KR20220167972A - Wireless multi-channel electro-encephalography measurement system - Google Patents
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Abstract
Description
본 발명은 무선 다채널 뇌전도 측정시스템에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 무선 측정을 통해 사용자의 움직임을 구속하지 않으면서도 뇌전도를 측정할 수 있으며, 뇌전도 측정시 두피와 전극 사이의 밀착성을 실시간으로 판단할 수 있는 무선 다채널 뇌전도 측정시스템에 관한 것이다.The present invention relates to a wireless multi-channel electroencephalogram measurement system, and more particularly, it is possible to measure an electroencephalogram without restricting a user's movement through wireless measurement, and to determine adhesion between a scalp and an electrode in real time during electroencephalogram measurement. It relates to a wireless multi-channel electroencephalogram measurement system capable of
종래 뇌전도를 측정하는 측정시스템의 경우, 대한민국 등록특허 제10-2126002호 등에서와 같이, 유선을 이용한 데이터 송수신이 수행됨에 따라 사용자의 움직임이 제한되며, 이에 따라 사용자는 단순히 앉은 자세에서 단순한 상하지 운동 정도만 수행하는 상태에서 뇌파를 측정하게 되어, 다양한 상황에서 사용자의 뇌파를 측정하는 것이 제한적이었다. In the case of a conventional measurement system for measuring electroencephalogram, as in Korean Patent Registration No. 10-2126002, etc., the user's movement is limited as data transmission and reception is performed using a wired line. EEG was measured in the state of performance, so measuring the user's EEG in various situations was limited.
이에, 뇌졸중 환자와 같이, 다양한 신체 활동 중에 발생하는 뇌파를 측정하여 뇌활성도와 동작 수행 능력간의 차이를 분석하여 재활의 정도를 파악하여야 하는 상황에 적용되지 못하는 한계가 있었다. Accordingly, there is a limit in that it cannot be applied to a situation in which the degree of rehabilitation must be determined by analyzing the difference between brain activity and motion performance ability by measuring EEG generated during various physical activities, such as a stroke patient.
또한, 종래의 경우, 뇌파를 측정하면서 두피와 전극 간의 임피던스 변화를 모니터링하는 것이 불가능하였으며, 이에 따라, 사용자가 상대적으로 큰 움직임을 수행하여 두피와 전극 사이의 밀착성이 저하되거나 전극이 두피로부터 탈착되는 경우에도, 이를 정확하게 감지하는 것이 어려웠다. 이에 따라, 획득되는 신호에 노이즈가 다수 포함되어 측정 결과의 정확성이 저하되는 문제가 있었다. In addition, in the prior art, it was impossible to monitor the impedance change between the scalp and the electrode while measuring the brain wave, and accordingly, the user performed a relatively large movement to reduce the adhesion between the scalp and the electrode or the electrode to be detached from the scalp. Even in this case, it was difficult to accurately detect it. Accordingly, there is a problem in that the obtained signal includes a lot of noise, and thus the accuracy of the measurement result is degraded.
이에, 본 발명의 기술적 과제는 이러한 점에서 착안된 것으로 본 발명의 목적은 무선 측정을 통해 사용자의 움직임을 구속하지 않으면서도 뇌전도를 측정할 수 있으며, 뇌전도 측정시 두피와 전극 사이의 밀착성을 실시간으로 판단할 수 있는 무선 다채널 뇌전도 측정시스템을 제공하는 것이다. Therefore, the technical problem of the present invention is focused on this point, and the object of the present invention is to measure the electroencephalogram without restricting the user's movement through wireless measurement, and to measure the adhesion between the scalp and the electrode in real time when measuring the electroencephalogram. It is to provide a wireless multi-channel electroencephalogram measurement system capable of determining.
상기한 본 발명의 목적을 실현하기 위한 일 실시예에 의한 뇌전도 측정시스템은 전극부, 기준전극부, 차동 증폭부 및 제거신호 발생부를 포함한다. 상기 전극부는 사용자의 두피 또는 두피를 커버하는 커버에 부착되는 복수의 전극들을 포함한다. 상기 기준전극부는 상기 전극들 각각에 대하여 기준전압을 제공한다. 상기 차동 증폭부는 상기 전극들 각각 및 상기 기준전극부와 연결되어 차동 증폭한다. 상기 제거신호 발생부는 상기 기준전극부에서 측정되는 공통성분 신호, 및 바이어스 신호를 입력받고 공통성분 제거신호를 발생시킨다. 상기 제거신호 발생부는, 제거신호 증폭기의 비반전 입력단자로 상기 바이어스 신호를 입력받고 상기 측정된 공통성분 신호의 역상으로 상기 공통성분 제거신호를 발생시킨다. An electroencephalogram measurement system according to an embodiment for realizing the object of the present invention described above includes an electrode unit, a reference electrode unit, a differential amplification unit, and a cancellation signal generator. The electrode unit includes a plurality of electrodes attached to the user's scalp or a cover covering the scalp. The reference electrode unit provides a reference voltage to each of the electrodes. The differential amplification unit is connected to each of the electrodes and the reference electrode unit to perform differential amplification. The cancellation signal generating unit receives the common component signal and the bias signal measured by the reference electrode unit and generates a common component removal signal. The cancellation signal generator receives the bias signal through a non-inverting input terminal of a cancellation signal amplifier and generates the common component cancellation signal as an inverse phase of the measured common component signal.
일 실시예에서, 상기 전극부는 상기 전극들과 각각 연결되는 전치 증폭기들을 포함하는 전치 증폭부를 포함하며, 상기 전극들 각각은 상기 전치 증폭기들 각각의 비반전 입력단자와 연결되어 신호가 증폭될 수 있다. In one embodiment, the electrode unit includes a preamplifier including preamplifiers respectively connected to the electrodes, and each of the electrodes is connected to a non-inverting input terminal of each of the preamplifiers to amplify a signal. .
일 실시예에서, 상기 기준전극부는, 사용자의 두피가 아닌 피부에 부착되는 기준전극을 포함할 수 있다. In one embodiment, the reference electrode unit may include a reference electrode attached to the user's skin rather than the scalp.
일 실시예에서, 상기 제거신호 발생부는 상기 바이어스 신호와 상기 공통성분 제거신호를 상기 전극들 각각과 상기 기준전극부로 제공하며, 상기 차동 증폭부에서 상기 전극들 각각과 상기 기준전극부에 대한 차동 증폭으로 잔류한 상기 공통성분을 추가로 제거하여, 상기 사용자의 뇌파 신호만 잔류시킬 수 있다. In one embodiment, the cancellation signal generator provides the bias signal and the common component cancellation signal to each of the electrodes and the reference electrode unit, and the differential amplification unit provides differential amplification for each of the electrodes and the reference electrode unit. By further removing the remaining common component, only the user's EEG signal may remain.
일 실시예에서, 상기 제거신호 발생부로 임피던스 측정신호와 상기 바이어스 신호를 제공하는 임피던스 측정부를 더 포함할 수 있다. In one embodiment, the impedance measurement unit may further include an impedance measurement unit providing an impedance measurement signal and the bias signal to the cancellation signal generator.
일 실시예에서, 상기 임피던스 측정부는, 구형파를 발생하는 측정신호 발생부, 및 상기 측정신호 발생부와 직렬로 연결되고, 바이어스 신호를 입력받아, 임피던스 측정신호와 상기 바이어스 신호를 상기 제거신호 증폭부로 제공하는 측정신호 증폭부를 포함할 수 있다. In one embodiment, the impedance measurement unit is serially connected to the measurement signal generation unit generating a square wave and the measurement signal generation unit, receives a bias signal, and transmits the impedance measurement signal and the bias signal to the cancellation signal amplification unit. It may include a measurement signal amplifier to provide.
일 실시예에서, 상기 측정신호 증폭부는 상기 측정신호 발생부에서 발생된 상기 구형파를 상기 임피던스 측정신호인 삼각파로 발생시킬 수 있다. In one embodiment, the measurement signal amplification unit may generate the square wave generated by the measurement signal generator as a triangular wave that is the impedance measurement signal.
일 실시예에서, 상기 측정신호 증폭부는, 비반전 입력단자로 상기 바이어스 신호가 입력되고, 반전 입력단자로 상기 구형파가 입력되며, 상기 반전 입력단자와 상기 출력단자 사이에 저항과 축전기가 병렬 연결되는 측정신호 증폭기를 포함할 수 있다. In one embodiment, the measurement signal amplifier, the bias signal is input to a non-inverting input terminal, the square wave is input to an inverting input terminal, and a resistor and a capacitor are connected in parallel between the inverting input terminal and the output terminal A measurement signal amplifier may be included.
