기판의 평면도이다.
도 12는 도 8에 도시된 심전도 신호 측정 장치(80)의 원형 전극 기판의 단면도이다.
도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 방법의 흐름도이다.
이하에서는 도면을 참조하여 본 발명의 실시예들을 상세히 설명한다. 이하의 실시예들에서는 본 발명의 요지가 흐려지는 것을 방지하기 위하여 피검자의 생체 신호를 측정하기 위한 구성들만을 설명하기로 한다. 다만, 본 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 피검자의 생체 신호를 측정하기 위한 구성들 외에 다른 범용적인 구성들이 부가될 수 있음을 이해할 수 있다. 예를 들어, 의사 등과 같은 의료 전문가가 생체 신호를 인식할 수 있도록 하기 위하여 피검자의 생체 신호를 추출하는 구성들 외에 피검자의 생체 신호를 스크린 또는 종이 위에 디스플레이하는 구성 등이 부가될 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치(10)의 구성도이다. 도 1을 참조하면, 본 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치(10)는 인터페이스들(111-114), 잡음 추출부(12), 및 생체 신호 추출부(13)로 구성된다. 도 1에 도시된 생체 신호 측정 장치(10)는 본 발명의 하나의 구현 예에 불과하며, 도 1에 도시된 구성 요소들을 기초로 하여 여러 가지 변형이 가능함을 본 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이해할 수 있다. 예를 들어, 도 1에는 네 개의 인터페이스들(111 ~ 114)로 구성된 인터페이스 장치만이 도시되어 있으나, 다양한 개수의 인터페이스들을 갖는 인터페이스 장치로 구현될 수 있다.
인터페이스 A, B(111, 113)는 피검자(20)의 피부와의 접촉에 의한 피검자(20)의 피부와의 전기적 인터페이싱(interfacing)을 통하여 피검자(20)의 생체 신호를 검출한다. 일반적으로, 피검자(20)의 생체 신호는 피검자(20)의 피부 위치에 따라 서로 다른 전위가 나타난다는 특성을 이용하여 측정된다. 예를 들어, 피검자(20)의 생체 신호는 인터페이스 A, B(111, 113)와 같은 한 쌍의 인터페이스들간의 전위차, 즉 전압에 의해 측정될 수 있다. 다만, 피검자(20)의 생체 신호는 하나의 인터페이스를 사용하여 피검자(20)의 피부의 어느 한 지점에서의 전위에 의해 측정될 수도 있고, 다양한 개수의 인터페이스들에 의해 검출된 값들의 조합에 의해 측정될 수도 있다.
도 2는 도 1에 도시된 인터페이스 A, B(111, 113) 각각의 등가 회로를 도시한 도면이다. 도 1에 도시된 실시예에서 인터페이스 A, B(111, 113)는 피검자(20)의 생체 신호를 측정하기 위해 피검자(20)의 피부에 직접 접촉되어 피검자(20)의 피부와 전기적 인터페이싱 작용을 하는 모든 요소들을 의미하며, 도 2에 도시된 바와 같은 RC 회로로 모델링될 수 있다.
이와 같은 인터페이스 A, B(111, 113)는 고체 형태의 전도성 물질인 전극(electrode)에 전해질 성분의 젤(gel)이 도포되어 있어, 피검자(20)의 피부에 젤이 접촉되는 형태의 습식(wet-type) 전극, 고체 형태의 전도성 물질인 전극이 피검자(20)의 피부에 직접 접촉되는 형태의 건식(dry-type) 전극 등으로 구현될 수 있다. 피검자(20)의 피부는 우수한 부도체로서 생체를 외부의 전기 자극으로부터 보호하는 역할을 한다. 피검자(20)의 피부의 저항 완화를 위하여 고체 형태의 전극에 생체 이온인 Cl-을 다량 함유하고 있는 전해질 성분의 젤(gel)이 도포되어 있는 습식 전극이 널리 사용되고 있다. 여기에서, Cl-은 염화이온을 나타내는 화학 기호(chemical symbol)이다. 이하에서는 이와 같은 습식 전극의 등가 회로를 예로 들어 설명하기로 한다.
도 2를 참조하면, 도 1에 도시된 인터페이스 A, B(111, 113) 각각의 등가 회로는 저항 Rg, 전압원 Ve, 커패시터(capacitor) Ce 및 저항 Re로 구성된다. 저항 Rg는 습식 전극의 전해질 자체의 저항을 나타내고, 전압원 Ve는 전극 양단에 걸리는 전위를 나타내고, 커패시터 Ce는 전극과 전해질의 경계 면에서의 전하 이중층(double layer)에서의 커패시턴스(capacitance)를 나타내고, 저항 Re는 이 전하 이중층에서의 누설 저항을 나타낸다.
상기된 바와 같이, 전극과 전해질의 경계 면에서는 전하 이중층이 형성되는데 인터페이스 A, B(111, 113)의 전극들의 움직임은 전극과 전해질의 경계 면에서의 전하 분포를 변화시키고, 이것은 전극에 의해 검출된 전위의 변화를 일으킨다. 한편, 인터페이스 A, B(111, 113)는 피검자(20)의 피부의 서로 다른 지점에 위치하기 때문에 피검자(20)의 움직임에 따른 인터페이스 A, B(111, 113)의 전극들의 움직임은 서로 다르게 나타난다. 이에 따라, 인터페이스 A, B(111, 113)의 전극들에 의해 검출된 전위의 변화 양상이 서로 다르게 되며, 이것은 인터페이스 A, B(111, 113)간의 전압의 변동, 즉 생체 신호의 잡음으로 작용하게 된다. 이와 같이, 외부 요인으로 인한 인터페이스 A, B(111, 113)의 전기적 특성의 변동에 따라 발생된 잡음을 인터페이스 A, B(111, 113)에 검출된 생체 신호의 동잡음(motion artifact)이라고 한다. 동잡음은 상기된 원인 이외에도 다른 원인 등에 의해서도 발생될 수 있다. 예를 들어, 피검자(20)의 피부를 잡아당길 때에 5 ~ 10 mV의 동잡음이 발생한 것으로 알려져 있다.
이와 같은 동잡음 신호는 인터페이스 A, B(111, 113)에 검출된 생체 신호와 유사한 주파수 대역의 저주파 신호이기 때문에 일반적인 저역 통과 필터(low pass filter), 고역 통과 필터(high pass filter) 등으로 제거되기가 어렵다. 도 1에 도시된 실시예에서는 이와 같은 동잡음을 제거하기 위하여, 인터페이스 A, B(111, 113)와는 다른 전기적 특성을 갖는 인터페이싱을 통하여 인터페이스 A, B(111, 113)에 의해 검출된 피검자(20)의 생체 신호와는 다른 더미 신호를 검출하는 더미 인터페이스 Ad, Bd(112, 114)를 채용한다.
피검자(20)의 생체 신호의 동잡음을 제거하기 위해서는 더미 인터페이스 Ad, Bd(112, 114)에 의해 검출된 더미 신호를 이용하여 피검자(20)의 생체 신호의 동잡음 신호가 추적될 수 있어야 하다. 즉, 피검자(20)의 움직임 등으로 인하여 인터페이스 A, B(111, 113)의 전기적 특성의 변동할 때에 더미 인터페이스 Ad, Bd(112, 114)에 의해 검출된 더미 신호들의 변화 형태가 인터페이스 A, B(111, 113)에 의해 검출된 신호들의 변화 형태와 유사하도록 하여야 한다. 이를 위해, 도 1에 도시된 실시예에서는 외부의 잡음 변동 요인이 인터페이스 A(111)와 더미 인터페이스 Ad(112)에 거의 동일하게 입력되도록 인터페이스 A(111)와 더미 인터페이스 Ad(112)를 임계 거리 이하로 근접하여 위치시킨다. 예를 들어, 임계 거리는 1 mm가 될 수 있다. 인터페이스 B(113)와 더미 인터페이스 Bd(114)에 대해서도 마찬가지의 이유로 근접하여 위치시킨다. 한편, 인터페이스 A(111)와 인터페이스 B(113)는 피검자(20)의 생체 신호, 즉 인터페이스 A(111)와 인터페이스 B(113)간의 전압을 검출하기에 충분한 거리만큼 떨어져 위치하여야 한다.
