KR101308540B1 - EEG and bioelectrical signal measuring apparatus using capacitive electrode comprising polymer foam and system using thereof - Google Patents
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Abstract
폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 장치 및 시스템을 개시한다. 상기 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 뇌파 측정 시스템은 인체와 유연하게 접하도록 표면에 구비된 전도성 폴리머 폼을 갖되, 상기 폴리머 폼을 통해 인체의 생체신호를 수신하여, 상기 생체신호의 정전용량을 센싱하는 복수 개의 능동 전극부; 및 상기 복수 개의 능동 전극부들 각각에서 출력된 아날로그 신호를 디지털화되도록 처리하여 디스플레이하는 신호 처리부를 포함한다.Disclosed are a bioelectrical signal measuring apparatus and system using a capacitive electrode having a polymer foam. The EEG measurement system using the capacitive electrode formed with the polymer foam has a conductive polymer foam provided on the surface so as to be in flexible contact with the human body, and receives the biosignal of the human body through the polymer foam, thereby reducing the capacitance of the biosignal. A plurality of active electrode for sensing; And a signal processing unit for processing and displaying the analog signals output from each of the plurality of active electrode units to be digitized.
Description
본 발명은 머리의 굴곡면 및 머리카락으로 인해 발생하는 전극 표면과 두피 사이의 기공을 채울 수 있는 적어도 2개 이상의 변형이 가능하고 전도성이 있는 용량성 전극 표면층을 가지는 비접촉 뇌파 및 전기 생체신호 측정 장치 및 시스템에 관한 것이다.
The present invention provides a non-contact EEG and electrical biosignal measuring apparatus having at least two deformable and conductive capacitive electrode surface layers capable of filling pores between the electrode surface and the scalp caused by the curved surface of the hair and the hair; It's about the system.
뇌파란 뇌의 활동 상태에 따라 일어나는 전위 변화를 두피에서 도출 및 증폭하여 기록한 신호를 말한다. 뇌파에 반영되는 뇌의 전기적 활동은 수백억 개의 신경 세포들이 주변의 다른 신경세포와 상호작용하여 정보를 전달할 때 발생되는데, 이때 전위의 변화가 매우 복잡한 패턴으로 진동하는 파동형태로 표시되게 된다.
EEG is a signal recorded by deriving and amplifying from the scalp the potential change that occurs according to the activity of the brain. The electrical activity of the brain, reflected in EEG, occurs when billions of neurons interact with other neurons in their surroundings to transmit information. The change in potential is represented by a wave pattern that vibrates in a very complex pattern.
따라서 그 진폭과 주파수를 가지고 뇌파를 주로 분석하게 되는데, 일반적으로 뇌의 활동 정도에 따라 뇌파의 모양도 다르게 나타나며, 질병에 따라서도 이상 뇌파를 발생시킨다. 일반적으로 뇌파는 진동하는 주파수의 범위에 따라 인위적으로 델타파(0.2~3.99Hz), 쎄타파(4~7.99), 알파파(8~12.99Hz), 베타파(13~29.99Hz) 그리고 감마파(30~50Hz)로 구분하여 분석에 사용된다. 뇌파는 피험자에게 고통을 가하지 않고도 검사할 수 있으며, 병소 부위나 성질 등을 정확하게 알 수 있다는 점에서 과거부터 현재까지도 임상 의학에서 광범위하게 응용되고 있으며, 최근에는 감성과학 및 재활공학을 포함하는 공학 분야에서도 활발히 연구되고 있다.
Therefore, the EEG is mainly analyzed with the amplitude and frequency. In general, the shape of EEG varies according to the degree of brain activity, and abnormal EEG is generated depending on the disease. In general, brain waves are artificially delta waves (0.2-3.99 Hz), theta waves (4-7.99), alpha waves (8-12.99 Hz), beta waves (13-29.99 Hz), and gamma waves, depending on the range of oscillating frequencies. It is divided into (30 ~ 50Hz) and used for analysis. EEG can be examined without causing pain to the subject and has been widely applied in clinical medicine from the past to the present in that it can accurately identify the site and the nature of the lesion, and recently, the field of engineering including emotional science and rehabilitation engineering Is also being actively researched.
뇌파의 임상의학 응용에 대한 대표적인 예를 들면, 수면 의학에서 수면 단계 모니터링을 위해 각 수면 단계 별 나타나는 뇌파의 특징 분석이 있다. 쎄타파는 졸음이 쏟아지거나 잠이 막 들려고 하는 얕은 수면 단계에서 주로 발생된다. 더욱 깊은 수면으로 들어갈수록 뇌파는 더욱 느려져 델타파가 나타난다. 불면증 환자의 경우 빠른 뇌파인 베타파의 비율이 높고, 느린 뇌파인 쎄타파의 비율이 낮은데, 환자에게 자신의 뇌파를 보여주면서 스스로 쎄타파가 늘어나는 요령을 알려주고 반복하게하는 뉴로피드백 기술도 임상 의학 응용의 하나라고 할 수 있다. 최근에는 병원을 벗어나 일상생활 중에서도 뇌파를 응용하는 기술들이 많이 보급되어져 있다.
A typical example of the clinical application of EEG is the characterization of EEG in each sleep stage for sleep stage monitoring in sleep medicine. Theta waves occur mainly in the shallow stages of sleepiness or about to fall asleep. The deeper you go into sleep, the slower the brainwaves appear and the delta waves appear. Insomnia patients have a high rate of beta waves, which are fast brain waves, and a low rate of theta waves, which are slow brain waves. Neurofeedback technology, which shows patients with their brain waves and tells them how to increase theta waves themselves, is also used in clinical medicine applications. One can say. In recent years, a lot of technologies for applying brain waves in daily life away from the hospital.
그 대표적인 예가 뇌-컴퓨터 접속 기술이다. 이 기술은 집중력을 이용한 학습보조기 혹은 게임기에 적용되고 있으며, 긴장이완과 같은 편안한 상태에서 주로 나타나고 물체를 주시하거나 정신적으로 흥분하면 억제되게 되는 알파파의 모니터링을 이용한다. 또한 사지를 사용할 수 없는 장애인을 위한 보조기술로서도 응용되고 있는데 그 대표적인 예가 뇌파를 이용한 휠체어 제어 혹은 뇌파를 이용한 정신적인 타자기이다. 이러한 기술들은 피험자가 특정 자극에 노출되거나 특정 과업을 수행하였을 때 동반하는 뇌파의 특징을 검출하여 미리 정해 놓은 상기 특징에 해당되는 명령을 기계적으로 실행하도록 하는 방법을 이용한다. 예를 들면, 피험자가 특정 주파수로 깜빡이는 시각 자극을 응시하면 시각 피질적인 후두엽에서 측정된 뇌파에서 동일 주파수로 진동하는 뇌파를 검출할 수 있다.
A representative example is brain-computer connection technology. This technology is applied to learning aids or game consoles using concentration, and uses the monitoring of alpha waves, which appear mainly in a relaxed state such as relaxation and are suppressed when the object is watched or mentally excited. It is also applied as an assistive technology for the disabled who can not use limbs. Typical examples are wheelchair type control using brain waves or mental typewriter using brain waves. These techniques utilize a method of detecting a characteristic of an EEG accompanying when a subject is exposed to a specific stimulus or performing a specific task to mechanically execute a command corresponding to the predetermined characteristic. For example, when a subject gazes at a flashing visual stimulus at a specific frequency, the brain waves detected at the visual cortical occipital lobe can be detected to vibrate at the same frequency.
이러한 사실을 이용하여 N개의 명령에 대해 N개의 주파수를 할당하여 시각 자극으로 제시하고 피험자는 자신이 원하는 명령에 할당된 주파수의 시각자극을 응시하면 뇌파에서 검출되는 주파수를 검출하여 해당되는 명령을 수행할 수 있도록 한다.