일 실시예에서, 상기 측정신호 증폭기의 출력단자가 상기 제거신호 증폭기의 비반전 입력단자와 연결될 수 있다. In one embodiment, the output terminal of the measurement signal amplifier may be connected to the non-inverting input terminal of the cancellation signal amplifier.
일 실시예에서, 상기 제거신호 발생부는 상기 임피던스 측정신호, 상기 바이어스 신호와 상기 공통성분 제거신호를 상기 전극들 각각과 상기 기준전극부로 제공하며, 상기 차동 증폭부에서 상기 전극들 각각과 상기 기준전극부에 대한 차동 증폭으로 잔류한 상기 공통성분을 추가로 제거하여, 상기 사용자의 뇌파 신호에 상기 임피던스 측정 신호의 차동 증폭 신호가 중첩된 신호가 잔류할 수 있다. In one embodiment, the cancellation signal generator provides the impedance measurement signal, the bias signal, and the common component cancellation signal to each of the electrodes and the reference electrode unit, and the differential amplification unit provides each of the electrodes and the reference electrode By further removing the common component remaining by differential amplification for negative, a signal obtained by overlapping the differential amplification signal of the impedance measurement signal with the EEG signal of the user may remain.
일 실시예에서, 상기 전극의 부착 상태가 안정적이지 않은 경우, 상기 임피던스 측정 신호의 차동 증폭 신호는 상대적으로 크게 출력되며, 상기 전극의 부착 상태가 안정적인 경우, 상기 임피던스 측정신호의 차동 증폭 신호는 상대적으로 작게 출력될 수 있다. In one embodiment, when the attachment state of the electrodes is not stable, the differential amplification signal of the impedance measurement signal is output relatively large, and when the attachment state of the electrodes is stable, the differential amplification signal of the impedance measurement signal is relatively large. can be output as small.
일 실시예에서, 상기 사용자의 뇌파 신호에 상기 임피던스 측정 신호의 차동 증폭 신호가 중첩된 신호로부터 특정 주파수 영역에서 상기 뇌파 신호와 상기 임피던스 측정 신호의 차동 증폭 신호가 구분되며, 상기 임피던스 측정 신호의 차동 증폭 신호를 필터링하여 상기 사용자의 뇌파 신호만 잔류시킬 수 있다. In one embodiment, the EEG signal and the differential amplification signal of the impedance measurement signal are distinguished in a specific frequency region from a signal obtained by superimposing the differential amplification signal of the impedance measurement signal on the user's EEG signal, and the differential amplification signal of the impedance measurement signal By filtering the amplified signal, only the brain wave signal of the user may be retained.
일 실시예에서, 상기 차동 증폭부에 연결되어 아날로그 신호를 디지털 신호로 변환하는 AD 변환부, 및 상기 AD 변환부에 연결되어 외부와 무선 통신을 수행하는 송수신모듈을 더 포함할 수 있다. In one embodiment, it may further include an AD converter connected to the differential amplifier to convert an analog signal into a digital signal, and a transmit/receive module connected to the AD converter to perform wireless communication with the outside.
본 발명의 실시예들에 의하면, 사용자의 두피 또는 두피를 커버하는 커버에 부착되는 전극들과 이로부터 획득되는 신호를 무선으로 처리하여 뇌파를 측정할 수 있으므로, 뇌파 측정시에 사용자의 움직임을 구속하지 않으면서 측정할 수 있어, 재활 상태에 대한 정보를 보다 다양하고 정확하게 획득할 수 있다. According to the embodiments of the present invention, since the user's brain wave can be measured by wirelessly processing the electrodes attached to the user's scalp or a cover covering the scalp and the signal obtained therefrom, the user's movement is restricted when the brain wave is measured. Since it is possible to measure without performing the measurement, more diverse and accurate information on the rehabilitation state can be obtained.
이 경우, 뇌파 신호의 획득을 위해, 바이어스 신호와 공통성분 제거신호를 전극들 각각과 기준전극부로 제공하여, 차동 증폭을 통해 뇌파 신호만을 잔류시킴으로써, 상대적으로 단순한 회로 구성으로도 노이즈를 최소화시키면서 뇌파 신호를 상대적으로 정확하게 도출할 수 있다. In this case, in order to obtain the EEG signal, a bias signal and a common component removal signal are provided to each of the electrodes and the reference electrode unit, and only the EEG signal is retained through differential amplification, thereby minimizing noise even with a relatively simple circuit configuration. The signal can be derived relatively accurately.
특히, 임피던스 측정을 위한 임피던스 측정신호를 발생시키고, 이를 바이어스 신호 및 공통성분 제거신호와 함께 전극들 각각과 기준전극부로 제공하여, 차동 증폭을 수행함으로, 두피와 전극 사이의 임피던스를 입력되는 임피던스 측정신호를 바탕으로 모니터링하여, 각각의 전극들이 두피와 접촉되는 상태를 정확하게 판단할 수 있다. In particular, an impedance measurement signal for impedance measurement is generated, and the bias signal and common component removal signal are provided to each of the electrodes and the reference electrode unit to perform differential amplification, thereby measuring the input impedance between the scalp and the electrode. By monitoring based on the signal, it is possible to accurately determine the contact state of each electrode with the scalp.
이와 같이, 임피던스 측정신호와 바이어스 신호를 공통성분 제거신호와 함께 제공함으로써, 차동 증폭을 통해 잔류한 신호에서 특정 주파수 영역에 대한 필터링을 통해 바로 사용자의 뇌파 신호를 획득할 수 있으므로, 상기와 같이 전극과 두피의 접촉 상태를 모니터링함과 동시에 신호 처리를 효과적으로 수행할 수 있다. In this way, by providing the impedance measurement signal and the bias signal together with the common component removal signal, the user's EEG signal can be directly obtained through filtering for a specific frequency region from the residual signal through differential amplification. Signal processing can be effectively performed at the same time as monitoring the contact state of the skin and the scalp.
이 경우, 비반전 입력단자에는 바이어스 신호만 제공하거나, 상기 임피던스 측정신호와 상기 바이어스 신호를 동시에 제공할 수도 있으므로, 동일한 회로에 임피던스 측정부를 추가로 연결하는 것으로 회로 구성을 다양하게 가변하여 설계 다변화를 구현할 수 있다. In this case, since only a bias signal may be provided to the non-inverting input terminal, or the impedance measurement signal and the bias signal may be provided simultaneously, design diversification is possible by varying the circuit configuration by additionally connecting the impedance measurement unit to the same circuit. can be implemented
도 1은 본 발명의 일 실시예에 의한 무선 다채널 뇌전도 측정시스템을 도시한 블록도이다.
도 2는 도 1의 뇌전도 측정시스템의 세부 회로도이다.
도 3은 도 2의 임피던스 측정부 및 제거신호 발생부를 확대하여 도시한 회로도이다.
도 4a는 도 2의 뇌전도 측정시스템에서 임피던스 측정부에서 바이어스 신호만 입력하는 경우의 회로도이며, 도 4b 내지 도 4d는 도 4a의 회로도를 통한 뇌파 신호 측정결과를 예시한 이미지들이다.
도 5a는 도 2의 뇌전도 측정시스템에서 임피던스 측정부에서 임피던스 측정신호와 함께 바이어스 신호를 입력하는 경우의 회로도이며, 도 5b 내지 도 5e는 도 5a의 회로도를 통한 뇌파 신호 측정결과를 예시한 이미지들이다.
도 6a 내지 도 6c는 도 5a의 회로도를 통해, 채널이 이탈(open)된 상태, 불안정하게 부착된 상태, 및 안정적으로 부착된 상태의 신호 측정결과를 예시한 이미지들이다.
도 7a는 도 1의 뇌전도 측정시스템의 채널들이 사용자의 뇌에 부착된 상태와 측정되는 임피던스 측정 결과의 예를 도시한 이미지이고, 도 7b는 불안정하게 부착된 채널에서 측정되는 뇌전도 측정 결과의 예를 도시한 이미지이다.
도 8은 도 1의 뇌전도 측정시스템을 통해 측정되는 뇌전도 측정 결과의 예를 도시한 이미지이다. 1 is a block diagram showing a wireless multi-channel electroencephalogram measurement system according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a detailed circuit diagram of the electroencephalogram measurement system of FIG. 1 .
FIG. 3 is an enlarged circuit diagram of the impedance measuring unit and the cancellation signal generating unit of FIG. 2 .