피검자(20)의 피부에 인터페이스 A(111)와 더미 인터페이스 Ad(112)를 근접하여 부착할 경우, 피검자(20)의 움직임에 따른 인터페이스 A(111)와 더미 인터페이스 Ad(112)의 전극들의 움직임은 거의 동일하게 된다. 이에 따라, 피검자(20)의 움직임 등과 같은 외부 요인으로 인한 인터페이스 A(111)의 전기적 특성 변동과 더미 인터페이스 Ad(112)의 전기적 특성 변동은 서로 유사한 양상을 갖는다. 예를 들어, 더미 인터페이스 Ad(112)의 등가 회로에서의 전압원의 변동은 인터페이스 A(111)의 등가 회로에서의 전압원의 변동 양상과 그 스케일(scale)은 다르나 비례하는 양상을 갖는다. 마찬가지로, 더미 인터페이스 Bd(114)의 등가 회로에서의 전압원의 변동은 인터페이스 B(113)의 등가 회로에서의 전압원의 변동 양상과 그 스케일(scale)은 다르나 비례하는 양상을 갖는다. 어떤 인터페이스와 이것의 더미 인터페이스가 보다 근접하여 위치할수록 이와 같은 효과는 더욱 두드러지게 된다.
잡음 추출부(12)는 인터페이스 A(111)와 더미 인터페이스 Ad(112)의 근접에 따른 인터페이스 A(111)와 더미 인터페이스 Ad(112)간의 전기적 특성 변동의 유사성과 인터페이스 B(113)와 더미 인터페이스 Bd(114)의 근접에 따른 인터페이스 B(113)와 더미 인터페이스 Bd(114)간의 전기적 특성 변동의 유사성을 이용하여 인터페이스 A, B(111, 113)와 더미 인터페이스 Ad, Bd(112, 114)에 의해 검출된 신호들로부터 피검자(20)의 생체 신호의 동잡음 신호에 비례하는 잡음 신호를 추출할 수 있다. 예를 들어, 잡음 추출부(12)는 인터페이스 A(111)와 더미 인터페이스 Ad(112)의 근접에 따른 인터페이스 A(111)와 더미 인터페이스 Ad(112) 각각의 등가 회로에서의 전압원들간의 전압 변동의 유사성과 인터페이스 B(113)와 더미 인터페이스 Bd(114)의 근접에 따른 인터페이스 B(113)와 더미 인터페이스 Bd(114) 각각의 등가 회로에서의 전압원들간의 전압 변동의 유사성을 이용하여 인터페이스 A, B(111, 113)와 더미 인터페이스 Ad, Bd(112, 114)에 의해 검출된 신호들로부터 피검자(20)의 생체 신호의 동잡음 신호에 비례하는 잡음 신호를 추출할 수 있다.
인터페이스들(111~114)에 의해 검출된 신호들은 그 크기가 매우 미약하기 때문에 일반적으로 이 신호들은 증폭되어 처리된다. 따라서, 잡음 추출부(12)는 인터페이스들(111~114)에 의해 검출된 신호들을 증폭하는 증폭기(amplifier), 이와 같은 증폭된 아날로그(analog) 형태의 신호들을 디지털(digital) 형태의 신호들로 변환하는 A/D 컨버터(analog-to-digital converter), 이와 같은 디지털 형태의 신호들에 대한 연산을 수행하는 연산기 등으로 구현될 수 있다.
생체 신호 추출부(13)는 잡음 추출부(12)에 의해 추출된 잡음 신호를 이용하여 인터페이스 A, B(111, 113)에 의해 검출된 생체 신호로부터 이 생체 신호에 포함된 동잡음을 제거함으로써 피검자(20)의 실제 생체 신호를 검출한다. 잡음 추출부(12)에 의해 추출된 잡음 신호는 피검자(20)의 생체 신호의 동잡음 신호에 비례하기 때문에 피검자(20)의 생체 신호의 동잡음 신호는 잡음 추출부(12)에 의해 추출된 잡음 신호를 이용하여 제거될 수 있다. 이와 같은 생체 신호 추출부(13)는 적응형 필터(adaptive filter)로 구현될 수 있다. 적응형 필터는 이 필터에 피드백(feedback)된 값에 따라 필터 계수들(filter coefficients)을 조정할 수 있는 디지털 필터이다. 즉, 생체 신호 추출부(13)는 잡음 추출부(12)에 의해 추출된 잡음 신호에 따라 필터 계수들을 조정하고, 이와 같이 조정된 필터 계수들을 이용하여 인터페이스 A, B(111, 113)간의 전압 파형에 해당하는 생체 신호를 필터링함으로써 이 생체 신호로부터 동잡음을 제거할 수 있다.
두 개의 인터페이스 A, B(111, 113) 사이에서 검출되는 전압 파형을 이용하여 측정될 수 있는 피검자(20)의 생체 신호의 대표적인 예로는 심전도(ECG, Electrocardiography) 신호를 들 수 있다. 피검자(20)의 심장이 심박(heart beat)에 따라 이완 및 수축을 반복하면서 피검자(20)의 피부에는 아주 작은 전위 변화가 발생하게 된다. 이와 같은 심장의 전기적 활동(electrical activity)을 그래프 형태로 나타낸 것을 심전도 신호라고 한다. 다만, 도 1에 도시된 실시예는 심전도 신호뿐만 아니라 뇌파(brain wave) 신호, 근전도 신호(electromyogram) 등 피검자(20)의 신체에서 전기적으로 검출될 수 있는 다른 생체 신호들에도 적용될 수 있다.
심전도 신호는 심장으로부터의 피부 위치에 따라 서로 다른 전위가 나타난다는 특성을 이용하여 측정된다. 일반적으로, 심전도 신호는 피검자(20)의 피부의 서로 다른 2 개의 위치에 한 쌍의 전극들(electrodes)을 부착시키고, 이 전극들간의 전위차를 일정 시간 동안 측정함으로써 검출될 수 있다. 이와 같이 일정 시간 동안 측정된 두 전극들간의 전위차는 시간의 흐름에 따라 상승과 하강을 반복하는 파동(wave) 형태의 신호로 나타나는데, 이와 같은 파동 형태의 심전도 신호는 파동 형태의 선으로 스크린, 종이 등에 기록됨으로써 표시되게 된다.
피검자(20)의 피부의 서로 다른 2 개의 위치에 부착된 한 쌍의 전극들은 하나의 심전도 신호를 측정하기 위한 단위로서 리드(lead)로 불리어진다. 일반적으로, 심전도 신호는 다양한 개수의 리드들에 의하여 측정되며, 각 리드를 통하여 다른 각도로 심장이 관측될 수 있다. 심전도 신호의 타입은 이와 같은 리드들의 개수에 따라 3-lead, 5-lead, 12-lead ECGs 등으로 구분된다. 도 1에 도시된 생체 신호 측정 장치의 구체적인 구현 예로서 이하에서 설명될 심전도 신호 측정 장치는 하나의 심전도 신호를 측정하기 위한 하나의 리드, 즉 2 개의 전극들을 예로 들어 설명하기로 하겠다. 다만, 본 실시예가 실제로는 3-lead, 5-lead, 12-lead ECGs, 또는 그 이상의 리드들로 구현될 수 있음을 본 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이해할 수 있다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 심전도 신호 측정 장치(30)의 구성도이다. 도 3에 도시된 심전도 신호 측정 장치(30)는 도 1에 도시된 생체 신호 측정 장치(30)의 하나의 구현 예이다. 따라서, 이하 생략된 내용이라 하더라도 도 1에 도시된 생체 신호 측정 장치(10)에 관하여 이상에서 기술된 내용은 도 3에 도시된 심전도 신호 측정 장치(30)에도 적용된다.