Using this fact, N frequencies are assigned to N commands and presented as visual stimuli. When a subject gazes at a visual stimulus at a frequency assigned to his or her desired command, the subject detects a frequency detected from EEG and executes a corresponding command. Do it.
종래의 뇌파 측정 전극은 뇌파를 측정하기 위해서 센싱부를 두피에 직접 접촉하기 위해서 전극과 두피사이에 전도성 풀이나 겔을 주입하여 측정하므로 측정전 두부를 향상 청결히 유지해야 하고 측정 후 머리를 감아야만 한다. 또한 전극의 부착과정이 번거롭고 시간이 오래 걸릴 뿐만 아니라 사용자의 외모를 평범하지 않게 보이게 만들어 병원이나 실험실 환경을 벗어나 일상생활간에 사용하기에 불편함을 초래한다. 또한 피검자는 부착한 전극의 움직임이 뇌파의 파형의 영향을 미치지 않도록 항상 편안한 마음가짐을 가져야 하는 문제점이 있다.
Conventional electroencephalogram measurement electrode is measured by injecting a conductive paste or gel between the electrode and the scalp to directly contact the sensing unit to measure the brain wave, so the head must be improved and kept clean before the measurement and the head must be closed after the measurement. In addition, the attachment process of the electrode is not only cumbersome and time-consuming, but also makes the user's appearance uncommon, causing inconveniences in daily use beyond the hospital or laboratory environment. In addition, the test subject has a problem in that the movement of the attached electrode should always have a comfortable mind so as not to affect the waveform of the EEG.
이러한 문제점을 해결하기 위해 전도성 풀이나 겔을 필요로 하지 않는 건식 뇌파 전극이 개발되고 있으나, 대부분의 건식자극이 전극 표면에 미세가공한 바늘을 설치하여 두피 가장 바깥층인 각질 층을 뚫고 측정하는 방식을 채용하고 있다. 이는 완전히 비침습적이라 할 수 없으며, 뇌파의 신호를 측정하기 위해서 머리카락을 헤집고 전극의 표면과 두피를 접촉시켜야 한다는 점에서 일상 생활 중 사용에 한계점을 지니고 있다.
To solve these problems, dry EEG electrodes have been developed that do not require conductive paste or gel.However, most dry stimuli have a micro-processed needle installed on the electrode surface to penetrate and measure the stratum corneum, the outermost layer of the scalp. I adopt it. This is not completely non-invasive and has limitations in daily use in that the hair has to be cut and the surface of the electrode is in contact with the scalp to measure the EEG signal.
최근 용량성 결합을 이용하여 피부와의 직접적인 접촉 없이도 생체 전기신호를 측정할 수 있는 건식 능동 전극이 많이 제안되고 있지만, 비교적 넓은 면적의 전극 표면을 요구하는 용량성 전극에서는 머리의 굴곡면 및 머리카락으로 인해 발생하는 기공으로 인하여 잡음의 유입이 커서 뇌파 측정으로의 적용에 한계점을 보이고 있는 실정이다.
Recently, a number of dry active electrodes have been proposed that can measure bioelectrical signals without direct contact with the skin by using capacitive coupling.However, in capacitive electrodes requiring a relatively large surface area, the curved surface of the head and the hair Due to the pore generated due to the large noise inflow is showing a limitation in the application to the EEG measurement.
뇌-컴퓨터 접속 기술과 같이 뇌파를 이용하는 기술의 병원 및 실험실 외에 일상생활 적용을 위해서는 사용자가 간편하고 지속적으로 사용이 가능하며, 사용자의 외관을 평범하지 않게 보이지 않도록 하는 미적인 디자인으로 구성될 수 있으며, 또한 두피와의 직접적인 접촉 없이 머리카락 위에서도 뇌파를 측정할 수 있는 전기적 비접촉 뇌파 측정 장치가 요구된다. 머리카락 위에서 뇌파의 측정이 가능하려면 머리카락을 사이에 두고 두피와 전극 표면 사이에 결합되는 정전용량을 검출할 수 있어야 하며, 이 과정에서 잡음의 영향을 줄이고 신호의 검출을 극대화하기 위해서 전극 표면과 두피간의 안정적인 접촉 면적 및 접촉 상태를 지속적으로 제공할 수 있어야 한다. 이를 위해서 종래의 용량성 결합 전극의 딱딱한 표면 대신에 두상과 머리카락으로 인해 발생하는 기공을 채울 수 있는 변형이 가능한 형태의 표면을 지니는 전극을 개발하는 것이 필요하다.
In addition to hospitals and laboratories that use brain waves, such as brain-computer connection technology, for everyday life applications, users can easily and continuously use them, and they can be composed of an aesthetic design that makes the appearance of the user not unusual. There is also a need for an electrical non-contact EEG measuring device capable of measuring EEG on the hair without direct contact with the scalp. To be able to measure brain waves on the hair, it is necessary to be able to detect the capacitance coupled between the scalp and the electrode surface with the hair in between, and in the process to reduce the effects of noise and maximize the detection of the signal It must be able to provide a stable contact area and contact condition continuously. To this end, it is necessary to develop an electrode having a deformable surface that can fill pores generated by hair and hair instead of the hard surface of the conventional capacitively coupled electrode.
종래의 용량성 결합의 뇌파 측정 장치의 센싱부는 두피와의 용량성 결합을 이루기 위한 전도성을 지닌 금속 표면 및 검출된 정전용량을 전압의 형태로 변환하기 위한 초단 증폭기가 내장된 인쇄 회로기판으로 구성되어 있다. 한편 인쇄 회로판과 금속 표면이 딱딱하기 때문에 두부의 굴곡면에서 전극의 가장자리가 머리카락 위로 두부와 접촉되지 않는 일이 발생한다. 또한 미세한 다수의 머리카락의 분포는 전극과 두피사이에 미세한 다수의 기공을 만들게 된다. 또한 금속 표면은 머리카락위로 쉽게 미끄러지게 때문에 전극의 움직임으로 인한 잡음 발생의 위험성이 크다. 따라서 뇌파의 측정을 위해서는 머리카락 위로 두피와 접촉하게 되는 용량성 결합 전극의 표면부의 변경이 상당부분 요구된다.
The sensing part of the conventional capacitive coupling EEG measurement device is composed of a conductive metal surface to form a capacitive coupling with the scalp and a printed circuit board with an ultra-short amplifier for converting the detected capacitance into a voltage form. have. On the other hand, because of the rigidity of the printed circuit board and the metal surface, the edges of the electrodes do not come in contact with the head above the hair at the curved surface of the head. In addition, the distribution of a plurality of fine hairs makes a plurality of fine pores between the electrode and the scalp. In addition, the metal surface slides easily over the hair, increasing the risk of noise generated by the movement of the electrode. Therefore, the measurement of the EEG requires a considerable change of the surface portion of the capacitive coupling electrode that comes into contact with the scalp over the hair.
본 발명은 상기한 바와 같은 과제를 해결하기 위해 안출되는 것으로, 사용자가 별도의 전도성 풀이나 겔의 주입 없이 전극을 머리카락위로 접촉시키는 상황에서 두피와의 직접적 접촉 없이 사용자의 뇌파를 측정하는 전기적 비접촉 뇌파 측정 장치를 제공하는 데 그 목적이 있다.The present invention has been made to solve the above problems, the electrical non-contact EEG measuring the user's EEG without direct contact with the scalp in the situation where the user contacts the electrode on the hair without the injection of a separate conductive paste or gel The object is to provide a measuring device.
본 발명의 다른 목적은, 모자, 헬멧 등의 두부에 착용할 수 있는 기구를 이용하여 전극을 상기 기구에 설치하여 사용자가 기구를 착용하는 것만으로도 뇌파를 측정할 수 있도록 하는, 그리고 사용자의 외관을 이상하게 보이지 않도록 하는 미적인 무구속 뇌파 측정장치를 제공하는 것이다.Another object of the present invention is to install an electrode on the device using a device that can be worn on the head, such as a hat, helmet, etc. so that the user can measure the EEG simply by wearing the device, and the appearance of the user It is to provide an aesthetically unrestrained brain wave measuring device that does not look strange.