4A is a circuit diagram in the case where only a bias signal is input from the impedance measurement unit in the electroencephalogram measurement system of FIG. 2, and FIGS. 4B to 4D are images illustrating EEG signal measurement results through the circuit diagram of FIG. 4A.
5A is a circuit diagram in the case of inputting a bias signal together with an impedance measurement signal in the impedance measurement unit in the electroencephalogram measurement system of FIG. 2, and FIGS. 5B to 5E are images illustrating the EEG signal measurement results through the circuit diagram of FIG. 5A. .
6A to 6C are images illustrating signal measurement results in an open state, an unstable attachment state, and a stable attachment state through the circuit diagram of FIG. 5A.
FIG. 7a is an image showing an example of a state in which channels of the electroencephalogram measurement system of FIG. 1 are attached to a user's brain and an example of impedance measurement results measured, and FIG. 7b is an example of electroencephalogram measurement results measured in an unstable attached channel. It is an illustrated image.
8 is an image showing an example of an electroencephalogram measurement result measured through the electroencephalogram measurement system of FIG. 1 .
본 발명은 다양한 변경을 가할 수 있고 여러 가지 형태를 가질 수 있는 바, 실시예들을 본문에 상세하게 설명하고자 한다. 그러나 이는 본 발명을 특정한 개시 형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변경, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다. 각 도면을 설명하면서 유사한 참조부호를 유사한 구성요소에 대해 사용하였다. 제1, 제2 등의 용어는 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성요소들은 상기 용어들에 의해 한정되어서는 안 된다. Since the present invention can be applied with various changes and can have various forms, embodiments will be described in detail in the text. However, this is not intended to limit the present invention to a specific form disclosed, and should be understood to include all modifications, equivalents, and substitutes included in the spirit and scope of the present invention. Like reference numerals have been used for like elements throughout the description of each figure. Terms such as first and second may be used to describe various components, but the components should not be limited by the terms.
상기 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다. 본 출원에서 사용한 용어는 단지 특정한 실시예를 설명하기 위해 사용된 것으로, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다. 단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다. These terms are only used for the purpose of distinguishing one component from another. Terms used in this application are only used to describe specific embodiments, and are not intended to limit the present invention. Singular expressions include plural expressions unless the context clearly dictates otherwise.
본 출원에서, "포함하다" 또는 "이루어진다" 등의 용어는 명세서상에 기재된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다. In this application, the terms "comprise" or "consisting of" are intended to designate that there is a feature, number, step, operation, component, part, or combination thereof described in the specification, but one or more other features It should be understood that it does not preclude the possibility of the presence or addition of numbers, steps, operations, components, parts, or combinations thereof.
다르게 정의되지 않는 한, 기술적이거나 과학적인 용어를 포함해서 여기서 사용되는 모든 용어들은 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 일반적으로 이해되는 것과 동일한 의미를 가지고 있다. 일반적으로 사용되는 사전에 정의되어 있는 것과 같은 용어들은 관련 기술의 문맥 상 가지는 의미와 일치하는 의미를 가지는 것으로 해석되어야 하며, 본 출원에서 명백하게 정의하지 않는 한, 이상적이거나 과도하게 형식적인 의미로 해석되지 않는다.Unless defined otherwise, all terms used herein, including technical or scientific terms, have the same meaning as commonly understood by one of ordinary skill in the art to which the present invention belongs. Terms such as those defined in commonly used dictionaries should be interpreted as having a meaning consistent with the meaning in the context of the related art, and unless explicitly defined in the present application, they should not be interpreted in an ideal or excessively formal meaning. don't
이하, 첨부한 도면들을 참조하여, 본 발명의 바람직한 실시예를 보다 상세하게 설명하고자 한다.Hereinafter, with reference to the accompanying drawings, preferred embodiments of the present invention will be described in more detail.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 의한 무선 다채널 뇌전도 측정시스템을 도시한 블록도이다. 도 2는 도 1의 뇌전도 측정시스템의 세부 회로도이다. 1 is a block diagram showing a wireless multi-channel electroencephalogram measurement system according to an embodiment of the present invention. FIG. 2 is a detailed circuit diagram of the electroencephalogram measurement system of FIG. 1 .
도 1 및 도 2를 참조하면, 본 실시예에 의한 상기 무선 다채널 뇌전도 측정시스템(10, 이하, 뇌전도 측정시스템이라 함)은 전극부(100), 차동 증폭부(200), AD 변환부(300), 기준전극부(400), 임피던스 측정부(500), 제거신호 발생부(600) 및 송수신모듈(700)을 포함한다. 1 and 2, the wireless multi-channel electroencephalogram measurement system (10, hereinafter referred to as an electroencephalogram measurement system) according to this embodiment includes an
상기 전극부(100)는 복수의 전극들(110)과 전치 증폭부(120)를 포함하는 것으로, 이 경우, 상기 전극들(110)의 개수는 제한되지 않는다. 예를 들어, 도 1에 도시된 바와 같이 상기 전극들(110)은 총 32개로 구성되어 32개의 채널에서 신호를 획득할 수 있다. The