전극 A(311)와 전극 B(313)는 평판 형태의 Ag에 Ag/Cl을 코팅하여 제조되며, Ag/AgCl 전극이라고 한다. 여기에서, Ag는 은을 나타내는 화학 기호이고, AgCl은 염화은을 나타내는 화학식이다. 도 3에 도시된 실시예에서는 더미 전극 Ad, Bd(312, 314)이 전극 A, B(311, 313)와는 다른 전기적 특성을 갖도록 하기 위해, 더미 전극 Ad, Bd(312, 314)는 전극 A, B(311, 313)의 구성 물질과는 다른 물질로 제조된다. 예를 들어, 더미 전극 Ad, Bd(312, 314)는 평판 형태의 Au로 제조될 수 있다. 여기에서, Au는 금을 나타내는 화학 기호이다.
도 3에 도시된 실시예에서 전극 A(311)의 출력단 p2와 전극 B(313)의 출력단 q2간의 전압은 다음 수학식 1과 같이 계산될 수 있다. 다음 수학식 1에서 Vecg_p1은 전극 A(311)의 입력단 p1에서의 전위를 의미하고, Ve1은 전극 A(311)의 양단 p1-p2간의 전압을 의미한다. 마찬가지로, Vecg_q1은 전극 B(313)의 입력단 q1에서의 전위를 의미하고, Ve2는 전극 B(313)의 양단 q1-q2간의 전압을 의미한다. 습식 전극의 경우, 피부와 전극 사이에 전해질 성분의 젤이 삽입되기 때문에 Ve1과 Ve2는 피부, 젤, 및 전극간의 인터페이싱이 고려된 전압이며, 이하의 수학식들에서도 마찬가지이다. 수학식 1을 참조하면, Vecg_p1 - Vecg_q1은 순수한 심전도 신호이고, Vnoise은 전극 A(311)와 전극 B(313)에 의해 검출된 심전도 신호에 포함된 동잡음 신호이다.
[수학식 1]
Vp2-q2 = (Vecg_p1 + Ve1) - (Vecg_q1 + Ve2)
= (Vecg_p1 - Vecg_q1) + (Ve1 - Ve2)
= Vecg + Vnoise
전극 A(311)의 출력단 p2와 전극 A(311)의 더미 전극 Ad(312)의 출력단 s2간의 전압은 다음 수학식 2와 같이 계산될 수 있다. 다음 수학식 2에서 Vecg_s1은 더미 전극 Ad(312)의 입력단 s1에서의 전위를 의미하고, Ve1d는 더미 전극 Ad(312)의 양단 s1-s2간의 전압을 의미한다. 특히, 전극 A(311)와 더미 전극 Ad(312)은 근접하여 위치하기 때문에 전극 A(311)의 입력단 p1에서의 전위 Vecg_p1과 더미 전극 Ad(312)의 입력단 s1에서의 전위 Vecg_s1은 거의 동일하다고 할 수 있다. 따라서, 수학식 2를 참조하면, Vp2-s2는 Ve1 - Ve1d가 됨을 알 수 있다.
[수학식 2]
Vp2-s2 = (Vecg_p1 + Ve1) - (Vecg_s1 + Ve1d)
= (Vecg_p1 - Vecg_s1) + (Ve1 - Ve1d)
= Ve1 - Ve1d
전극 B(313)의 출력단 q2와 전극 B(313)의 더미 전극 Bd(314)의 출력단 t2간의 전압은 다음 수학식 3과 같이 계산될 수 있다. 다음 수학식 3에서 Vecg_q1은 전극 B(313)의 입력단 q1에서의 전위를 의미하고, Ve2는 전극 B(313)의 양단 q1-q2간의 전압을 의미한다. 마찬가지로, Vecg_t1은 더미 전극 Bd(314)의 입력단 t1에서의 전위를 의미하고, Ve2d는 더미 전극 Bd(314)의 양단 t1-t2간의 전압을 의미한다. 특히, 전극 B(313)와 더미 전극 Bd(314)은 근접하여 위치하기 때문에 전극 B(313)의 입력단 q1에서의 전위 Vecg_q1과 더미 전극 Bd(314)의 입력단 t1에서의 전위 Vecg_t1은 거의 동일하다고 할 수 있다. 수학식 2를 참조하면, Vq2-t2는 Ve1 - Ve1d가 됨을 알 수 있다.
[수학식 3]
Vq2-t2 = (Vecg_q1 + Ve2) - (Vecg_t1 + Ve2d)
= (Vecg_q1 - Vecg_t1) + (Ve2 - Ve2d)
= Ve2 - Ve2d
수학식 2에서의 Vp2-s2로부터 수학식 3에서의 Vq2-t2를 감산한 값 V(p2-s2)-(q2-t2)는 다음 수학식 4와 같이 계산될 수 있다. 수학식 4에서 a는 비례상수이다. 특히, 전극 A(311)와 더미 전극 Ad(312)은 근접하여 위치하기 때문에 더미 전극 Ad(312)의 등가 회로에서의 전압원의 변동 양상은 전극 A(311)의 등가 회로에서의 전압원의 변동 양상과 거의 동일하다. 따라서, Ve1d = b * Ve1이다. 마찬가지로, 더미 전극 Bd(314)의 등가 회로에서의 전압원의 변동 양상은 전극 B(313)의 등가 회로에서의 전압원의 변동 양상과 거의 동일하기 때문에 Ve2d = b * Ve2이다. 여기에서, b는 비례상수이며, a = 1 - b이다. 수학식 4를 참조하면, V(p2-s2)-(q2-t2)는 전극 A(311)와 전극 B(313)에 의해 검출된 심전도 신호에 포함된 동잡음 신호 Vnoise에 비례함을 알 수 있다.
[수학식 4]
V(p2-s2)-(q2-t2) = (Ve1 - Ve1d) - (Ve2 - Ve2d)
= (Ve1 - Ve2) - (Ve1d - Ve2d)
= a * (Ve1 - Ve2) = a * Vnoise
잡음 추출부(32)는 전극 A(311)의 출력단 p2와 더미 전극 Ad(312)의 출력단 s2간의 전압 Vp2-s2를 측정하고, 전극 B(313)의 출력단 q2와 더미 전극 Bd(314)의 출력단 t2간의 전압 Vq2-t2를 측정한 후에 양 전압의 차이를 계산함으로써 전극 A(311)와 전극 B(313)에 의해 검출된 심전도 신호에 포함된 동잡음 신호 Vnoise에 비례하는 신호를 추출할 수 있다.
피검자(20)의 움직임 등 외부 요인으로 인한 전극 A(311)와 더미 전극 Ad(312)간의 전기적 특성의 변동 양상이 서로 유사하도록 전극 A(311)와 더미 전극 Ad(312)을 근접하여 위치시키기 위해서는 전극 A(311)와 더미 전극 Ad(312)를 매우 작게 만들어야 한다. 전극 A(311)와 더미 전극 Ad(312)의 크기가 매우 작은 경우, 전극 A(311)와 더미 전극 Ad(312)에 의해 검출되는 전류의 양이 매우 적어서 이를 증폭하더라도 피검자(20)의 생체 신호를 정확하게 측정하기가 어렵다. 이하에서는 전극 A(311)와 더미 전극 Ad(312)를 근접하여 위치시키면서도 피검자(20)의 생체 신호를 정확하게 측정하기에 충분한 전류의 양을 확보할 수 있도록 하기 위해서, 하나의 전극과 더미 전극을 여러 개의 단위 전극들과 단위 더미 전극들로 분할하고, 단위 전극들 사이에 단위 더미 전극들을 번갈아 배치하는 여러 가지 예들을 살펴보기로 한다.