본 발명의 또 다른 목적은 머리카락 위에서 측정한 뇌파 신호를 이용하여 일상생활 간에 뇌-컴퓨터 접속 기술을 지속적으로 사용 가능하도록 하는 장치를 제공하는 것이다.Still another object of the present invention is to provide an apparatus for continuously using brain-computer connection technology between daily lives using brain wave signals measured on the hair.
본 발명의 또 다른 목적은 뇌파 이외에도 심전도, 근전도, 안전도와 같은 생체 전기신호를 피부와의 직접적인 접촉 없이 측정할 수 있으며, 피부와 접촉하여 사용할 경우에도 체모가 있는 부분에서도 사용자의 전기 생체신호를 측정하는 것이다.
Another object of the present invention can measure the bioelectrical signals such as electrocardiogram, electrocardiogram, safety, etc. in addition to the EEG without direct contact with the skin, even when used in contact with the skin to measure the electrical biosignal of the user It is.
상기 과제를 해결하기 위한 본 발명의 실시 예에 따른 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기 신호 측정 시스템은 인체와 유연하게 접하도록 표면에 구비된 전도성 폴리머 폼을 갖되, 상기 폴리머 폼을 통해 인체의 생체신호를 수신하여, 상기 생체신호의 정전용량을 센싱하는 복수 개의 능동 전극부; 및 상기 복수 개의 능동 전극부들 각각에서 출력된 아날로그 신호를 디지털화되도록 처리하여 디스플레이하는 신호 처리부를 포함한다.
Bioelectric signal measuring system using a capacitive electrode formed of a polymer foam according to an embodiment of the present invention for solving the above problems has a conductive polymer foam provided on the surface to be in flexible contact with the human body, the human body through the polymer foam A plurality of active electrode units configured to receive a biosignal and sense a capacitance of the biosignal; And a signal processing unit for processing and displaying the analog signals output from each of the plurality of active electrode units to be digitized.
상기 능동 전극부는, 외부로부터 노이즈를 차단하도록 형성된 하우징; 상기 하우징 내에 구비되되, 다공성 기포가 형성된 전도성 폴리머 폼; 상기 전도성 폴리머 폼 층 상부에 형성되되, 전기적으로 연결된 용량성 전극층; 및 상기 용량성 전극층 상에 전기적으로 연결된 센싱부를 포함하는 것을 특징으로 한다.
The active electrode unit, the housing formed to block noise from the outside; A conductive polymer foam provided in the housing and having porous bubbles formed therein; A capacitive electrode layer formed on the conductive polymer foam layer and electrically connected to the conductive polymer foam layer; And a sensing unit electrically connected to the capacitive electrode layer.
상기 전도성 폴리머 폼은, ICP(Inherently Conductive Polymer) 또는 인위적으로 전도성이 부여된 ACP(Artificial Conductive Polymer) 중 어느 하나로 이루어진 것을 특징으로 한다.
The conductive polymer foam is characterized in that it is made of any one of ICP (Inherently Conductive Polymer) or artificially conductive ACP (Artificial Conductive Polymer).
상기 전도성 폴리머 폼은 형상 유지 복원력을 갖는 것을 특징으로 한다.
The conductive polymer foam is characterized by having a shape retention restoring force.
상기 전도성 폴리머 폼은, 상기 복수 개의 다공성 기포들 각각 내에 미세한 전도성 금속 입자들이 배열되도록 형성되어지는 것을 특징으로 한다.
The conductive polymer foam is characterized in that the fine conductive metal particles are formed to be arranged in each of the plurality of porous bubbles.
상기 전도성 폴리머 폼은, 전도성 페인트 및 전도성 잉크를 포함한 전도성 용액 또는 비 유동성의 전도성 겔(gel)이 코팅된 것을 특징으로 한다.
The conductive polymer foam is characterized by coating a conductive solution or a non-flowable conductive gel containing conductive paint and conductive ink.
상기 전도성 폴리머 폼은 실리콘 전도성 고무 재질로 형성되는 것을 특징으로 한다.
The conductive polymer foam is characterized in that formed of a silicon conductive rubber material.
상기 전도성 폴리머 폼은, 상기 능동 전극부가 인체의 두부에 배치되는 위치에 따라 높이가 다르게 형성되어지는 것을 특징으로 한다.
The conductive polymer foam is characterized in that the height is formed differently according to the position where the active electrode portion is disposed on the head of the human body.
상기 신호 처리부는, 상기 생체신호를 수신하여 그에 따른 신호 대역에 따라 필터링하는 신호분리부; 상기 신호분리부로부터 출력된 출력신호를 증폭하는 증폭부; 상기 증폭부로부터 출력된 아날로그 신호를 디지털 신호로 변환시키는 A/D 변환부; 및 상기 A/D 변환부로부터 출력된 디지털 신호를 디스플레이하는 디스플레이부를 포함하는 것을 특징으로 한다.
The signal processor may include: a signal separator configured to receive the biosignal and filter the signal according to a signal band according to the signal; An amplifier for amplifying the output signal output from the signal separator; An A / D converter converting the analog signal output from the amplifier into a digital signal; And a display unit which displays the digital signal output from the A / D converter.
상기 신호분리부는, 상기 생체신호 중 고대역 주파수를 필터링하는 고대역 통과필터; 상기 고대역 통과필터로부터 출력되는 생체신호 중 60Hz 대의 잡음 신호를 필터링하는 노치필터; 및 상기 노치필터에서 출력되는 생체신호 중 100Hz 이하의 저대역 신호를 필터링하는 저대역 통과 필터를 포함하는 것을 특징으로 한다.
The signal separation unit may include: a high pass filter for filtering a high band frequency of the biosignal; A notch filter for filtering out a noise signal in a 60 Hz band among bio signals output from the high pass filter; And a low pass filter for filtering a low band signal of 100 Hz or less among the bio signals output from the notch filter.
상기 과제를 해결하기 위한 본 발명의 실시 예에 따른 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기 신호 측정 장치는 외부로부터 노이즈를 차단하도록 형성된 하우징; 상기 하우징 내에 구비되되, 다공성 기포가 높이 방향으로 복수 개 형성된 전도성 폴리머 폼; 상기 전도성 폴리머 폼 층 상부에 형성되되, 전기적으로 연결된 용량성 전극층; 및 상기 용량성 전극층 상에 구비되며, 상기 용량성 전극층과 전기적으로 연결된 센싱부를 포함한다.
An apparatus for measuring bioelectrical signals using a capacitive electrode having a polymer foam according to an embodiment of the present invention for solving the above problems includes a housing formed to block noise from the outside; A conductive polymer foam provided in the housing and having a plurality of porous bubbles formed in a height direction; A capacitive electrode layer formed on the conductive polymer foam layer and electrically connected to the conductive polymer foam layer; And a sensing unit provided on the capacitive electrode layer and electrically connected to the capacitive electrode layer.
상기 전도성 폴리머 폼은, ICP(Inherently Conductive Polymer) 또는 인위적으로 전도성이 부여된 ACP(Artificial Conductive Polymer) 중 어느 하나로 이루어진 것을 특징으로 한다.
The conductive polymer foam is characterized in that it is made of any one of ICP (Inherently Conductive Polymer) or artificially conductive ACP (Artificial Conductive Polymer).
상기 전도성 폴리머 폼은 형상 유지 복원력을 갖는 것을 특징으로 한다.
The conductive polymer foam is characterized by having a shape retention restoring force.
상기 전도성 폴리머 폼은, 상기 복수 개의 다공성 기포들 각각 내에 미세한 전도성 금속 입자들이 배열되도록 형성되어지는 것을 특징으로 한다.
The conductive polymer foam is characterized in that the fine conductive metal particles are formed to be arranged in each of the plurality of porous bubbles.