이 경우, 상기 전극들(110) 각각은 사용자의 두피에 부착되는 것으로, 사용자의 두피에 다양한 위치에 부착될 수 있다. 상기 전극들(110) 각각은 예를 들어, 은-염화은(Ag/AgCl)을 포함할 수 있다. In this case, each of the
이와 달리, 상기 전극들(110)은 사용자의 두피에 씌워지는 별도의 커버 상에 부착될 수 있으며, 상기 전극들(110)이 커버의 외면에 부착된 상태에서, 사용자는 상기 커버를 두피에 착용한 상태에서 뇌전도 측정이 수행될 수 있다. Alternatively, the
한편, 상기 전극들(110) 각각은, 도 2에 도시된 바와 같이, 제1 저항(111), 및 병렬로 연결되는 제1 축전기(112) 및 제2 저항(113)이 서로 직렬로 연결되는 회로로 모사할 수 있다.On the other hand, as shown in FIG. 2, each of the
상기 전치 증폭부(120)는 상기 전극들과 연결되어, 상기 전극들(110) 각각에서 수신되는 신호를 1차적으로 증폭시켜 후술되는 상기 차동 증폭부(200)로 제공한다. The
즉, 상기 전극들(110) 각각의 제1 단자(114)는 저항(121)을 통과하여 상기 전치 증폭부(120) 각각의 전치 증폭기(122)의 비반전 입력단자(+ 단자)와 연결되며, 상기 전치 증폭기(122)의 출력단자는 후술되는 상기 차동 증폭부(200)와 연결된다. 그리하여, 상기 전극들(110) 각각에서 수신되는 신호가 증폭되며 상기 차동 증폭부(200)로 제공된다. That is, the
상기 기준전극부(400)는 기준전극(410) 및 기준전극 증폭기(420)를 포함한다. The
상기 기준전극(410)은 앞서 설명한 전극들(110)이 복수개가 형성되는 것과 달리, 하나의 전극으로 형성되며, 상기 기준전극(410)은 사용자의 두피가 아닌 피부에 부착된다. 예를 들어, 상기 기준전극(410)은 사용자의 귓불이나 귓불 뒤의 피부에 부착될 수 있다. 마찬가지로, 상기 기준전극(410)도 은-염화은(Ag/AgCl)을 포함할 수 있다. The
또한, 상기 기준전극(410) 역시, 앞서 설명한 상기 전극들(110) 각각과 동일하게 제3 저항(411), 및 병렬로 연결되는 제2 축전기(412) 및 제4 저항(413)이 서로 직렬로 연결되는 회로로 모사할 수 있다.In addition, the
상기 기준전극 증폭기(420)는 상기 기준전극(410)과 연결되어, 상기 기준전극(410)을 통해 수신되는 신호를 증폭시켜 후술되는 상기 차동 증폭부(200)로 제공한다. The
즉, 상기 기준전극(410)의 기준단자(414)는 저항(421)을 통과하여 상기 기준전극 증폭기(420)의 비반전 입력단자(+ 단자)와 연결되며, 상기 기준전극 증폭기(420)의 출력단자는 후술되는 상기 차동 증폭부(200)와 연결된다. That is, the
그리하여, 상기 기준전극(410)에서 수신되는 신호가 증폭되며 상기 차동 증폭부(200)로 제공된다. Thus, the signal received from the
이상과 같이, 상기 기준전극(410)이 사용자의 피부에 부착되고, 상기 전극들(110)이 사용자의 두피 또는 두피에 착용되는 커버에 부착됨에 따라, 상기 전극들(110) 각각과 상기 기준전극(410) 사이에는 도 4a에 도시된 바와 같은 뇌파 전위(101)가 형성된다. As described above, as the
즉, 상기 기준전극부(400)는 상기 전극들(110) 각각에 대하여 기준전압을 제공한다. That is, the
이 경우, 상기 기준전극(410)은 한 개가 부착되므로, 각각의 전극들(110)과 기준전극(410) 사이에 형성되는 상기 뇌파 전위(101)를 바탕으로, 사용자의 뇌의 위치별로 소정의 뇌파 전위를 측정할 수 있으며, 이를 통해 사용자의 뇌파 상태에 대한 모니터링을 수행할 수 있다. In this case, since one
상기 차동 증폭부(200)는 상기 전극부(100) 및 상기 기준 전극부(400)와 연결되어, 차동 증폭을 수행하는 것으로 복수의 차동 증폭기들(210)로 구성된다. The
상기 차동 증폭부(200)가 상기 차동 증폭을 수행함으로써, 후술하겠으나, 상기 차동 증폭부(200)로 입력되는 신호에 포함되는 잔류 공통성분을 추가로 제거하게 된다. By performing the differential amplification by the
이 경우, 상기 차동 증폭기들(210) 각각은, 상기 전극들(110) 각각과 연결되는 것으로, 상기 전극들(110)이 예를 들어 32채널로서 32개로 구성된다면, 상기 차동 증폭기들(210)도 32개로 구성될 수 있다. In this case, each of the
그리하여, 상기 차동 증폭기들(210) 각각에서는, 비반전 입력단자(+ 단자)는 상기 전극들(110) 각각과 연결되는 전치 증폭기(122)의 출력단자와 연결되고, 반전 입력단자(- 단자)는 상기 기준전극(410)과 연결되는 기준전극 증폭기(420)의 출력단자와 연결된다. Thus, in each of the
그리하여, 상기 차동 증폭기들(210) 각각은 상기 각각의 전극(110)과 상기 기준 전극(410)으로부터 제공되는 신호를 차등 증폭하게 된다.Thus, each of the
상기 AD 변환부(300)는 상기 차동 증폭부(200)와 연결되어, 상기 차동 증폭부(200)로부터 제공받는 아날로그 신호를 디지털 신호로 변환한다. 이 경우, 상기 차동 증폭부(200)는 상기 전극들(110)의 개수와 동일한 개수의 차동 증폭기들(210)을 포함하므로, 상기 AD 변환부(300)도 동일한 개수의 AD 변환기들(310)을 포함하여, 각각의 차동 증폭기들(210)의 신호를 변환한다. The
한편, 상기 AD 변환부(300)는 별도의 제어부(301)를 포함하며, 상기 제어부(301)를 통해 상기 신호 변환을 제어하거나, 상기 송수신 모듈(700)과의 데이터 전송 등을 제어할 수 있다. 나아가, 상기 제어부(301)는 획득되는 신호에 대한 처리 또는 필터링을 수행할 수도 있다. On the other hand, the
상기 송수신모듈(700)은 상기 AD 변환부(300)를 통해 변환된 디지털 신호를 외부와 무선 통신을 수행하는 모듈로, 예를 들어 블루투스 모듈일 수 있다. The transmission/
한편, 도시하지는 않았으나, 상기 송수신모듈(700)을 통해 외부로 무선으로 제공되는 데이터는 별도의 처리장치를 통해 처리될 수 있으며, 이러한 처리장치를 통한 데이터 처리에 대하여는 후술한다. Meanwhile, although not shown, data wirelessly provided to the outside through the
상기 제거신호 발생부(600)는 상기 기준전극부(400)와 연결되며, 상기 기준전극부(400)에서 측정되는 공통성분 신호를 입력받아, 공통성분 제거신호를 발생시킨다. The cancellation
또한, 상기 제거신호 발생부(600)는 바이어스 신호도 입력받아, 상기 공통성분 제거신호를 발생시키게 된다. Also, the
그리하여, 상기 제거신호 발생부(600)는 상기 바이어스 신호와 상기 공통성분 제거신호를 상기 제거신호 발생부(600)가 포함하는 접지전극(610)으로 제공한다. 이렇게, 상기 접지전극(610)으로 제공되는 상기 바이어스 신호와 상기 공통성분 제거신호는 상기 접지전극(610)을 통해 상기 전극들(110) 각각과 상기 기준 전극부(400)의 기준전극(410)으로 제공된다. Thus, the
한편, 상기 임피던스 측정부(500)는 상기 제거신호 발생부(600)에 추가로 연결되어, 임피던스 측정신호를 발생하고, 발생된 임피던스 측정신호와 상기 바이어스 신호를 상기 제거신호 발생부(600)로 제공한다. Meanwhile, the
이러한, 상기 임피던스 측정부(500) 및 상기 제거신호 발생부(600)의 세부 회로 구성에 대하여는 도 3을 추가로 참고하여 설명한다. Detailed circuit configurations of the
도 3은 도 2의 임피던스 측정부 및 제거신호 발생부를 확대하여 도시한 회로도이다. FIG. 3 is an enlarged circuit diagram of the impedance measuring unit and the cancellation signal generating unit of FIG. 2 .
즉, 도 2 및 도 3을 참조하면, 우선, 상기 제거신호 발생부(600)는 접지전극(610), 제거신호 증폭부(620) 및 입력 증폭부(630)를 포함한다. That is, referring to FIGS. 2 and 3 , first, the
상기 접지전극(610)은 앞서 설명한 상기 전극들(110)이 복수개가 형성되는 것과 달리, 하나의 전극으로 형성되며, 상기 접지전극(610)은 사용자의 두피가 아닌 피부에 부착된다. The
예를 들어, 상기 기준전극(410)과 마찬가지로, 상기 접지전극(610)도 사용자의 귓불이나 귓불 뒤의 피부에 부착될 수 있다. 또한, 상기 접지전극(610)도 은-염화은(Ag/AgCl)을 포함할 수 있다. For example, like the
상기 접지전극(610)은 그라운드 전극(Ground)에 해당되며, 앞서 설명한 상기 전극들(110) 및 기준전극(410)과 같이, 제7 저항(611), 및 병렬로 연결되는 제5 축전기(612) 및 제8 저항(613)이 서로 직렬로 연결되는 회로로 모사할 수 있다.The
상기 제거신호 증폭부(620)는 앞서 설명한 바와 같이 바이어스 신호를 입력받으며, 상기 입력받은 바이어스 신호와 함께 공통성분 제거신호를 발생시켜 상기 접지전극(610)으로 제공한다. As described above, the
이를 위해, 상기 제거신호 증폭부(620)는 제거신호 증폭기(601)와 상기 제거신호 증폭기(601)의 반전입력단자(- 단자, 622)와 출력단자(623) 사이에 연결되는 제6 축전기(624)를 포함한다. To this end, the cancellation
상기 제거신호 증폭기(601)의 경우, 상기 비반전 입력단자(+ 단자, 621)로 상기 바이어스 신호가 입력된다. 이 경우, 상기 제거신호 증폭기(601)의 비반전 입력단자(621)로는, 상기 임피던스 측정부(500)가 생략되는 경우 상기 바이어스 신호만이 입력되지만, 상기 임피던스 측정부(500)가 추가로 형성되는 경우라면 상기 바이어스 신호 외에 임피던스 측정신호가 입력된다. In the case of the