도 4는 도 3에 도시된 심전도 신호 측정 장치(30)의 격자 전극 기판의 평면도이다. 도 4는 도 3에 도시된 심전도 신호 측정 장치(30)의 전극 A(311)와 더미 전극 Ad(312)에 대한 하나의 구현 예이다. 도 4를 참조하면, 절연성 물질로 제조된 기판에 전극 A(311)에 해당하는 여러 개의 단위 전극들이 격자 구조로 배치되고, 이 단위 전극들 사이에 더미 전극 Ad(312)에 해당하는 여러 개의 단위 더미 전극들이 격자 구조로 배치된다. 이와 같이 격자 구조로 배치된 단위 전극들은 전극 A(311)의 출력단에 해당하는 노드 p2에 연결되어 있어, 단위 전극들에 의해 검출된 전류는 노드 p2에 의해 수집되게 된다. 마찬가지로, 격자 구조로 배치된 단위 더미 전극들은 더미 전극 Ad(312)의 출력단에 해당하는 노드 s2에 연결되어 있어, 단위 더미 전극들에 의해 검출된 전류는 노드 s2에 의해 수집되게 된다. 이와 같은 격자 구조 배치를 통하여, 전극 A(311)와 더미 전극 Ad(312)는 근접하여 위치하면서도 피검자(20)의 생체 신호를 정확하게 측정하기에 충분한 전류의 양을 확보할 수 있다.
도 5는 도 3에 도시된 심전도 신호 측정 장치(30)의 격자 전극 기판의 단면도이다. 도 5는 도 4에 도시된 전극 기판을 AA' 방향으로 절단한 모습을 도시한 것이다. 도 5에서 실선 빗금 표시된 도전부들은 노드 p2로 연결되는 단위 전극들의 도체 부분이고, 점선 빗금 표시된 도전부들은 노드 s2로 연결되는 단위 더미 전극들의 도체 부분이다. 단위 전극들과 단위 더미 전극들 각각의 표면에는 전해질 성분의 젤이 접착되어 있다.
도 6은 도 5에 도시된 심전도 신호 측정 장치(30)의 원형 전극 기판의 평면도이다. 도 6은 도 3에 도시된 심전도 신호 측정 장치(30)의 전극 A(311)와 더미 전극 Ad(312)에 대한 다른 구현 예이다. 도 6을 참조하면, 절연성 물질로 제조된 기판에 전극 A(311)에 해당하는 여러 개의 단위 전극들이 원형 구조로 배치되고, 이 단위 전극들 사이에 더미 전극 Ad(312)에 해당하는 여러 개의 단위 더미 전극들이 원형 구조로 배치된다. 이와 같이 원형 구조로 배치된 단위 전극들은 전극 A(311)의 출력단에 해당하는 노드 p2에 연결되어 있어, 단위 전극들에 의해 검출된 전류는 노드 p2에 의해 수집되게 된다. 마찬가지로, 원형 구조로 배치된 단위 더미 전극들은 더미 전극 Ad(312)의 출력단에 해당하는 노드 s2에 연결되어 있어, 단위 더미 전극들에 의해 검출된 전류는 노드 s2에 의해 수집되게 된다. 이와 같은 원형 구조 배치를 통하여, 전극 A(311)와 더미 전극 Ad(312)는 근접하여 위치하면서도 피검자(20)의 생체 신호를 정확하게 측정하기에 충분한 전류의 양을 확보할 수 있다.
도 7은 도 6에 도시된 심전도 신호 측정 장치(30)의 원형 전극 기판의 단면도이다. 도 7은 도 6에 도시된 전극 기판을 AA' 방향으로 절단한 모습을 도시한 것이다. 도 7에서 실선 빗금 표시된 도전부들은 노드 p2로 연결되는 단위 전극들의 도체 부분이고, 점섬 빗금 표시된 도전부들은 노드 s2로 연결되는 단위 더미 전극들의 도체 부분이다. 단위 전극들과 단위 더미 전극들 각각의 표면에는 전해질 성분의 젤이 접착되어 있다. 도 7에 도시된 바와 같이, 단위 전극들과 단위 더미 전극들이 배치되어 있는 기판 상에 절연판(insulation sheet)이 존재할 수도 있다. 이 절연판에 의해 외부로부터의 전류 유입이 차단될 수 있어 보다 정확한 피검자(20)의 생체 신호 측정이 가능하게 된다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 심전도 신호 측정 장치(80)의 구성도이다. 도 8에 도시된 심전도 신호 측정 장치(80)는 도 1에 도시된 생체 신호 측정 장치(10)의 다른 구현 예이다. 따라서, 이하 생략된 내용이라 하더라도 도 1에 도시된 생체 신호 측정 장치(10)에 관하여 이상에서 기술된 내용은 본 실시예에 따른 심전도 신호 측정 장치(80)에도 적용된다.
전극 A(811)와 더미 전극 Ad(812)는 동일한 물질, 예를 들면 Ag/AgCl로 제조된다. 전극 B(813)와 더미 전극 Bd(814)도 마찬가지로 동일한 물질로 제조된다. 도 4에 도시된 실시예에서는 더미 전극 Ad, Bd(812, 814)이 전극 A, B(811, 813)와는 다른 전기적 특성을 갖도록 하기 위해, 더미 전극 Ad, Bd(812, 814)에는 피검자(20)의 피부와 접촉되는 부위에 위치하여 피검자(20)의 피부로부터의 전류 흐름을 차단하는 절연층이 존재한다. 예를 들어, 피검자(20)의 피부와 접촉하는 더미 전극 Ad, Bd(812, 814)의 입력단에는 고무 등과 같은 절연 물질이 코팅될 수 있다. 더미 전극 Ad, Bd(812, 814)에는 절연층이 존재하기 때문에 피검자(20)의 피부로부터 전류를 공급받을 수 없다. 도 4에 도시된 실시예에서는 더미 전극 Ad, Bd(812, 814)에 일정한 전압을 가하기 위하여 더미 전극 Ad(812)의 입력단에 외부 바이어스 전압원을 연결한다.
도 8에 도시된 실시예에서 전극 A(811)의 출력단 p2와 전극 B(813)의 출력단 q2간의 전압은 다음 수학식 5와 같이 계산될 수 있다. 다음 수학식 5에서 Vecg_p1은 전극 A(811)의 입력단 p1에서의 전위를 의미하고, Ve1은 전극 A(811)의 양단 p1-p2간의 전압을 의미한다. 마찬가지로, Vecg_q1은 전극 B(813)의 입력단 q1에서의 전위를 의미하고, Ve2는 전극 B(813)의 양단 q1-q2간의 전압을 의미한다. 수학식 5를 참조하면, Vecg_p1 - Vecg_q1은 순수한 심전도 신호이고, Vnoise은 전극 A(811)와 전극 B(813)에 의해 검출된 심전도 신호에 포함된 동잡음 신호이다.
[수학식 5]
Vp2-q2 = (Vecg_p1 + Ve1) - (Vecg_q1 + Ve2)
= (Vecg_p1 - Vecg_q1) + (Ve1 - Ve2)
= Vecg + Vnoise
전극 A(811)의 더미 전극 Ad(812)의 출력단 s2와 전극 B(813)의 더미 전극 Bd(814)의 출력단 t2간의 전압은 다음 수학식 6과 같이 계산될 수 있다. 다음 수학식 6에서 Vbias1은 더미 전극 Ad(812)의 입력단 s1에서의 전위, 즉 외부 바이어스 전압원의 전위를 의미하고, Ve1d는 더미 전극 Ad(812)의 양단 s1-s2간의 전압을 의미한다. 마찬가지로, Vbias2는 더미 전극 Bd(814)의 입력단 t1에서의 전위, 즉 외부 바이어스 전압원의 전위를 의미하고, Ve2d는 더미 전극 Bd(814)의 양단 t1-t2간의 전압을 의미한다. 특히, 더미 전극 Ad, Bd(812, 814) 각각에 연결된 외부 바이어스 전압원들은 임의적으로 전위의 크기 조절이 가능하다. 다음 수학식 6에서 Vbias1과 Vbias2를 동일하게 하면, Vs2-t2 = Ve1d - Ve2d가 된다.
전극 A(811)와 더미 전극 Ad(812)은 근접하여 위치하기 때문에 더미 전극 Ad(812)의 등가 회로에서의 전압원의 변동 양상은 전극 A(811)의 등가 회로에서의 전압원의 변동 양상과 거의 동일하다. 따라서, Ve1d = b * Ve1이다. 마찬가지로, 더미 전극 Bd(814)의 등가 회로에서의 전압원의 변동 양상은 전극 B(813)의 등가 회로에서의 전압원의 변동 양상과 거의 동일하기 때문에 Ve2d = b * Ve2이다. 여기에서, b는 비례상수이다. 수학식 6을 참조하면, Vs2-t2는 전극 A(311)와 전극 B(313)에 의해 검출된 심전도 신호에 포함된 동잡음 신호 Vnoise에 비례함을 알 수 있다.