상기 전도성 폴리머 폼은, 전도성 페인트 및 전도성 잉크를 포함한 전도성 용액 또는 비 유동성의 전도성 겔(gel)이 코팅된 것을 특징으로 한다.
The conductive polymer foam is characterized by coating a conductive solution or a non-flowable conductive gel containing conductive paint and conductive ink.
상기 전도성 폴리머 폼은, 실리콘 전도성 고무 재질로 형성되는 것을 특징으로 한다.
The conductive polymer foam is characterized in that formed of a silicon conductive rubber material.
상기 전도성 폴리머 폼 층은, 상기 장치가 인체의 두부에 배치되는 위치에 따라 높이가 다르게 형성되어지는 것을 특징으로 한다.
The conductive polymer foam layer is characterized in that the height is formed differently according to the position where the device is placed on the head of the human body.
상기한 바와 같이 본 발명에 따른 비접촉 뇌파 측정 장치에 의하면 머리의 굴곡면이나 머리카락으로 인해 발생하는 전극 표면과 두피사이의 기공을 효과적으로 채울 수 있어 안정적이고 넓은 접촉 면적을 제공할 수 있게 되므로 사용자가 전도성 풀이나 겔의 사용 없이도 머리카락 위에서 두피와의 직접적인 접촉 없이 사용자의 뇌파를 측정할 수 있는 효과가 있다.As described above, the non-contact EEG measuring apparatus according to the present invention can effectively fill the pores between the electrode surface and the scalp generated by the curved surface of the head or the hair, thereby providing a stable and wide contact area. Even without the use of glue or gel, the user's brain waves can be measured without direct contact with the scalp on the hair.
본 발명의 다른 효과는 사용자의 머리 모양 및 머리카락에 따라 전극의 표면 모양이 변형이 가능하므로 다양한 사람들의 서로 다른 두상 및 머리카락 두께와 상관없이 사용가능하며, 사용자가 본 전극의 설치된 모자나 헬멧을 착용하는 등 일상 생활에서 두부에 착용 가능한 기구를 이용하여 사용자의 외관을 이상하게 만들지 않으면서 무구속적으로 사용자의 뇌파를 측정할 수 있는 것이다.Another effect of the present invention is that the surface shape of the electrode can be modified according to the shape of the user's hair and hair can be used regardless of the different head and hair thickness of various people, the user wearing the cap or helmet installed of the electrode By using a device that can be worn on the head in everyday life, such as to make the appearance of the user strange without measuring the user's brain waves.
본 발명의 또 다른 효과는 머리카락 위에서도 뇌파가 측정이 가능하기 때문에 상기 전극이 설치된 모자 혹은 헬멧을 착용하는 것만으로 무구속적으로 뇌파가 측정이 가능하여 실험실 환경을 벗어나 일생생활 간에 뇌-컴퓨터 접속 기술을 적용할 수 있는 것이다.Another effect of the present invention is that brain waves can be measured on the hair, so it is possible to measure the brain waves unrestrained simply by wearing a cap or a helmet equipped with the electrode brain-computer connection technology between life and life outside the laboratory environment Can be applied.
본 발명의 또 다른 효과는 병원이나 실험실을 벗어난 일생생활 중에도 지속적이고 장기간의 뇌파의 모니터링을 통해 뉴로피드백 효과를 가져올 수 있는 것이다.Another effect of the present invention is that it can bring a neurofeedback effect through continuous and long-term monitoring of EEG during the lifetime outside the hospital or laboratory.
본 발명의 또 다른 효과는 통신망을 통한 서버와의 연결을 통해 원격건강관리 및 뇌-컴퓨터 접속기술을 이용한 원격 제어가 가능할 수 있는 것이다.
Another effect of the present invention is to be able to remote control using remote health management and brain-computer connection technology through the connection to the server through a communication network.
도 1은 본 발명의 실시 예에 따른 용량성 뇌전도 측정 시스템을 나타낸 블럭도이다.
도 2는 도 1에 도시된 능동 전극부를 보다 구체적으로 나타낸 예시도이다.
도 3은 도 2에 기재된 능동 전극부의 회로도를 나타낸 예시도이다.
도 4a 본 발명에서 사용된 전도성 폴리머 폼이 부착된 전극에 가해지는 압력에 따른 저항의 변화를 나타낸 그래프이다.
도 4b는 본 발명에서 사용된 전도성 폴리머 폼이 부착된 전극에 가해지는 무게 따른 저항의 변화를 나타낸 그래프이다.
도 4c는 본 발명에서 사용된 전도성 폴리머 폼의 형성층의 갯수에 따른 정전용량 값을 나타낸 그래프이다.
도 4d는 본 발명에서 사용된 전도성 폴리머 폼이 부착된 전극과 부착되지 않는 전극과의 정전용량을 비교한 그래프이다.
도 5a는 본 발명에서 사용된 폴리머 폼이 부착된 전극과 기존 용량성 전극의 주파수 변화에 따른 전압이득을 나타낸 그래프이다.
도 5b는 본 발명에서 사용된 폴리머 폼이 부착된 전극과 기존 용량성 전극간의 SNR 비교를 나타낸 그래프이다.
도 5c는 본 발명에서 사용된 폴리머 폼이 부착된 용량성 전극과 기존 용량성 전극간 SER을 비교한 그래프이다.
도 6는 본 발명에서 사용된 전도성 폴리머 폼이 부착된 용량성 전극을 이용하여 뇌파 알파 파를 측정한 그래프이다.
도 7은 기존의 용량성 전극과 본 발명의 폴리머 폼이 부착된 용량성 전극에서 측정된 신호를 비교한 그래프이다.
도 8은 실험자를 대상으로 시각 피질인 Oz 영역과 운동피질인 Cz 영역에서 세가지 전극으로 신호를 동시에 측정하여 각각 paste기반 전극에서 나온 신호를 기준으로 코릴레이션을 구한 값을 나타낸 표이다.1 is a block diagram showing a capacitive electroencephalogram measurement system according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is an exemplary view illustrating the active electrode unit illustrated in FIG. 1 in more detail.
3 is an exemplary diagram illustrating a circuit diagram of the active electrode unit of FIG. 2.
Figure 4a is a graph showing the change in resistance with the pressure applied to the electrode attached to the conductive polymer foam used in the present invention.
Figure 4b is a graph showing the change in resistance according to the weight applied to the electrode attached to the conductive polymer foam used in the present invention.
Figure 4c is a graph showing the capacitance value according to the number of forming layers of the conductive polymer foam used in the present invention.
Figure 4d is a graph comparing the capacitance between the electrode attached to the conductive polymer foam used in the present invention and the electrode not attached.
Figure 5a is a graph showing the voltage gain according to the frequency change of the polymer foam-attached electrode and the existing capacitive electrode used in the present invention.
Figure 5b is a graph showing the SNR comparison between the polymer foam attached electrode and the conventional capacitive electrode used in the present invention.
Figure 5c is a graph comparing the SER between the capacitive electrode attached to the polymer foam used in the present invention and the existing capacitive electrode.
Figure 6 is a graph measuring the EEG alpha wave using the capacitive electrode attached to the conductive polymer foam used in the present invention.
7 is a graph comparing signals measured in a conventional capacitive electrode and a capacitive electrode to which a polymer foam of the present invention is attached.
FIG. 8 is a table showing values obtained by correlating signals based on signals from paste-based electrodes by simultaneously measuring signals with three electrodes in the visual cortex Oz region and the motor cortex Cz region.
본 명세서 또는 출원에 개시되어 있는 본 발명의 개념에 따른 실시 예들에 대해서 특정한 구조적 내지 기능적 설명들은 단지 본 발명의 개념에 따른 실시 예를 설명하기 위한 목적으로 예시된 것으로, 본 발명의 개념에 따른 실시 예들은 다양한 형태로 실시될 수 있으며 본 명세서 또는 출원에 설명된 실시 예들에 한정되는 것으로 해석되어서는 아니된다.