즉, 상기 제거신호 증폭기(601)의 상기 비반전 입력단자(621)로는, 바이어스 신호만 입력되거나, 이와 달리, 상기 임피던스 측정부(500)가 추가되는 회로에서는, 상기 바이어스 신호 외에 임피던스 측정신호가 입력된다. That is, only a bias signal is input to the
한편, 상기 제거신호 증폭기(601)를 통해서는 공통성분 제거신호도 발생된다. Meanwhile, a common component cancellation signal is also generated through the
일반적으로, 상기 기준전극(410)과 상기 접지전극(610) 사이에는 공통성분(401, 도 4a), 즉 전력선 잡음이 발생하는데 이러한 공통성분이 제거되지 않으면, 획득되는 뇌파에 대한 신호에 잡음이 포함되는 문제가 발생한다. In general, a common component (401, FIG. 4a), that is, power line noise, is generated between the
이에, 본 실시예에서는, 상기 공통성분에 대한 역상 신호인 공통성분 제거신호를 상기 제거신호 증폭부(620)를 통해 발생시켜 상기 접지전극(610)을 통해 상기 전극들(110) 각각과 상기 기준전극(410)으로 제공함으로써, 1차적으로 상기 공통성분에 대한 제거를 수행할 수 있다.Accordingly, in the present embodiment, a common component cancellation signal, which is a reverse phase signal for the common component, is generated through the cancellation
이 후, 상기 차동 증폭부(200)에서는 상기 공통성분 제거신호에 의해서도 제거되지 않은, 소위 잔류한 공통성분을 추가로 제거하게 된다. Thereafter, the
이 때, 상기 공통성분에 대한 역상 신호인 공통성분 제거신호를 발생하기 위해, 상기 기준전극부(400)에서 측정되는 공통성분 신호를 입력받아야 한다. 즉, 본 실시예의 경우, 상기 기준전극부(400)에서 측정되는 공통성분 신호는 상기 입력 증폭부(630)를 통해 상기 제거신호 증폭부(620)로 입력된다. At this time, in order to generate a common component cancellation signal, which is a reverse phase signal for the common component, the common component signal measured by the
결국, 상기 접지전극(610)의 접지단자(614)와 연결되는 상기 제거신호 증폭기(620)의 출력단자(623)를 통해서는, 상기 바이어스 신호 및 상기 공통성분 제거신호, 또는 상기 임피던스 측정부(500)가 연결되는 경우라면 상기 바이어스 신호, 상기 임피던스 측정신호 및 상기 공통성분 제거신호가 출력된다. Eventually, through the
한편, 상기 입력 증폭부(630)는 상기 기준전극 증폭기(420)의 출력 단자와 상기 차동 증폭기(210)의 반전입력단자(- 단자)의 사이에서 병렬 연결되는 오피 앰프(op amp)이다. Meanwhile, the
그리하여, 상기 입력 증폭부(630)의 입력 증폭기(602)는, 비반전 입력단자(+ 단자, 631)는 상기 기준전극 증폭기(420)의 출력단자와 상기 차동 증폭기(210)의 반전입력단자(- 단자) 사이에 연결되며, 출력 단자(633)는 저항(625)을 통해 상기 제거신호 증폭기(601)의 반전입력단자(- 단자, 622)에 연결된다. Thus, in the
이에 따라, 상기 입력 증폭부(630)를 통해서는, 상기 기준전극(410)과 상기 접지전극(610) 사이의 전력선 잡음과 같은 공통성분(401)이 입력되고, 이러한 공통성분(401)은 상기 제거신호 증폭부(620)로 제공된다. Accordingly, a
한편, 상기 임피던스 측정부(500)는 앞서 설명한 바와 같이, 상기 제거신호 증폭기(601)의 비반전 입력단자(621)에 연결되는 것으로, 앞서 설명한 바와 같이, 상기 임피던스 측정부(500)가 생략되는 경우라면, 상기 제거신호 증폭기(601)의 비반전 입력단자(621)로는 바이어스 신호만 입력된다. On the other hand, as described above, the
그러나, 상기 임피던스 측정부(500)가 연결되는 경우, 상기 제거신호 증폭기(601)의 비반전 입력단자(621)로는 상기 바이어스 신호 외에, 상기 임피던스 측정신호도 동시에 입력된다. However, when the
구체적으로 상기 임피던스 측정부(500)는 측정신호 발생부(510) 및 측정신호 증폭부(520)를 포함한다. Specifically, the
상기 측정신호 발생부(510)에서는 측정하고자 하는 주파수를 가진 구형파(square wave)를 발생시킨다. 여기서, 구형파의 크기(peak-to-peak)는 전원(VCC)과 동일할 수 있다. 따라서, 마이크로프로세서의 디지털 출력단자를 ON/OFF 하여 쉽게 생성할 수 있다. The
이 경우, 측정신호 발생부(510)의 출력신호는, 예를 들어 125 Hz의 구형파일 수 있으며, 상기 전원은 예를 들어 3.3 V일 수 있으나, 이는 예시적인 것에 불과하고 이에 제한되지 않음은 자명하다. In this case, the output signal of the
상기 측정신호 발생부(510)에서 발생된 구형파는 상기 측정신호 증폭부(520)에 입력된다. 즉, 상기 구형파는 제3 축전기(511) 및 제5 저항(512)을 통과한 후 상기 측정신호 발생부(510)의 측정신호 증폭기(501)의 반전입력단자(522)로 입력된다. 이 경우, 상기 측정신호 증폭기(501)의 출력단자(523)와 반전입력단자(522)의 사이에는, 제4 축전기(525) 및 제6 저항(524)이 각각 병렬로 연결된다. The square wave generated by the
이와 같은 결선을 통해, 상기 측정신호 발생부(510)의 3.3 Vp-p 125 Hz 구형파는 상기 측정신호 증폭기(501)의 출력단자(523)에서 0.33 Vp-p 125 Hz 삼각파로 출력된다. 이렇게 출력되는 삼각파가 앞서 설명한 상기 임피던스 측정신호에 해당된다. Through this connection, the 3.3 Vp-p 125 Hz square wave of the
또한, 상기 측정신호 증폭기(501)의 비반전 입력단자(+ 단자, 521)로는, 바이어스 신호가 입력된다. 이 경우, 상기 바이어스 신호, 즉 바이어스 전압은 상기 측정신호 발생부(510)가 제공하는 전원(VCC)의 대략 절반 정도의 크기(VCC/2)를 가질 수 있으며, 이에 따라 상기 바이어스 전압은 예를 들어 1.5 V일 수 있다. In addition, a bias signal is input to the non-inverting input terminal (+ terminal, 521) of the
그리하여, 상기 측정신호 증폭기(501)의 출력단자(523)를 통해서는, 상기 임피던스 측정신호와 상기 바이어스 신호가 출력되며, 이는 앞서 설명한 바와 같이, 상기 제거신호 증폭기(601)의 비반전 입력단자(621)로 제공된다. Thus, the impedance measurement signal and the bias signal are output through the
이렇게 상기 제거신호 증폭기(601)로 제공되는 신호는, 후술되는 도 5b의 
이하에서는, 상기 임피던스 측정부(500)가 생략되는 경우와, 상기 임피던스 측정부(500)가 추가되는 경우에 대하여 실제 뇌파 신호의 도출 과정에 대하여 구체적으로 설명한다. 다만, 설명의 편의상, 1개의 채널이 연결되는 상태에 대하여 예시하여 설명한다. Hereinafter, a process of deriving an actual EEG signal will be described in detail with respect to a case where the
도 4a는 도 2의 뇌전도 측정시스템에서 임피던스 측정부에서 바이어스 신호만 입력하는 경우의 회로도이며, 도 4b 내지 도 4d는 도 4a의 회로도를 통한 뇌파 신호 측정결과를 예시한 이미지들이다. 4A is a circuit diagram in the case where only a bias signal is input from the impedance measurement unit in the electroencephalogram measurement system of FIG. 2, and FIGS. 4B to 4D are images illustrating EEG signal measurement results through the circuit diagram of FIG. 4A.
즉, 도 4a에 도시된 바와 같이, 상기 임피던스 측정부(500)는 생략되고, 이에 따라 상기 제거신호 증폭기(601)의 비반전 입력단자(621)를 통해서는 바이어스 전압(신호)으로서, 예를 들어 1.5V의 전압이 입력될 수 있다. That is, as shown in FIG. 4A, the
이와 같이, 상기 제거신호 증폭기(601)로 바이어스 신호가 입력되면, 상기 제거신호 증폭부(620)를 통해서는, 상기 바이어스 신호와 공통성분 제거신호를 발생시킨다. In this way, when a bias signal is input to the
즉, 도 4b를 참조하면, 상기 기준전극(410)과 상기 접지전극(610) 사이에 전력선 잡음과 같은 공통성분(401)이 발생하게 되는데(
그리하여, 상기 제거신호 증폭부(620)의 출력단자(623)를 통해서는, 상기 공통성분 제거신호와 상기 바이어스 신호를 상기 접지 전극(610)으로 출력하게 된다(
이상과 같이, 상기 공통성분 제거신호와 상기 바이어스 신호가 출력되면, 상기 발생되는 공통성분은 일정부분 소멸하게 된다. As described above, when the common component removal signal and the bias signal are output, the generated common component partially disappears.