[수학식 6]
Vs2-t2 = (Vbias1 + Ve1d) - (Vbias2 + Ve2d)
= (Vbias1 - Vbias2) + (Ve1d - Ve2d)
= Ve1d - Ve2d = b * (Ve1 - Ve2) = b * Vnoise
잡음 추출부(12)는 Vbias1과 Vbias2의 전위 크기를 동일하게 한 상태에서 더미 전극 Ad(812)의 출력단 s2와 더미 전극 Bd(814)의 출력단 t2간의 전압을 측정함으로써 전극 A(811)와 전극 B(813)에 의해 검출된 심전도 신호에 포함된 동잡음 신호 Vnoise에 비례하는 신호를 추출할 수 있다.
도 9는 도 8에 도시된 심전도 신호 측정 장치(80)의 격자 전극 기판의 평면도이다. 도 9는 도 8에 도시된 심전도 신호 측정 장치(80)의 전극 A(811)와 더미 전극 Ad(812)에 대한 하나의 구현 예이다. 더미 전극 Ad, Bd(812, 814)에 절연층이 존재한다는 것을 제외하고는 도 4에 도시된 격자 전극 기판과 동일한 구조를 갖는다. 도 4에 도시된 노드 p2, s2 이외에 단위 더미 전극들에 일정한 전압의 전원을 공급하기 위한 노드 s1이 존재한다.
도 10은 도 8에 도시된 심전도 신호 측정 장치(80)의 격자 전극 기판의 단면도이다. 도 10은 도 8에 도시된 전극 기판을 AA' 방향으로 절단한 모습을 도시한 것이다. 도 10에서 실선 빗금 표시된 도전부들은 노드 p2로 연결되는 단위 전극들의 도체 부분이고, 점선 빗금 표시된 도전부들은 노드 s2로 연결되는 단위 더미 전극들의 도체 부분이고, 기판 밑의 도전부들은 노드 s1로 연결되는 단위 더미 전극들의 도체 부분이다. 단위 전극들과 단위 더미 전극들 각각의 표면에는 전해질 성분의 젤이 접착되어 있다. 도 5에 도시된 격자 전극 기판과는 달리, 단위 더미 전극들의 젤들 각각에는 절연부가 존재한다.
도 11은 도 8에 도시된 심전도 신호 측정 장치(80)의 원형 전극 기판의 평면도이다. 도 11은 도 8에 도시된 심전도 신호 측정 장치(80)의 전극 A(311)와 더미 전극 Ad(312)에 대한 다른 구현 예이다. 더미 전극 Ad, Bd(812, 814)에 절연층이 존재한다는 것을 제외하고는 도 6에 도시된 원형 전극 기판과 동일한 구조를 갖는다. 도 6에 도시된 노드 p2, s2 이외에 단위 더미 전극들에 일정한 전압의 전원을 공급하기 위한 노드 s1이 존재한다.
도 12는 도 8에 도시된 심전도 신호 측정 장치(80)의 원형 전극 기판의 단면도이다. 도 12는 도 11에 도시된 전극 기판을 AA' 방향으로 절단한 모습을 도시한 것이다. 도 12에서 실선 빗금 표시된 도전부들은 노드 p2로 연결되는 단위 전극들의 도체 부분이고, 점심 빗금 표시된 도전부들은 노드 s2로 연결되는 단위 더미 전극들의 도체 부분이고, 기판 밑의 도전부들은 노드 s1로 연결되는 단위 더미 전극들의 도체 부분이다. 단위 전극들과 단위 더미 전극들 각각의 표면에는 전해질 성분의 젤이 접착되어 있다. 도 12에 도시된 바와 같이, 단위 전극들과 단위 더미 전극들이 배치되어 있는 기판 상에 절연판이 존재할 수도 있다. 도 7에 도시된 원형 전극 기판과는 달리, 단위 더미 전극들의 젤들 각각에는 절연부가 존재한다.
도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 방법의 흐름도이다. 도 13에 도시된 실시예에 따른 생체 신호 측정 방법은 도 1에 도시된 생체 신호 측정 장치(10)에서 시계열적으로 처리되는 단계들로 구성된다. 따라서, 이하 생략된 내용이라고 하더라도 도 1에 도시된 생체 신호 측정 장치(10)에 관하여 이상에서 기술된 내용은 도 13에 도시된 실시예에 따른 생체 신호 측정 방법에도 적용된다.
131 단계에서 잡음 추출부(12)는 피검자(20)의 피부에 접촉된 인터페이스 A, B(111, 113)로부터 인터페이스 A, B(111, 113)에 의해 검출된 피검자(20)의 생체 신호를 수신한다. 132 단계에서 잡음 추출부(12)는 인터페이스 A, B(111, 113)와는 다른 전기적 특성을 갖는 더미 인터페이스 Ad, Bd(112, 114)로부터 더미 인터페이스 Ad, Bd(112, 114)에 의해 검출된 더미 신호를 수신한다. 133 단계에서 잡음 추출부(12)는 131 단계에서 수신된 피검자(20)의 생체 신호와 132 단계에서 수신된 더미 신호로부터 인터페이스 A, B(111, 113)의 전기적 특성 변동으로 인한 잡음에 비례하는 신호를 추출한다. 134 단계에서 생체 신호 추출부(13)는 133 단계에서 추출된 신호를 이용하여 131 단계에서 검출된 생체 신호로부터 인터페이스 A, B(111, 113)의 전기적 특성 변동으로 인한 잡음을 제거함으로써 피검자(20)의 실제 생체 신호를 검출한다.
상기된 바와 같이 실시예들에 따르면, 외부 요인으로 인하여 발생된 피검자(20)의 생체 신호의 잡음을 제거 내지 감소시킴으로써 피검자(20)의 생체 신호를 정확하게 측정할 수 있다. 예를 들어, 피검자(20)의 움직임으로 인하여 발생된 피검자(20)의 심전도 신호의 동잡음을 제거 내지 감소시킴으로써 피검자(20)의 심전도 신호를 정확하게 측정할 수 있다.
한편, 상기된 바와 같이, 도 1에 도시된 잡음 추출부(12) 및 생체 신호 추출부(13)는 증폭기, A/D 컨버터, 연산기, 디지털 필터 등으로 구현될 수 있고, 나아가 이것들의 동작 순서, 즉 도 13에 도시된 실시예에 따른 생체 신호 측정 방법은 컴퓨터에서 실행될 수 있는 프로그램으로 작성 가능하고, 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 이용하여 상기 프로그램을 동작시키는 범용 디지털 컴퓨터에서 구현될 수 있다. 상기 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체는 마그네틱 저장매체(예를 들면, 롬, 플로피 디스크, 하드 디스크 등), 광학적 판독 매체(예를 들면, 시디롬, 디브이디 등)와 같은 저장매체를 포함한다.
이제까지 본 발명에 대하여 그 바람직한 실시예들을 중심으로 살펴보았다. 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 본 발명의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 변형된 형태로 구현될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 개시된 실시예들은 한정적인 관점이 아니라 설명적인 관점에서 고려되어야 한다. 본 발명의 범위는 전술한 설명이 아니라 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.
10 ... 생체 신호 측정 장치
20 ... 피검자
111 ... 인터페이스 A
112 ... 인터페이스 Ad
113 ... 인터페이스 B
114 ... 인터페이스 Bd
12 ... 잡음 추출부
13 ... 생체 신호 추출부