Specific structural and functional descriptions of embodiments according to the concepts of the present invention disclosed in this specification or application are merely illustrative for the purpose of illustrating embodiments in accordance with the concepts of the present invention, The examples may be embodied in various forms and should not be construed as limited to the embodiments set forth herein or in the application.
본 발명의 개념에 따른 실시 예는 다양한 변경을 가할 수 있고 여러 가지 형태를 가질 수 있으므로 특정 실시 예들을 도면에 예시하고 본 명세서 또는 출원에 상세하게 설명하고자 한다. 그러나, 이는 본 발명의 개념에 따른 실시 예를 특정한 개시 형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변경, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
Embodiments in accordance with the concepts of the present invention can make various changes and have various forms, so that specific embodiments are illustrated in the drawings and described in detail in this specification or application. However, this is not intended to limit the embodiments in accordance with the concept of the present invention to a particular disclosed form, it should be understood to include all changes, equivalents, and substitutes included in the spirit and scope of the present invention.
제1 및/또는 제2 등의 용어는 다양한 구성 요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성 요소들은 상기 용어들에 의해 한정되어서는 안된다. 상기 용어들은 하나의 구성 요소를 다른 구성 요소로부터 구별하는 목적으로만, 예컨대 본 발명의 개념에 따른 권리 범위로부터 이탈되지 않은 채, 제1 구성요소는 제2 구성요소로 명명될 수 있고, 유사하게 제2 구성요소는 제1 구성요소로도 명명될 수 있다.
The terms first and / or second, etc. may be used to describe various components, but the components should not be limited by the terms. The terms are intended to distinguish one element from another, for example, without departing from the scope of the invention in accordance with the concepts of the present invention, the first element may be termed the second element, The second component may also be referred to as a first component.
어떤 구성요소가 다른 구성요소에 "연결되어" 있다거나 "접속되어" 있다고 언급된 때에는, 그 다른 구성요소에 직접적으로 연결되어 있거나 또는 접속되어 있을 수도 있지만, 중간에 다른 구성요소가 존재할 수도 있다고 이해되어야 할 것이다. 반면에, 어떤 구성요소가 다른 구성요소에 "직접 연결되어" 있다거나 "직접 접속되어" 있다고 언급된 때에는, 중간에 다른 구성요소가 존재하지 않는 것으로 이해되어야 할 것이다. 구성요소들 간의 관계를 설명하는 다른 표현들, 즉 "~사이에"와 "바로 ~사이에" 또는 "~에 이웃하는"과 "~에 직접 이웃하는" 등도 마찬가지로 해석되어야 한다.
It is to be understood that when an element is referred to as being "connected" or "connected" to another element, it may be directly connected or connected to the other element, . On the other hand, when an element is referred to as being "directly connected" or "directly connected" to another element, it should be understood that there are no other elements in between. Other expressions that describe the relationship between components, such as "between" and "between" or "neighboring to" and "directly adjacent to" should be interpreted as well.
본 명세서에서 사용한 용어는 단지 특정한 실시 예를 설명하기 위해 사용된 것으로, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다. 단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다. 본 명세서에서, "포함하다" 또는 "가지다" 등의 용어는 설시된 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.
The terminology used herein is for the purpose of describing particular embodiments only and is not intended to be limiting of the invention. Singular expressions include plural expressions unless the context clearly indicates otherwise. In this specification, the terms "comprises ",or" having ", or the like, specify that there is a stated feature, number, step, operation, , Steps, operations, components, parts, or combinations thereof, as a matter of principle.
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 문맥상 가지는 의미와 일치하는 의미를 가지는 것으로 해석되어야 하며, 본 명세서에서 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 this invention belongs. Terms such as those defined in commonly used dictionaries are to be interpreted as having a meaning consistent with the contextual meaning of the related art and are to be interpreted as ideal or overly formal in the sense of the art unless explicitly defined herein Do not.
이하에서는 첨부된 도면을 참조하여 본 발명을 보다 구체적으로 설명하도록 한다.Hereinafter, with reference to the accompanying drawings to describe the present invention in more detail.
도 1은 본 발명의 실시 예에 따른 용량성 뇌전도 측정 시스템을 나타낸 블럭도이며, 도 2는 도 1에 도시된 능동 전극부를 보다 구체적으로 나타낸 예시도이며, 도 3은 도 2에 기재된 능동 전극부의 회로도를 나타낸 예시도이다.1 is a block diagram illustrating a capacitive electroencephalogram measurement system according to an exemplary embodiment of the present invention, FIG. 2 is an exemplary view showing the active electrode unit illustrated in FIG. 1 in more detail, and FIG. 3 is an active electrode unit illustrated in FIG. 2. It is an example figure which shows a circuit diagram.
도 1에 도시된 바와 같이, 용량성 전극을 이용한 뇌전도 측정 시스템(100)은 복수 개의 능동 전극부(110)들 및 신호 처리부(180)를 포함한다.As shown in FIG. 1, the
상기 능동 전극부(110)는 인체와 유연하게 접하도록 표면에 구비된 전도성 폴리머 폼을 갖되, 상기 폴리머 폼을 통해 인체의 생체신호(EEG)를 수신하여, 상기 생체신호(EEG)의 정전용량을 센싱하여 상기 신호 처리부(180)로 센싱된 신호를 전송한다.The
상기 생체신호(EEG)는 뇌전도 신호, 심전도 신호, 안정도 신호, 근전도 신호일 수 있으며, 이에 한정되는 것은 아니다. 본 발명에서는 뇌전도 신호를 예를 들어 설명하도록 한다.The biosignal EEG may be an electroencephalogram signal, an electrocardiogram signal, a stability signal, or an EMG signal, but is not limited thereto. In the present invention, an electroencephalogram signal is described as an example.
상기 신호 처리부(180)는 상기 복수 개의 능동 전극부(110)들 각각에서 출력된 신호를 처리하여 모니터링하도록 디스플레이한다.The
보다 구체적으로, 도 2를 참조하면, 상기 능동 전극부(110)는 하우징(111), 전동성 폴리머 폼(114), 용량성 전극층(113) 및 센싱부(112)를 포함한다.More specifically, referring to FIG. 2, the
상기 하우징(111)은 비전도성 재질로 이루어지며, 외부로부터 노이즈를 차단하도록 상기 전도성 폴리머 폼(114), 용량성 전극층(113) 및 센싱부(112)를 감싸도록 형성된다.The
상기 전도성 폴리머 폼(114)은 상기 하우징(111) 내에 구비되되, 복수 개의 다공성 공기홀(A)이 복수개 형성된다. 또한, 상기 전도성 폴리머 폼(114)은, ICP(Inherently Conductive Polymer) 또는 인위적으로 전도성이 부여된 ACP(Artificial Conductive Polymer) 중 어느 하나로 이루어질 수 있다. The
이때 전도성 폴리머 폼(114)은 외부에 가해지는 압력에 따라 그 모양이 변형 가능한 유연한 완충재의 성질을 가지며, 압력이 제거되었을 때는 다시 본래의 모양으로 회복되는 복구력의 성질도 가진다.In this case, the
또한, 상기 전도성 폴리머 폼(114)은 인위적으로 전도성을 부여할 수 있다. 특히, 상기 전도성 폴리머 폼(114) 상하면에 전도성을 갖도록 상기 전도성 폴리머 폼(114) 내에 일정간격 또는 불특정 간격으로 구멍을 뚫은 후 전도성 페인트로 코팅하여 전도성을 갖도록 형성할 수 있다. 또는 상기 복수 개의 다공성 공기홀(A) 내부에 미세한 전도성 금속 입자를 삽입/배열하여 전도성의 성질을 갖도록 형성할 수 있다.In addition, the
여기서 용량성 전극층(113)은 평평한 모양으로 전체 표면의 높이가 동일하도록 제작되거나, 인체 두부의 모양에 맞도록 높낮이가 다르게 구성될 수 있다. In this case, the
예를 들면, 전극의 중심부로부터 가장자리로 갈수록 표면의 높이가 증가하는 형태로 형성되거나, 또는 한쪽 가장자리로부터 반대쪽 가장자리로 갈수록 표면의 높이가 증가하는 형태로 형성할 수 있다. 이는 인체 두부의 모양에 맞도록 높낮이가 다르게 형성하는 것이다.For example, the height of the surface may be increased from the center of the electrode toward the edge, or the height of the surface may increase from the one edge to the opposite edge. This is to form different heights to fit the shape of the human head.