다만, 도 4c를 참조하면, 상기 전치 증폭부(120)의 전치 증폭기(122) 출력 단자의 출력신호(
따라서, 도 4d를 참조하면, 상기 전치 증폭기(122)의 출력단자와 상기 기준전극 증폭기(420)의 출력단자가 각각 비반전 입력단자 및 반전 입력단자로 연결되는 차동 증폭기(210)에서, 차동 증폭을 수행하면, 상기 잔류한 공통성분은 제거되며 최종적으로 상기 뇌파 신호만 잔류하게 된다(
즉, 이상과 같이, 상기 임피던스 측정부(500)는 생략되고, 바이어스 신호와 공통성분 제거신호만 제공되는 경우라도, 차동 증폭을 통해, 뇌파 신호를 효과적으로 측정할 수 있다. That is, as described above, even when the
도 5a는 도 2의 뇌전도 측정시스템에서 임피던스 측정부에서 임피던스 측정신호와 함께 바이어스 신호를 입력하는 경우의 회로도이며, 도 5b 내지 도 5e는 도 5a의 회로도를 통한 뇌파 신호 측정결과를 예시한 이미지들이다. 5A is a circuit diagram in the case of inputting a bias signal together with an impedance measurement signal in the impedance measurement unit in the electroencephalogram measurement system of FIG. 2, and FIGS. 5B to 5E are images illustrating the EEG signal measurement results through the circuit diagram of FIG. 5A. .
도 5a에 도시된 바와 같이, 상기 임피던스 측정부(500)가 연결되는 경우, 앞서 설명한 바와 같이, 상기 제거신호 증폭기(601)의 비반전 입력단자(621)로는 상기 바이어스 신호 및 상기 임피던스 측정신호가 입력된다. As shown in FIG. 5A, when the
이 경우, 상기 임피던스 측정신호는 예를 들어, 125 Hz의 삼각파이고, 상기 바이어스 신호는 예를 들어, 1.5V의 전압일 수 있다. In this case, the impedance measurement signal may be, for example, a 125 Hz triangular wave, and the bias signal may be, for example, a voltage of 1.5V.
이와 같이, 상기 제거신호 증폭기(601)로 바이어스 신호 및 임피던스 측정신호가 입력되면, 도 5b를 참조하면, 상기 제거신호 증폭부(620)를 통해서는, 상기 바이어스 신호, 상기 임피던스 측정신호와 함께 공통성분 제거신호를 발생시킨다(
이 경우, 상기 공통성분 제거신호가 발생되는 것에 대하여는 도 4a를 참조하여 설명한 바와 같다. In this case, the generation of the common component cancellation signal has been described with reference to FIG. 4A.
그리하여, 상기 바이어스 신호, 상기 임피던스 측정신호 및 상기 공통성분 제거신호를 통해, 상기 발생되는 공통성분은 일정부분 소멸하게 된다. Thus, the generated common component partially disappears through the bias signal, the impedance measurement signal, and the common component removal signal.
그러나, 상기 공통성분은 모두 소멸하지 않고 일정부분 잔류하게 되는데, 도 5c를 참조하면, 상기 전치 증폭기(122)의 출력단자와 상기 기준전극 증폭기(420)의 출력단자가 각각 비반전 입력단자 및 반전 입력단자로 연결되는 차동 증폭기(210)에서, 차동 증폭을 수행하면, 상기 잔류하던 공통성분은 제거된다. 다만, 공통성분이 제거된 뇌파 신호에는 임피던스 측정신호(삼각파)의 차동 증폭 신호가 중첩되어 잔류하게 된다(
이 후, 상기 뇌파 신호와 상기 임피던스 측정신호의 차동 증폭 신호가 중첩된 신호는, 상기 제어부(301) 또는 무선통신을 통해 상기 신호를 수신하는 별도의 처리장치에서 신호 처리가 수행될 수 있다. Thereafter, signal processing may be performed on the signal obtained by overlapping the brain wave signal and the differential amplification signal of the impedance measurement signal by the
즉, 도 5d를 참조하면, 뇌파 신호와 임피던스 측정신호의 차동 증폭 신호는 서로 다른 주파수 영역을 가지므로, 주파수 영역에서 상기 뇌파 신호(
예를 들어, 상기 뇌파 신호는 대략 10 Hz 영역의 주파수 대역을 가지며, 상기 임피던스 측정신호의 차동 증폭 신호는 상기 임피던스 측정신호와 같이 대략 125 Hz 영역의 주파수 대역을 가질 수 있다. 이에 따라, 상기 2개의 신호들은 서로 다른 주파수 대역을 가지는 것으로, 주파수 영역에서 2개의 신호는 명확하게 구분될 수 있다. For example, the EEG signal may have a frequency band of about 10 Hz, and the differential amplification signal of the impedance measurement signal may have a frequency band of about 125 Hz like the impedance measurement signal. Accordingly, the two signals have different frequency bands, and the two signals can be clearly distinguished in the frequency domain.
그리하여, 도 5e를 참조하면, 상기 뇌파 신호만을 필터링하여 추출하기 위해, 소정의 주파수 대역만을 통과시키는 필터를 통해, 상기 뇌파 신호만을 잔류시키며 획득할 수 있다(
이상과 같이, 상기 임피던스 측정부(500)를 통해 삼각파형을 가지는 임피던스 측정신호 및 바이어스 신호를 제공하고, 공통성분 제거신호를 추가하여 제공함으로써, 차동 증폭 및 소정 주파수 영역에서의 필터링을 통해, 뇌파 신호를 효과적으로 측정할 수 있다. As described above, by providing an impedance measurement signal and a bias signal having a triangular waveform through the
한편, 이와 같이, 임피던스 측정부(500)를 통해 임피던스 측정신호를 제공함으로써, 특히 상기 전극들(110) 각각이 사용자의 두피 또는 두피를 커버하는 커버에 안정적으로 부착하고 있는가의 여부를 판단할 수 있는데, 이에 대하여 설명한다. On the other hand, in this way, by providing an impedance measurement signal through the
즉, 상기 임피던스 측정부(500)를 통해서 제공되는 임피던스 측정신호는 특정 주파수를 가지는 삼각파이므로, 상기 전극들(110)이 안정적으로 부착된 상태라면, 상기 전극들(110)로부터 획득되는 신호는 삼각파 형태의 파형을 갖게 된다. That is, since the impedance measurement signal provided through the
나아가, 상기 기준전극(410)은 사용자의 두피가 아닌 피부에 부착되는 것으로 불안정한 부착의 가능성이 거의 없으며 이는 상기 접지전극(610)도 마찬가지다. 따라서, 상기 기준전극(410)으로부터 획득되는 신호는 삼각파 형태의 파형을 가지게 된다. Furthermore, since the
이는, 상기 전극들(110)은 물론, 상기 기준전극(410) 및 상기 접지전극(610)이 안정적으로 피부 등과 밀착된 상태이면, 상기 임피던스 측정부(500)에서 제공되는 삼각파 이외의 신호는 측정되지 않기 때문이다. This means that when the
따라서, 상기 전극들(110) 각각으로부터 획득되는 신호와, 상기 기준전극(410)으로부터 획득되는 신호를 서로 비교함으로써, 상기 전극들(110) 각각의 부착 상태를 확인할 수 있다. Therefore, by comparing a signal obtained from each of the
도 6a 내지 도 6c는 도 5a의 회로도를 통해, 채널이 이탈(open)된 상태, 불안정하게 부착된 상태, 및 안정적으로 부착된 상태의 신호 측정결과를 예시한 이미지들이다. 6A to 6C are images illustrating signal measurement results in an open state, an unstable attachment state, and a stable attachment state through the circuit diagram of FIG. 5A.
즉, 도 6a를 참조하면, 상기 전극(110)이 완전히 탈착된 상태라면, 즉 두피나 커버와 부착되지 않은 상태라면, 상기 전극(110)의 임피던스와 상기 기준전극(410)의 임피던스와의 차이가 증가하게 되며, 이에 따라 상기 기준전극(410)이 가지는 삼각파 형태의 파형과 다른 파형이 출력된다. That is, referring to FIG. 6A, when the
이와 유사하게, 도 6b를 참조하면, 상기 전극(110)이 두피 또는 커버와 불안정하게 부착된 상태라면, 상기 전극(110)의 임피던스는 상기 기준전극(410)의 임피던스와 차이가 발생하게 되며, 이에 따라 서로 다른 크기의 삼각파가 출력된다. Similarly, referring to FIG. 6B, if the
나아가, 이러한 서로 다른 크기의 삼각파 출력에 의해, 상기 차동 증폭부(200)에서 차동 증폭을 수행하는 경우, 상대적으로 큰 신호가 출력된다. 즉, 상기 차동 증폭의 결과 상대적으로 큰 신호가 발생되는 경우, 상기 전극(110)이 두피 또는 커버와 불안정하게 부착된 상태임을 즉각적으로 확인할 수 있다. Furthermore, when differential amplification is performed in the
반면, 도 6c를 참조하면, 상기 전극(110)이 두피 또는 커버와 안정적으로 부착된 상태라면, 상기 전극(110)의 임피던스는 상기 기준전극(410)의 임피던스와 차이가 거의 발생하지 않으며, 이에 따라 서로 유사한 크기의 삼각파가 출력된다. On the other hand, referring to FIG. 6C, when the
그리하여, 이러한 서로 유사한 크기의 삼각파 출력에 의해, 상기 차동 증폭부(200)에서 차동 증폭을 수행하는 경우에도, 상대적으로 작은 신호가 발생된다. Thus, a relatively small signal is generated even when the
즉, 상기 차동 증폭의 결과 상대적으로 작은 신호가 발생되는 경우, 상기 전극(110)이 두피 또는 커버와 안정적으로 부착된 상태임을 즉각적으로 확인할 수 있으며, 이후 특정 대역을 통과시키는 필터링을 통해 상기 뇌파 신호만을 획득할 수 있다. That is, when a relatively small signal is generated as a result of the differential amplification, it can be immediately confirmed that the
도 7a는 도 1의 뇌전도 측정시스템의 채널들이 사용자의 뇌에 부착된 상태와 측정되는 임피던스 측정 결과의 예를 도시한 이미지이고, 도 7b는 불안정하게 부착된 채널에서 측정되는 뇌전도 측정 결과의 예를 도시한 이미지이다. FIG. 7a is an image showing an example of a state in which channels of the electroencephalogram measurement system of FIG. 1 are attached to a user's brain and an example of impedance measurement results measured, and FIG. 7b is an example of electroencephalogram measurement results measured in an unstable attached channel. It is an illustrated image.