Claims (16)

  1. 피검자의 피부와의 전기적 인터페이싱을 통하여 피검자의 생체 신호를 검출하는 적어도 하나의 인터페이스;
    상기 인터페이스와는 다른 전기적 특성을 갖는 인터페이싱을 통하여 상기 생체 신호와는 다른 더미 신호를 검출하는 적어도 하나의 더미 인터페이스;
    상기 생체 신호와 상기 더미 신호로부터 상기 인터페이스의 전기적 특성 변동으로 인한 잡음에 비례하는 신호를 추출하는 잡음 추출부; 및
    상기 추출된 신호를 이용하여 상기 검출된 생체 신호로부터 상기 잡음을 제거하는 생체 신호 추출부를 포함하고,
    상기 잡음 추출부는 상기 인터페이스와 상기 더미 인터페이스의 근접에 따른 상기 인터페이스와 상기 더미 인터페이스간의 전기적 특성 변동의 유사성에 기초한, 상기 생체 신호와 상기 더미 신호의 변화 형태의 유사성으로부터 상기 잡음에 비례하는 신호를 추출하는 생체 신호 측정 장치.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 인터페이스와 상기 더미 인터페이스는 임계 거리 이하로 근접하여 위치하는 생체 신호 측정 장치.
  3. 제 2 항에 있어서,
    상기 인터페이스에 해당하는 복수 개의 단위 전극들이 소정의 기판에 배치되고, 상기 더미 인터페이스에 해당하는 복수 개의 단위 더미 전극들이 상기 단위 전극들 사이에 배치됨으로써 상기 인터페이스와 상기 더미 인터페이스는 근접하여 위치하는 생체 신호 측정 장치.
  4. 삭제
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 더미 인터페이스의 전극은 상기 인터페이스의 전극의 구성 물질과는 다른 물질로 제조됨으로써 상기 인터페이스와는 다른 전기적 특성을 갖는 생체 신호 측정 장치.
  6. 피검자의 피부와의 전기적 인터페이싱을 통하여 피검자의 생체 신호를 검출하는 적어도 하나의 인터페이스;
    상기 인터페이스와는 다른 전기적 특성을 갖는 인터페이싱을 통하여 상기 생체 신호와는 다른 더미 신호를 검출하는 적어도 하나의 더미 인터페이스;
    상기 생체 신호와 상기 더미 신호로부터 상기 인터페이스의 전기적 특성 변동으로 인한 잡음에 비례하는 신호를 추출하는 잡음 추출부; 및
    상기 추출된 신호를 이용하여 상기 검출된 생체 신호로부터 상기 잡음을 제거하는 생체 신호 추출부를 포함하고,
    상기 적어도 하나의 인터페이스는 제 1 전극과 제 2 전극을 포함하고,
    상기 적어도 하나의 더미 인터페이스는 제 1 더미 전극과 제 2 더미 전극을 포함하고,
    상기 잡음 추출부는 상기 제 1 전극과 상기 제 1 더미 전극간의 전압을 측정하고, 상기 제 2 전극과 제 2 더미 전극간의 전압을 측정한 후에 상기 측정된 전압들간의 차이를 계산함으로써 상기 잡음에 비례하는 신호를 추출하는 생체 신호 측정 장치.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 더미 인터페이스는 상기 피부와 접촉되는 부위에 위치하여 상기 피검자의 피부로부터의 전류 흐름을 차단하는 절연층을 포함함으로써 상기 인터페이스와는 다른 전기적 특성을 갖는 생체 신호 측정 장치.
  8. 피검자의 피부와의 전기적 인터페이싱을 통하여 피검자의 생체 신호를 검출하는 적어도 하나의 인터페이스;
    상기 인터페이스와는 다른 전기적 특성을 갖는 인터페이싱을 통하여 상기 생체 신호와는 다른 더미 신호를 검출하는 적어도 하나의 더미 인터페이스;
    상기 생체 신호와 상기 더미 신호로부터 상기 인터페이스의 전기적 특성 변동으로 인한 잡음에 비례하는 신호를 추출하는 잡음 추출부; 및
    상기 추출된 신호를 이용하여 상기 검출된 생체 신호로부터 상기 잡음을 제거하는 생체 신호 추출부를 포함하고,
    상기 적어도 하나의 인터페이스는 제 1 전극과 제 2 전극을 포함하고,
    상기 적어도 하나의 더미 인터페이스는 제 1 더미 전극과 제 2 더미 전극을 포함하고,
    상기 잡음 추출부는 상기 제 1 더미 전극의 전압원과 상기 제 2 더미 전극의 전압원의 전위의 크기를 동일하게 한 상태에서 상기 제 1 더미 전극과 상기 제 2 더미 전극간의 전압을 측정함으로써 상기 잡음에 비례하는 신호를 추출하는 생체 신호 측정 장치.
  9. 제 1 항에 있어서,
    상기 생체 신호는 상기 피검자의 심전도 신호이고, 상기 잡음은 상기 피검자의 움직임을 포함하는 외부 요인으로 인한 상기 인터페이스의 전기적 특성의 변동에 따라 발생된 동잡음인 생체 신호 측정 장치.
  10. 피검자의 피부에 접촉된 적어도 하나의 인터페이스로부터 피검자의 생체 신호를 수신하는 단계;
    상기 인터페이스와는 다른 전기적 특성을 갖는 더미 인터페이스로부터 상기 생체 신호와는 다른 더미 신호를 수신하는 단계;
    상기 생체 신호와 상기 더미 신호로부터 상기 인터페이스의 전기적 특성 변동으로 인한 잡음에 비례하는 신호를 추출하는 단계; 및
    상기 추출된 신호를 이용하여 상기 검출된 생체 신호로부터 상기 잡음을 제거하는 단계를 포함하고,
    상기 추출하는 단계는 상기 인터페이스와 상기 더미 인터페이스의 근접에 따른 상기 인터페이스와 상기 더미 인터페이스간의 전기적 특성 변동의 유사성에 기초한, 상기 생체 신호와 상기 더미 신호의 변화 형태의 유사성으로부터 상기 잡음에 비례하는 신호를 추출하는 생체 신호 측정 방법.
  11. 제 10 항에 있어서,
    상기 인터페이스와 상기 더미 인터페이스는 임계 거리 이하로 근접하여 위치하는 생체 신호 측정 방법.
  12. 삭제
  13. 삭제
  14. 제 10 항에 있어서,
    상기 생체 신호는 상기 피검자의 심전도 신호이고, 상기 잡음은 상기 피검자의 움직임을 포함하는 외부 요인으로 인한 상기 인터페이스의 전기적 특성의 변동에 따라 발생된 동잡음인 생체 신호 측정 방법.
  15. 제 10 항, 제 11 항, 및 제 14 항 중에 어느 한 항의 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체.
  16. 삭제
KR1020100055111A 2010-06-10 2010-06-10 생체 신호를 측정하는 장치 및 방법 KR101736978B1 (ko)