상기 전도성 폴리머 폼은 고체형태로 형성될 수 있으며, 또한, 잉크 및 파우더(예컨대, 파루 RFID 제품(나노 겔(gel)을 이용한 전자 잉크), KLK(전도성 폴리머 폼, 그래핀 전도성 잉크, 실버 잉크)) 등으로 제작될 수 있다.The conductive polymer foam may be formed in a solid form, and also include ink and powder (e.g., Faro RFID product (electronic ink using a nano gel)), KLK (conductive polymer foam, graphene conductive ink, silver ink) ) And the like.
이때, 용량성 전극층(113)의 재료는 전도성을 지닌 물질로 만들어진 주머니에 액체가 담겨진 형태로 제작할 수 있으며, 이때 주머니는 전도성이 있는 고무, 실리콘으로 제작될 수 있고 액체는 모양이 자유자재로 변형이 가능하기 때문에 전도성 주머니 안에서 머리의 모양이나 머리카락으로 인해 공기홀(A)을 채울 수 있다.In this case, the material of the
이때 액체는 상온에서 상태의 변화가 일어나지 않도록 끓는점(Boiling point)은 최소 50℃ 이상이며, 어는점(Freezing point)이 최대 -20℃ 이하가 되도록 한다.In this case, the boiling point is at least 50 ° C and the freezing point is at most -20 ° C, so that the liquid does not change state at room temperature.
또한, 상기 용량성 전극층(113)은 머리에 착용할 수 있는 모자 형태로 제작되어 적소의 위치에 용량성 결합의 뇌파 전극을 설치하는 형태로 제작될 수 있다. 이때 모자 형태로 제작된 용량성 전극층(113)는 각 전극이 삽입될 위치마다 전기적으로 분리되도록 한다.In addition, the
상기 센싱부(112)는 상기 용량성 전극층 상에 형성되며, 상기 용량성 전극층과 전기적으로 연결되도록 구성된다. 상기 센싱부(112)는 정전용량으로 인해 발생된 변위전류를 증폭하여 전압형태로 변환시키는 기능을 수행한다.The
보다 구체적으로, 상기 센싱부(112)는 상기 용량성 전극층과 두피사이에 결합된 정전용량을 검출할 수 있는 초단 증폭기와 바이어스 저항으로 구성될 수 있으며, 상기 초단 증폭기는 음의 입력단이 출력단에 연결되도록 구성되는 전압팔로워(Voltage follower) 형태를 갖는다.More specifically, the
상기 센싱부의 초단 증폭기의 비반전 입력단(-)에는 바이어스 저항(Z)이 전기적으로 연결되고, 상기 바이어스 저항(Z)의 값은 최소 50기가 옴 이상으로 설정한다.The bias resistor Z is electrically connected to the non-inverting input terminal (-) of the first stage amplifier of the sensing unit, and the value of the bias resistor Z is set to at least 50 ohms or more.
상기 신호 처리부(180)는 신호분리부(120), 증폭부(130), A/D 변환부(140) 및 디스플레이부(150)를 포함한다.The
상기 신호분리부(120)는 상기 능동전극부(110)로부터 센싱된 생체신호(예컨대, 뇌파신호)를 수신하여 그에 따른 신호 대역에 따라 필터링한다.The
보다 구체적으로, 상기 신호분리부(120)는 상기 생체신호 중 고대역 주파수를 필터링하는 고대역 통과필터(121a); 상기 고대역 통과필터로부터 출력되는 생체신호 중 60Hz 대의 잡음 신호를 필터링하는 노치필터(121b); 및 상기 노치필터에서 출력되는 생체신호 중 100Hz 이하의 저대역 신호를 필터링하는 저대역 통과필터(121c)가 일렬로 형성되도록 구성된 채널 필터부(121)가 복수개 형성된다.More specifically, the
상기 증폭부(130)는 상기 신호분리부(120)로부터 출력된 출력신호를 증폭하는 기능을 수행한다. The
상기 A/D 변환부(140)는 상기 증폭부(130)로부터 출력된 아날로그 신호를 디지털 신호로 변환시키는 기능을 수행한다. The A /
상기 디스플레이부(150)는 A/D 변환부(140)로부터 출력된 디지털 신호를 디스플레이하는 기능을 수행한다.The
추가로, 상기 시스템(100)은 데스크탑/랩탑 혹은 스마트 폰에 탑재될 수 있으며, 디지털화 된 신호를 전송받아 디스플레이할 수 있는 장치라면 어디든 사용가능하다. In addition, the
도 4a 본 발명에서 사용된 전도성 폴리머 폼이 부착된 전극에 가해지는 압력에 따른 저항의 변화를 나타낸 그래프이며, 도 4b는 본 발명에서 사용된 전도성 폴리머 폼이 부착된 전극에 가해지는 무게 따른 저항의 변화를 나타낸 그래프이며, 도 4c는 본 발명에서 사용된 전도성 폴리머 폼의 형성층의 갯수에 따른 정전용량 값을 나타낸 그래프이며, 도 4d는 본 발명에서 사용된 전도성 폴리머 폼이 부착된 전극과 부착되지 않는 전극과의 정전용량을 비교한 그래프이다.Figure 4a is a graph showing the change in resistance according to the pressure applied to the electrode attached to the conductive polymer foam used in the present invention, Figure 4b is a weight of the resistance applied to the electrode attached to the conductive polymer foam used in the present invention Figure 4c is a graph showing the change in the capacitance value according to the number of the forming layer of the conductive polymer foam used in the present invention, Figure 4d is not attached to the electrode attached to the conductive polymer foam used in the present invention It is a graph comparing the capacitance with the electrode.
도 4a에 도시된 바와 같이, 본 발명에서는 전도성 폴리머 폼이 부착된 전극의 한쪽 끝에 집게를 물리어 전극의 한쪽 끝에 집게를 물리어 전극의 일부 표면에 압력을 가하였다. As shown in FIG. 4A, in the present invention, the forceps are clamped at one end of the electrode to which the conductive polymer foam is attached, and the forceps are applied to one surface of the electrode by clamping the forceps at one end of the electrode.
이때 LCR 미터(Good Will Instrument, LCR-816)를 이용하여 저항을 측정한 결과 압력이 가해지지 않은 부분 보다 가해진 부분에서 저항값이 낮게 측정됨을 확인할 수 있었다. 여기서, 도 4a의 그래프는 총 10번의 측정의 평균치와 표준편차를 나타낸다.At this time, as a result of measuring the resistance by using the LCR meter (Good Will Instrument, LCR-816), it was confirmed that the resistance value was measured at the portion where the pressure was not applied. Here, the graph of FIG. 4A shows the mean and standard deviation of a total of 10 measurements.
도 4b는 전도성 폴리머 폼이 부착된 전극의 표면에 각각 1Kg, 2Kg, 3Kg의 추를 올려 놓고 10번씩 저항값을 측정한 결과이다. 이 경우에도 전극표면에 가해지는 압력값이 클수록 저항이 낮아짐을 알 수 있다.Figure 4b is a result of measuring the
위의 두 실험에서 보듯 전극 표면에 압력이 가해지면 저항이 낮아지는 경향이 있으며 결론적으로 압력에 따라 저항이 변한다. As shown in the above two experiments, when the pressure is applied to the electrode surface, the resistance tends to be lower, and consequently, the resistance changes according to the pressure.