도 7a에 도시된 바와 같이, 복수의 전극들(110), 즉 채널들이 사용자의 뇌에 부착될 수 있으며, 특정 전극 또는 특정 채널이 사용자의 두피 또는 두피를 커버하는 커버와 탈착되거나 불안정하게 부착된 경우라면, 획득되는 임피던스 값이 상대적으로 크게 출력되는 것을 확인할 수 있다. As shown in FIG. 7A, a plurality of
한편, 도 7b는, 도 7a에서 높은 임피던스 값을 나타내는 채널 A4의 뇌전도 측정 결과를 도시한 이미지인데, 이와 같이 탈착되거나 불안정하게 부착된 채널 A4의 경우, 잡음이 상대적으로 크게 측정됨을 확인할 수 있다. 이를 통해, 특정 전극 또는 특정 채널이 사용자의 두피 또는 두피를 커버하는 커버와 안정적으로 접촉되는 가의 여부를 즉각적으로 확인할 수 있으며, 이를 통해 뇌파의 안정적인 측정이 가능하게 된다. On the other hand, FIG. 7B is an image showing the electroencephalogram measurement result of channel A4 showing a high impedance value in FIG. Through this, it is possible to immediately check whether a specific electrode or a specific channel is in stable contact with the user's scalp or a cover covering the scalp, and through this, stable measurement of brain waves is possible.
도 8은 도 1의 뇌전도 측정시스템을 통해 측정되는 뇌전도 측정 결과의 예를 도시한 이미지이다. 8 is an image showing an example of an electroencephalogram measurement result measured through the electroencephalogram measurement system of FIG. 1 .
도 8을 참조하면, 사용자가 특정 행위, 예를 들어 눈을 깜빡이는 등의 행위를 하는 경우, 이에 따른 각 채널, 즉 각 전극에서 도출되는 뇌파 신호가 변화되며 출력되는 것을 확인할 수 있다. Referring to FIG. 8 , when a user performs a specific action, such as blinking his eyes, it can be seen that the EEG signal derived from each channel, that is, each electrode, is changed and output accordingly.
즉, 본 실시예를 통한 뇌전도 측정시스템을 통해서는, 특정 채널이나 특정 전극의 안정적인 부착 여부를 임피던스 출력 신호를 통해 확인할 수 있으며, 특정 대역의 필터링을 통해 임피던스 측정신호를 제거하고 뇌파 신호만 잔류시켜, 사용자의 뇌파 신호를 효과적으로 획득할 수 있다. That is, through the electroencephalogram measurement system according to this embodiment, it is possible to check whether a specific channel or a specific electrode is stably attached through an impedance output signal, and through filtering of a specific band, the impedance measurement signal is removed and only the EEG signal remains. , the user's EEG signal can be effectively obtained.
상기와 같은 본 발명의 실시예들에 의하면, 사용자의 두피 또는 두피를 커버하는 커버에 부착되는 전극들과 이로부터 획득되는 신호를 무선으로 처리하여 뇌파를 측정할 수 있으므로, 뇌파 측정시에 사용자의 움직임을 구속하지 않으면서 측정할 수 있어, 재활 상태에 대한 정보를 보다 다양하고 정확하게 획득할 수 있다. According to the embodiments of the present invention as described above, since the brain waves can be measured by wirelessly processing the electrodes attached to the user's scalp or a cover covering the scalp, and the signals obtained therefrom, the user's brain waves are measured. Since movement can be measured without restraint, more diverse and accurate information on the rehabilitation state can be obtained.
이 경우, 뇌파 신호의 획득을 위해, 바이어스 신호와 공통성분 제거신호를 전극들 각각과 기준전극부로 제공하여, 차동 증폭을 통해 뇌파 신호만을 잔류시킴으로써, 상대적으로 단순한 회로 구성으로도 노이즈를 최소화시키면서 뇌파 신호를 상대적으로 정확하게 도출할 수 있다. In this case, in order to obtain the EEG signal, a bias signal and a common component removal signal are provided to each of the electrodes and the reference electrode unit, and only the EEG signal is retained through differential amplification, thereby minimizing noise even with a relatively simple circuit configuration. The signal can be derived relatively accurately.
특히, 임피던스 측정을 위한 임피던스 측정신호를 발생시키고, 이를 바이어스 신호 및 공통성분 제거신호와 함께 전극들 각각과 기준전극부로 제공하여, 차동 증폭을 수행함으로, 두피와 전극 사이의 임피던스를 입력되는 임피던스 측정신호를 바탕으로 모니터링하여, 각각의 전극들이 두피와 접촉되는 상태를 정확하게 판단할 수 있다. In particular, an impedance measurement signal for impedance measurement is generated, and the bias signal and common component removal signal are provided to each of the electrodes and the reference electrode unit to perform differential amplification, thereby measuring the input impedance between the scalp and the electrode. By monitoring based on the signal, it is possible to accurately determine the contact state of each electrode with the scalp.
이와 같이, 임피던스 측정신호와 바이어스 신호를 공통성분 제거신호와 함께 제공함으로써, 차동 증폭을 통해 잔류한 신호에서 특정 주파수 영역에 대한 필터링을 통해 바로 사용자의 뇌파 신호를 획득할 수 있으므로, 상기와 같이 전극과 두피의 접촉 상태를 모니터링함과 동시에 신호 처리를 효과적으로 수행할 수 있다. In this way, by providing the impedance measurement signal and the bias signal together with the common component removal signal, the user's EEG signal can be directly obtained through filtering for a specific frequency region from the residual signal through differential amplification. Signal processing can be effectively performed at the same time as monitoring the contact state of the skin and the scalp.
이 경우, 비반전 입력단자에는 바이어스 신호만 제공하거나, 상기 임피던스 측정신호와 상기 바이어스 신호를 동시에 제공할 수도 있으므로, 동일한 회로에 임피던스 측정부를 추가로 연결하는 것으로 회로 구성을 다양하게 가변하여 설계 다변화를 구현할 수 있다. In this case, since only a bias signal may be provided to the non-inverting input terminal, or the impedance measurement signal and the bias signal may be provided simultaneously, design diversification is possible by varying the circuit configuration by additionally connecting the impedance measurement unit to the same circuit. can be implemented
상기에서는 본 발명의 바람직한 실시예를 참조하여 설명하였지만, 해당 기술 분야의 숙련된 당업자는 하기의 특허 청구 범위에 기재된 본 발명의 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있음을 이해할 수 있을 것이다.Although the above has been described with reference to preferred embodiments of the present invention, those skilled in the art can variously modify and change the present invention without departing from the spirit and scope of the present invention described in the claims below. You will understand that you can.