Priority Applications (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020100055111A KR101736978B1 (ko) 2010-06-10 2010-06-10 생체 신호를 측정하는 장치 및 방법
US13/155,824 US8855753B2 (en) 2010-06-10 2011-06-08 Apparatus and method for measuring a biological signal
EP11169277.8A EP2394571B1 (en) 2010-06-10 2011-06-09 Apparatus and method for measuring a biological signal
CN201110163033.4A CN102283641B (zh) 2010-06-10 2011-06-10 用于测量生物信号的设备和方法
JP2011130460A JP5898863B2 (ja) 2010-06-10 2011-06-10 生体信号測定装置及び方法、インターフェース装置、生体信号のノイズ除去装置及び検出装置、並びにコンピュータ読み取り可能な記録媒体

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020100055111A KR101736978B1 (ko) 2010-06-10 2010-06-10 생체 신호를 측정하는 장치 및 방법

Publications (2)

Publication Number Publication Date
KR20110135296A KR20110135296A (ko) 2011-12-16
KR101736978B1 true KR101736978B1 (ko) 2017-05-17

Family

ID=44486132

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020100055111A KR101736978B1 (ko) 2010-06-10 2010-06-10 생체 신호를 측정하는 장치 및 방법

Country Status (5)

Country Link
US (1) US8855753B2 (ko)
EP (1) EP2394571B1 (ko)
JP (1) JP5898863B2 (ko)
KR (1) KR101736978B1 (ko)
CN (1) CN102283641B (ko)

Families Citing this family (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101736976B1 (ko) * 2010-07-05 2017-05-18 삼성전자주식회사 생체 신호를 측정하는 장치 및 방법
GB201014618D0 (en) * 2010-09-03 2010-10-13 Qinetiq Ltd Respirtory protection equipment
JP5640882B2 (ja) * 2011-05-02 2014-12-17 富士通株式会社 信号処理装置、信号処理方法及び信号処理プログラム
WO2013072839A2 (en) * 2011-11-15 2013-05-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Dual-mode capacitive measurement
KR101367596B1 (ko) * 2012-05-15 2014-02-26 주식회사 씨유메디칼시스템 동잡음 측정 및 제거 기능을 포함하는 심장 제세동기
KR101947676B1 (ko) * 2012-10-29 2019-02-13 삼성전자주식회사 생체 신호를 측정하는 장치 및 방법
KR102083559B1 (ko) * 2013-02-13 2020-03-02 삼성전자주식회사 생체용 전극, 생체 신호 처리 장치 및 생체 신호 처리 방법
KR102215442B1 (ko) * 2013-11-26 2021-02-15 삼성전자주식회사 착용형 모바일 기기, 및 착용형 모바일 기기의 생체신호의 선택적 활용 방법
ES2690877T3 (es) 2013-12-20 2018-11-22 CSEM Centre Suisse d'Electronique et de Microtechnique SA - Recherche et Développement Dispositivo de medición para medir la bioimpedancia y/o un biopotencial de un cuerpo humano o animal
JPWO2015170772A1 (ja) * 2014-05-08 2017-04-20 株式会社Ａｉｎｙ 循環呼吸機能測定装置
JP6565002B2 (ja) 2015-02-06 2019-08-28 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 生体信号取得装置および生体信号取得方法
WO2016198288A1 (en) * 2015-06-12 2016-12-15 Koninklijke Philips N.V. Surface electromyography system, recorder and method
KR102451268B1 (ko) 2015-12-09 2022-10-06 삼성전자주식회사 신호 처리 방법, 신호 필터링 장치 및 신호 처리 장치
GB2552375A (en) * 2016-07-22 2018-01-24 Ixico Tech Limited Systems and methods for validating sensor data
CN106236051A (zh) * 2016-08-19 2016-12-21 深圳市前海领创智能科技有限公司 一种基于ppg与ecg的智能无袖带血压健康监测手表
WO2018151011A1 (ja) * 2017-02-17 2018-08-23 アルプス電気株式会社 生体情報測定装置、生体情報測定装置の装着状態検出方法、及び生体情報測定装置の制御プログラム
CN107981859A (zh) * 2017-12-05 2018-05-04 电子科技大学 具有运动伪迹抑制功能的心电监测胸带
US11478193B2 (en) 2018-09-11 2022-10-25 Apple Inc. Contact detection for physiological sensor
EP4059430A1 (en) * 2021-03-15 2022-09-21 Koninklijke Philips N.V. Physiological measurement device comprising digital filter and method
US20230105223A1 (en) * 2021-09-24 2023-04-06 Apple Inc. Electrodes for gesture recognition

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010023615A1 (en) 2008-08-29 2010-03-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. Compensation of motion artifacts in capacitive measurement of electrophysiological signals