하지만 가해지는 압력이 없는 경우에도 저항은 0.2 옴 이하의 값을 나타내며, 이 값은 매우 작은 값이라 용량성 결합의 뇌전도 모델에서 무시할 수 있는 값이다. (멀티미디어에서는 25옴 이하의 저항에서 전도를 발생시킨다.)However, even when no pressure is applied, the resistance is less than 0.2 ohms, which is so small that it is negligible in the electroconductive model of capacitive coupling. (In multimedia, conduction occurs at a resistance of 25 ohms or less.)
도 4c는 전도성 폴리머 폼을 몇 층으로 구성하였느냐에 따라 측정되는 정전용량 값을 나타낸 것이다. 정전용량은 위에서 언급한 LCR 미터로 측정하였다. Figure 4c shows the capacitance value measured depending on how many layers the conductive polymer foam is composed of. The capacitance was measured with the LCR meter mentioned above.
(a)는 왼쪽 그림은 털이 없는 팔 영역에서 면으로 된 천을 덮은 후 피부와 천 위에 있는 전극 간의 정전용량 값을 측정한 것이다. (a) shows the value of capacitance between skin and electrode on cloth after covering cotton cloth in hairless arm area.
폴리머 폼이 없을 때보다 폴리머 폼이 있을 때 더 높은 정전용량값이 모니터링 되었으며 1층에서 3층으로 가면 더 큰 정전용량 값이 측정되지만 3층과 5층에서는 큰 차이가 없었다. Higher capacitance values were monitored with the polymer foam than without the polymer foam, and larger capacitance values were measured from the first to third layers, but there was no significant difference in the third and fifth layers.
(b)는 털이 있는 다리 부분에 털 위로 전극을 놓아 정전용량을 측정한 결과이다. 이 경우 층수가 높아질수록 높은 정전용량값을 측정할 수 있었다. 용량성 결합의 뇌파 전극은 결합되는 정전용량의 크기가 클수록 신호를 획득하기 유리하기 때문에 본 전도성 폴리머 폼 표면의 전극이 좋은 성능을 낸다고 할 수 있다.(b) shows the result of measuring the capacitance by placing an electrode on the hair on the hairy leg. In this case, higher capacitance values could be measured as the number of layers increased. The capacitively coupled EEG electrode is advantageous in that the larger the size of the coupled capacitance is, the better the signal is obtained, so that the electrode on the surface of the conductive polymer foam has a good performance.
도 4d는 전도성 폴리머 폼이 부착된 전극과 일반 전극을 머리카락 위로 international 10-20 시스템에 의거한 Oz(Occipital region)에 놓고 두피와 전극 표면간의 정전용량을 측정한 것이다. 이 경우에도 전도성 폴리머 폼이 부착된 전극에서 부착되지 않는 전극보다 더 높은 정전 용량값이 측정됨을 알 수 있다.
Figure 4d is a measurement of the capacitance between the scalp and the electrode surface with the conductive polymer foam attached electrode and the common electrode in the Occipital region (Oz) according to the international 10-20 system over the hair. In this case, it can be seen that a higher capacitance value is measured than the electrode to which the conductive polymer foam is attached.
도 5a는 본 발명에서 사용된 폴리머 폼이 부착된 전극과 기존 용량성 전극의 주파수 변화에 따른 전압이득을 나타낸 그래프이다.Figure 5a is a graph showing the voltage gain according to the frequency change of the polymer foam-attached electrode and the existing capacitive electrode used in the present invention.
도 5a를 참조하면, 실제 사람의 머리카락으로 만들어진 가발이 덮인 구리판에 사인파를 가하고, 머리카락 위에 전극을 설치하여 사인파를 측정하여 그에 따른 전압이득을 계산 한 후, 전압이득을 사인파의 주파수에 따라 관찰해보면, 모든 주파수 영역에서 표면처리를 한 전극에서 더 높은 수준의 전압이득을 가짐을 확인 할 수 있다.Referring to FIG. 5A, after applying a sine wave to a copper plate covered with a wig made of human hair, and installing an electrode on the hair, measuring the sine wave and calculating the voltage gain accordingly, the voltage gain is observed according to the frequency of the sine wave. As a result, it can be seen that the electrode having the surface treatment in all frequency domains has a higher level of voltage gain.
도 5b는 본 발명에서 사용된 폴리머 폼이 부착된 전극과 기존 용량성 전극간의 SNR 비교를 나타낸 그래프이다.Figure 5b is a graph showing the SNR comparison between the polymer foam attached electrode and the conventional capacitive electrode used in the present invention.
도 5b를 참조하면, 사람 모리 모형에 EEG 시뮬레이터를 통하여 인공의 뇌파 신호를 가하고 가발을 덮어 머리카락 위에서 기존의 용량성 전극 및 본 발명에서 사용된 폴리머 폼이 부착된 용량성 전극을 통해 뇌파를 측정하여 신호대잡음비(SNR)를 측정한 경우 측정된 신호의 디지털 필터링을 거치지 않은 경우 약 3dB정도로 표면처리를 한 경우에 더 높은 SNR 값을 나타내는 것을 확인할 수 있다.
Referring to FIG. 5B, an artificial EEG signal is applied to a human Mori model through an EEG simulator, and a brain wave is measured through a capacitive electrode attached to a conventional capacitive electrode and a polymer foam used in the present invention by covering an wig and covering a wig. When the signal-to-noise ratio (SNR) is measured, it can be seen that when the surface treatment is performed by about 3dB when the measured signal is not digitally filtered, it shows a higher SNR value.
도 5c는 본 발명에서 사용된 폴리머 폼이 부착된 용량성 전극과 기존 용량성 전극간 SER을 비교한 그래프이다.Figure 5c is a graph comparing the SER between the capacitive electrode attached to the polymer foam used in the present invention and the existing capacitive electrode.
도 5c를 참조하면, 각 용량성 전극에서 획득한 신호에 대해서 평균화를 하여 신호의 크기를 동일하게 맞춘 후 신호대에러비(SER)를 계산한 경우 표면처리를 한 경우에 약 2dB정도로 높은 수준의 SER 값을 나타내는 것을 확인할 수 있다.Referring to FIG. 5C, the signal obtained from each capacitive electrode is averaged to equalize the signal size, and then, when the signal-to-error ratio (SER) is calculated, when the surface treatment is performed, the SER of about 2dB is high. You can see that it represents a value.
도 6은 본 발명에서 사용된 전도성 폴리머 폼이 부착된 용량성 전극을 이용하여 뇌파 알파 파를 측정한 그래프이다.Figure 6 is a graph measuring the EEG alpha wave using the capacitive electrode attached to the conductive polymer foam used in the present invention.
도 6을 참조하면, 모자의 시각정보피질인 Oz 영역에 개발된 전극을 부착하여 뇌파를 측정하였을 경우 눈을 뜨고 감음에 따라 알파 파가 모니터링됨을 알 수 있다.Referring to FIG. 6, it can be seen that alpha waves are monitored as the eyes are opened and closed when the EEG is measured by attaching the developed electrode to the Oz region, which is a visual information cortex of the hat.
도 7은 기존의 용량성 전극과 본 발명의 폴리머 폼이 부착된 용량성 전극에서 측정된 신호를 비교한 그래프이다.7 is a graph comparing signals measured in a conventional capacitive electrode and a capacitive electrode to which a polymer foam of the present invention is attached.
도 7를 참조하면, (a)는 본 발명에서 사용된 폴리머 폼이 부착된 용량성전극에서 측정된 신호와 paste를 사용한 gold-disk전극에서 나온 신호와의 코릴레이션이 기존의 용량성 전극에서 측정된 신호와 paste를 사용한 gold-disk전극에서 나온 신호와의 코릴레이션보다 높음을 알수 있는 그래프이다.Referring to FIG. 7, (a) shows a correlation between a signal measured from a capacitive electrode having a polymer foam used in the present invention and a signal from a gold-disk electrode using paste. This graph shows that the correlation between the signal and the signal from the gold-disk electrode using paste is higher.