10 : 뇌전도 측정시스템
100 : 전극부
110 : 전극
120 : 전치 증폭부
200 : 차동 증폭부
300 : AD 변환부
400 : 기준전극부
420 : 기준전극 증폭기
500 : 임피던스 측정부
510 : 측정신호 발생부
520 : 측정신호 증폭부
600 : 제거신호 발생부
620 : 제거신호 증폭부
630 : 입력 증폭부10: electroencephalogram measurement system 100: electrode unit
110: electrode 120: preamplifier unit
200: differential amplification unit 300: AD conversion unit
400: reference electrode unit 420: reference electrode amplifier
500: impedance measurement unit 510: measurement signal generation unit
520: measurement signal amplifier 600: cancellation signal generator
620: cancellation signal amplifier 630: input amplifier
Claims (13)
상기 전극들 각각에 대하여 기준전압을 제공하는 기준전극부;
상기 전극들 각각 및 상기 기준전극부와 연결되어 차동 증폭하는 차동 증폭부; 및
상기 기준전극부에서 측정되는 공통성분 신호, 및 바이어스 신호를 입력받고 공통성분 제거신호를 발생시키는 제거신호 발생부를 포함하며,
상기 제거신호 발생부는, 제거신호 증폭기의 비반전 입력단자로 상기 바이어스 신호를 입력받고 상기 측정된 공통성분 신호의 역상으로 상기 공통성분 제거신호를 발생시키는 것을 특징으로 하는 뇌전도 측정시스템. an electrode unit including a plurality of electrodes attached to a user's scalp or a cover covering the scalp;
a reference electrode unit providing a reference voltage to each of the electrodes;
a differential amplification unit that is connected to each of the electrodes and the reference electrode unit to perform differential amplification; and
A cancellation signal generator receiving a common component signal and a bias signal measured by the reference electrode unit and generating a common component removal signal;
The electroencephalogram measurement system, characterized in that the cancellation signal generator receives the bias signal through a non-inverting input terminal of a cancellation signal amplifier and generates the common component cancellation signal as an inverse phase of the measured common component signal.
상기 전극들과 각각 연결되는 전치 증폭기들을 포함하는 전치 증폭부를 포함하며,
상기 전극들 각각은 상기 전치 증폭기들 각각의 비반전 입력단자와 연결되어 신호가 증폭되는 것을 특징으로 하는 뇌전도 측정시스템. The method of claim 1, wherein the electrode unit,
A pre-amplifier unit including pre-amplifiers respectively connected to the electrodes;
Each of the electrodes is connected to the non-inverting input terminal of each of the preamplifiers to amplify the signal.
사용자의 두피가 아닌 피부에 부착되는 기준전극을 포함하는 것을 특징으로 하는 뇌전도 측정시스템. The method of claim 1, wherein the reference electrode unit,
An electroencephalogram measurement system comprising a reference electrode attached to the skin rather than the user's scalp.
상기 제거신호 발생부는 상기 바이어스 신호와 상기 공통성분 제거신호를 상기 전극들 각각과 상기 기준전극부로 제공하며,
상기 차동 증폭부에서 상기 전극들 각각과 상기 기준전극부에 대한 차동 증폭으로 잔류한 상기 공통성분을 추가로 제거하여, 상기 사용자의 뇌파 신호만 잔류시키는 것을 특징으로 하는 뇌전도 측정시스템. According to claim 1,
The cancellation signal generator provides the bias signal and the common component cancellation signal to each of the electrodes and the reference electrode unit,
The electroencephalogram measurement system, characterized in that the differential amplification unit further removes the common component remaining by differential amplification for each of the electrodes and the reference electrode unit, leaving only the EEG signal of the user.
상기 제거신호 발생부로 임피던스 측정신호와 상기 바이어스 신호를 제공하는 임피던스 측정부를 더 포함하는 뇌전도 측정시스템. According to claim 1,
Electroencephalogram measurement system further comprising an impedance measurement unit for providing an impedance measurement signal and the bias signal to the cancellation signal generator.
구형파를 발생하는 측정신호 발생부; 및
상기 측정신호 발생부와 직렬로 연결되고, 바이어스 신호를 입력받아, 임피던스 측정신호와 상기 바이어스 신호를 상기 제거신호 증폭부로 제공하는 측정신호 증폭부를 포함하는 것을 특징으로 하는 뇌전도 측정시스템. The method of claim 5, wherein the impedance measuring unit,
a measurement signal generating unit generating a square wave; and
The electroencephalogram measurement system comprising a measurement signal amplifier connected in series with the measurement signal generator, receiving a bias signal, and providing an impedance measurement signal and the bias signal to the cancellation signal amplifier.
상기 측정신호 발생부에서 발생된 상기 구형파를 상기 임피던스 측정신호인 삼각파로 발생시키는 것을 특징으로 하는 뇌전도 측정시스템. The method of claim 6, wherein the measurement signal amplifier,
The electroencephalogram measurement system, characterized in that for generating the square wave generated by the measurement signal generator as a triangular wave that is the impedance measurement signal.
비반전 입력단자로 상기 바이어스 신호가 입력되고, 반전 입력단자로 상기 구형파가 입력되며, 상기 반전 입력단자와 상기 출력단자 사이에 저항과 축전기가 병렬 연결되는 측정신호 증폭기를 포함하는 것을 특징으로 하는 뇌전도 측정 시스템. The method of claim 6, wherein the measurement signal amplifier,
Electroencephalography comprising a measurement signal amplifier to which the bias signal is input to a non-inverting input terminal, the square wave is input to an inverting input terminal, and a resistor and a capacitor are connected in parallel between the inverting input terminal and the output terminal. measurement system.
상기 측정신호 증폭기의 출력단자가 상기 제거신호 증폭기의 비반전 입력단자와 연결되는 것을 특징으로 하는 뇌전도 측정시스템. According to claim 8,
Electroencephalogram measurement system, characterized in that the output terminal of the measurement signal amplifier is connected to the non-inverting input terminal of the cancellation signal amplifier.
상기 제거신호 발생부는 상기 임피던스 측정신호, 상기 바이어스 신호와 상기 공통성분 제거신호를 상기 전극들 각각과 상기 기준전극부로 제공하며,
상기 차동 증폭부에서 상기 전극들 각각과 상기 기준전극부에 대한 차동 증폭으로 잔류한 상기 공통성분을 추가로 제거하여, 상기 사용자의 뇌파 신호에 상기 임피던스 측정 신호의 차동 증폭 신호가 중첩된 신호가 잔류하는 것을 특징으로 하는 뇌전도 측정시스템. According to claim 5,
The cancellation signal generator provides the impedance measurement signal, the bias signal, and the common component cancellation signal to each of the electrodes and the reference electrode unit,
The differential amplification unit further removes the common component remaining by differential amplification for each of the electrodes and the reference electrode unit, so that a signal in which the differential amplification signal of the impedance measurement signal is superimposed on the user's EEG signal remains. Electroencephalogram measurement system, characterized in that for.
상기 전극의 부착 상태가 안정적이지 않은 경우, 상기 임피던스 측정 신호의 차동 증폭 신호는 상대적으로 크게 출력되며,
상기 전극의 부착 상태가 안정적인 경우, 상기 임피던스 측정신호의 차동 증폭 신호는 상대적으로 작게 출력되는 것을 특징으로 하는 뇌전도 측정시스템. According to claim 10,
When the attachment state of the electrode is not stable, the differential amplification signal of the impedance measurement signal is output relatively large,
When the attachment state of the electrode is stable, the differential amplification signal of the impedance measurement signal is output relatively small.
상기 사용자의 뇌파 신호에 상기 임피던스 측정 신호의 차동 증폭 신호가 중첩된 신호로부터 특정 주파수 영역에서 상기 뇌파 신호와 상기 임피던스 측정 신호의 차동 증폭 신호가 구분되며,
상기 임피던스 측정 신호의 차동 증폭 신호를 필터링하여 상기 사용자의 뇌파 신호만 잔류시키는 것을 특징으로 하는 뇌전도 측정시스템. According to claim 10,
The EEG signal and the differential amplification signal of the impedance measurement signal are distinguished in a specific frequency region from a signal obtained by superimposing the differential amplification signal of the impedance measurement signal on the user's EEG signal,
The electroencephalogram measurement system, characterized in that by filtering the differential amplification signal of the impedance measurement signal to retain only the user's EEG signal.
상기 차동 증폭부에 연결되어 아날로그 신호를 디지털 신호로 변환하는 AD 변환부; 및
상기 AD 변환부에 연결되어 외부와 무선 통신을 수행하는 송수신모듈을 더 포함하는 뇌전도 측정시스템. According to claim 1,
an AD conversion unit connected to the differential amplification unit and converting an analog signal into a digital signal; and
An electroencephalogram measurement system further comprising a transmission/reception module connected to the AD conversion unit to perform wireless communication with the outside.
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| E902 | Notification of reason for refusal | ||
| AMND | Amendment | ||
| E601 | Decision to refuse application | ||
| X091 | Application refused [patent] | ||
| AMND | Amendment | ||
| X701 | Decision to grant (after re-examination) | ||
| GRNT | Written decision to grant |