Family Cites Families (31)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4112930A (en) 1976-12-27 1978-09-12 Electronics For Medicine, Inc. Apparatus and method for ecg baseline shift detecting
CA1115783A (en) * 1978-06-22 1982-01-05 Charles L. Feldman Apparatus and method for egg baseline shift detecting
US4537200A (en) * 1983-07-07 1985-08-27 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University ECG enhancement by adaptive cancellation of electrosurgical interference
US4890630A (en) 1989-01-23 1990-01-02 Cherne Medical, Inc. Bio-electric noise cancellation system
DE69531728T2 (de) * 1994-01-26 2004-07-08 Cambridge Heart, Inc., Burlington Gerät zur messung und auswertung der elektrischen stabilität des herzens
US5713367A (en) 1994-01-26 1998-02-03 Cambridge Heart, Inc. Measuring and assessing cardiac electrical stability
IL116662A0 (en) * 1996-01-03 1996-05-14 N I Medical Ltd Disposable electrodes for bioimpedance mesasurements
US6073039A (en) 1997-11-07 2000-06-06 The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services Device and method for real-time monitoring of an electrocardiogram during magnetic resonance imaging
KR100290798B1 (ko) 1998-12-05 2001-11-26 소재용 용수도관제조장치
US6658291B2 (en) 1999-04-08 2003-12-02 Koninklijke Philips Electronics N.V. Electrode system for improved detection of pad contact and artifact detection or removal
US6287328B1 (en) 1999-04-08 2001-09-11 Agilent Technologies, Inc. Multivariable artifact assessment
JP2001286450A (ja) 2000-04-06 2001-10-16 Yoji Ishiyama 心電図モニタ用電極センサ
US6912414B2 (en) * 2002-01-29 2005-06-28 Southwest Research Institute Electrode systems and methods for reducing motion artifact
KR20020043471A (ko) * 2002-04-15 2002-06-10 배병훈 생체 정보를 측정하는 기능이 추가된 개방형 헬멧 타입의헤드셋
KR100571811B1 (ko) * 2003-05-09 2006-04-17 삼성전자주식회사 귀속형 생체 신호 측정 장치
RS49751B (sr) 2003-08-20 2008-04-04 Boško Bojović Uređaj i postupak za bežično snimanje i telekomunikacioni prenos tri specijalna ekg odvoda i njihovu obradu
KR20050061756A (ko) 2003-12-18 2005-06-23 한국전자통신연구원 이동형 생체신호 측정용 전극-커넥터 보호 덮개 및 이를포함하는 전극-커넥터
KR20050072941A (ko) 2004-01-08 2005-07-13 삼성전자주식회사 다중 전극을 갖는 생체신호 검출용 센서 및 이를 적용한장치
KR100725580B1 (ko) 2005-07-28 2007-06-08 연세대학교 산학협력단 동적 외란을 가진 이동 생체 신호의 전송과 아티팩트 보상시스템
KR100825888B1 (ko) 2005-10-05 2008-04-28 삼성전자주식회사 전극 동잡음 보상 회로 및 전극 동잡음 보상 방법
KR100721803B1 (ko) 2005-10-07 2007-05-25 삼성전자주식회사 행동패턴 변화를 이용한 노이즈 제거 방법 및 노이즈 제거시스템
KR100773447B1 (ko) 2005-10-20 2007-11-05 삼성전자주식회사 생체용 전극 및 생체 신호 측정장치
US20080287767A1 (en) 2005-11-25 2008-11-20 Willem Franke Pasveer Biometric Sensor
KR100857179B1 (ko) 2006-12-26 2008-09-05 삼성전자주식회사 생체 신호 증폭 회로
KR100866547B1 (ko) 2007-02-09 2008-11-03 연세대학교 산학협력단 심전도 잡음 제거 수단을 구비한 뇌전도 검사 장치 및 방법
US7894885B2 (en) 2007-05-02 2011-02-22 Biosense Webster, Inc. Coherent signal rejection in ECG
CN101313844A (zh) * 2007-05-31 2008-12-03 金寿山 脑血管性质及血液流动特性分析***及其分析方法
KR100924533B1 (ko) 2007-09-19 2009-11-02 한국전기연구원 복합 생체신호 센서
JP5106231B2 (ja) * 2008-04-25 2012-12-26 学校法人立命館 静電容量型電極を用いた筋電の計測装置および計測方法
KR101563556B1 (ko) * 2008-08-06 2015-10-27 플렉스콘 컴퍼니 인코포레이티드 다전극 복합 시스템 및 심전도 검출 시스템에서의 사용방법
EP2453792B1 (en) 2009-07-13 2017-05-17 Koninklijke Philips N.V. Electro-physiological measurement with reduced motion artifacts

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010023615A1 (en) 2008-08-29 2010-03-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. Compensation of motion artifacts in capacitive measurement of electrophysiological signals

Also Published As

Publication number Publication date
JP5898863B2 (ja) 2016-04-06
EP2394571A1 (en) 2011-12-14
KR20110135296A (ko) 2011-12-16
JP2011255187A (ja) 2011-12-22
CN102283641A (zh) 2011-12-21
CN102283641B (zh) 2017-03-15
US8855753B2 (en) 2014-10-07
US20110306892A1 (en) 2011-12-15
EP2394571B1 (en) 2017-04-19

Similar Documents

Publication Publication Date Title
KR101736978B1 (ko) 생체 신호를 측정하는 장치 및 방법
US9675298B2 (en) Apparatus and method for measuring bioelectric signals
Taji et al. Impact of skin–electrode interface on electrocardiogram measurements using conductive textile electrodes
Scheer et al. The influence of amplifier, interface and biological noise on signal quality in high-resolution EEG recordings
JP2005110801A (ja) 生体計測センサおよび生体計測方法
WO2011056626A1 (en) Biomedical electrode
US20160256111A1 (en) Electrical wearable capacitive biosensor and noise artifact suppression method
KR102083559B1 (ko) 생체용 전극, 생체 신호 처리 장치 및 생체 신호 처리 방법
Lee et al. Biopotential electrode sensors in ECG/EEG/EMG systems
KR101843083B1 (ko) 다중의 단위 측정기들을 포함하는 생체 신호 측정 장치 및 방법
Komensky et al. Ultra-wearable capacitive coupled and common electrode-free ECG monitoring system
Vlach et al. Capacitive biopotential electrode with a ceramic dielectric layer
US10945653B2 (en) Surface electromyography system, recorder and method
Svärd et al. Design and evaluation of a capacitively coupled sensor readout circuit, toward contact-less ECG and EEG
Lacirignola et al. Hardware design of a wearable ECG-sensor: Strategies implementation for improving CMRR and reducing noise
Assambo et al. Low-frequency response and the skin-electrode interface in dry-electrode electrocardiography
Fauzani et al. Two electrodes system: Performance on ECG FECG and EMG detection
Nonclercq et al. Reduction of power line interference using active electrodes and a driven-right-leg circuit in electroencephalographic recording with a minimum number of electrodes
Abdul Jamil et al. Electrocardiograph (ECG) circuit design and software-based processing using LabVIEW
Moreno-García et al. A capacitive bioelectrode for recording electrophysiological signals
Sweeney et al. A simple bio-signals quality measure for in-home monitoring
US20230293077A1 (en) Patch Type Electrocardiogram Sensor
Voica et al. Dry-electrode based ECG monitoring device with electrodes reliability test capabilities
Amir Optimizing novel ECG electrodes
Tiwari Date: 22 June 2018 Aastha Bhandari Place: GBPIET, Pauri Apurva Pokhriyal Ayush Juyal

Legal Events

Date Code Title Description
A201 Request for examination
E902 Notification of reason for refusal
E701 Decision to grant or registration of patent right
GRNT Written decision to grant