(b)는 기존의 용량성 전극에서는 측정이 되지 않은 경우에도 폴리머 폼이 부착된 용량성 전극에서는 측정이 된 경우를 나타낸 그래프이다. (b) is a graph showing the case where the measurement was performed on the capacitive electrode with the polymer foam even when the measurement was not performed on the conventional capacitive electrode.
도 8은 실험자를 대상으로 시각 피질인 Oz 영역과 운동피질인 Cz 영역에서 세가지 전극으로 신호를 동시에 측정하여 각각 paste기반 전극에서 나온 신호를 기준으로 코릴레이션을 구한 값을 나타낸 표이다. FIG. 8 is a table showing values obtained by correlating signals based on signals from paste-based electrodes by simultaneously measuring signals with three electrodes in the visual cortex Oz region and the motor cortex Cz region.
도 8을 참조하면, 전체적으로 폴리머 폼 표면 전극이 부착된 용량성 전극의 경우가 더 높은 코릴레이션을 가짐을 알 수 있습니다Referring to FIG. 8, it can be seen that the capacitive electrode having the polymer foam surface electrode attached as a whole has a higher correlation.
따라서, 본 발명의 용량성 뇌전도 측정 장치 및 시스템을 이용하게 되면, 머리의 굴곡면이나 머리카락으로 인해 발생하는 전극 표면과 두피사이의 기공을 효과적으로 채울 수 있어 안정적이고 넓은 접촉 면적을 제공할 수 있게 되므로 사용자가 전도성 풀이나 겔의 사용 없이도 머리카락 위에서 두피와의 직접적인 접촉 없이 사용자의 뇌파를 측정할 수 있으며, 사용자의 머리 모양 및 머리카락에 따라 전극의 표면 모양이 변형이 가능하므로 다양한 사람들의 서로 다른 두상 및 머리카락 두께와 상관없이 사용가능하며, 사용자가 본 전극의 설치된 모자나 헬멧을 착용하는 등 일상 생활에서 두부에 착용 가능한 기구를 이용하여 사용자의 외관을 이상하게 만들지 않으면서 무구속적으로 사용자의 뇌파를 측정할 수 있다.Therefore, when using the capacitive electroencephalogram measurement system and system of the present invention, it is possible to effectively fill the pores between the electrode surface and the scalp generated by the curved surface of the head or hair, thereby providing a stable and wide contact area The user can measure the brain waves of the user without direct contact with the scalp on the hair without the use of conductive paste or gel, and the shape of the electrode surface can be modified according to the shape of the user's hair and hair, so that different heads and It can be used regardless of the thickness of the hair, and the user's EEG can be measured unrestrained without making the user's appearance strange by using a device that can be worn on the head in everyday life, such as wearing a hat or helmet installed on the electrode. can do.
또한, 머리카락 위에서도 뇌파가 측정이 가능하기 때문에 상기 전극이 설치된 모자 혹은 헬멧을 착용하는 것만으로 무구속적으로 뇌파가 측정이 가능하여 실험실 환경을 벗어나 일생생활 간에 뇌-컴퓨터 접속 기술을 적용할 수 있어, 병원이나 실험실을 벗어난 일생생활 중에도 지속적이고 장기간의 뇌파의 모니터링을 통해 뉴로피드백 효과를 가져올 수 있는 것이다.
In addition, since brain waves can be measured on the hair, the brain waves can be measured without the need to wear a cap or a helmet equipped with the electrode, so that brain-computer connection technology can be applied to life out of the laboratory environment. The neurofeedback effect can be obtained through continuous and long-term monitoring of EEG during a lifetime outside of hospitals and laboratories.
본 발명은 상술한 특정의 바람직한 실시 예에 한정되지 아니하며, 청구범위에서 청구하는 본 발명의 요지를 벗어남이 없이 당해 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 누구든지 다양한 변형의 실시가 가능한 것은 물론이고, 그와 같은 변경은 청구범위 기재의 범위 내에 있게 된다.
It will be understood by those skilled in the art that various changes in form and details may be made therein without departing from the spirit and scope of the present invention as defined by the appended claims and their equivalents. And such changes are, of course, within the scope of the claims.
100: 시스템 110: 능동 전극부
111: 하우징 112: 센싱부
113: 용량성 전극층 114: 전도성 폴리머 폼
120: 신호분리부 121: 채널 필터부
121a: 고대역통과필터 121b: 노치필터
121c: 저대역통과필터 130: 증폭부
140: A/D 변환부 150: 디스플레이부
A: 공기홀 Z: 바이어스 저항100: system 110: active electrode portion
111: housing 112: sensing unit
113: capacitive electrode layer 114: conductive polymer foam
120: signal separation unit 121: channel filter unit
121a:
121c: low pass filter 130: amplifier
140: A / D conversion unit 150: display unit
A: air hole Z: bias resistor
Claims (17)
상기 복수 개의 능동 전극부들 각각에서 출력된 아날로그 신호를 디지털화되도록 처리하여 디스플레이하는 신호 처리부를 포함하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 시스템.
A plurality of active electrode having a conductive polymer foam provided on the surface so as to be in flexible contact with the human body, receiving a bio-signal of the human body through the polymer foam, to sense the capacitance of the bio-signal; And
And a signal processing unit configured to process and display an analog signal output from each of the plurality of active electrode units.
상기 능동 전극부는,
외부로부터 노이즈를 차단하도록 형성된 하우징;
상기 하우징 내에 구비되되, 다공성 기포가 형성된 전도성 폴리머 폼;
상기 전도성 폴리머 폼 상부에 형성되되, 전기적으로 연결된 용량성 전극층; 및
상기 용량성 전극층 상에 전기적으로 연결된 센싱부;를 포함하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 시스템.
The method of claim 1,
The active electrode unit,
A housing configured to block noise from the outside;
A conductive polymer foam provided in the housing and having porous bubbles formed therein;
A capacitive electrode layer formed on the conductive polymer foam and electrically connected to the conductive polymer foam; And
And a sensing unit electrically connected to the capacitive electrode layer.
상기 전도성 폴리머 폼은,
ICP(Inherently Conductive Polymer) 또는 인위적으로 전도성이 부여된 ACP(Artificial Conductive Polymer) 중 어느 하나로 이루어진 것을 특징으로 하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 시스템.
The method of claim 2,
The conductive polymer foam,
Biological electrical signal measuring system using a capacitive electrode formed with a polymer foam, characterized in that made of either one of ICP (Inherently Conductive Polymer) or artificially conductive ACP (Artificial Conductive Polymer).
상기 전도성 폴리머 폼은,
형상 유지 복원력을 갖는 것을 특징으로 하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 시스템.
The method of claim 2,
The conductive polymer foam,
Bioelectrical signal measuring system using a capacitive electrode formed with a polymer foam, characterized in that having a shape retention restoring force.
상기 전도성 폴리머 폼은,
상기 복수 개의 다공성 기포들 각각 내에 미세한 전도성 금속 입자들이 배열되도록 형성되어지는 것을 특징으로 하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 시스템.
The method of claim 2,
The conductive polymer foam,
The bioelectrical signal measuring system using the capacitive electrode formed with a polymer foam, characterized in that the fine conductive metal particles are arranged in each of the plurality of porous bubbles.
상기 전도성 폴리머 폼은,
전도성 페인트 및 전도성 잉크를 포함한 전도성 용액 또는 비 유동성의 전도성 겔(gel)이 코팅된 것을 특징으로 하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 시스템.
The method of claim 2,
The conductive polymer foam,
A bioelectric signal measuring system using a capacitive electrode formed with a polymer foam, characterized by coating a conductive solution containing a conductive paint and a conductive ink or a non-flowable conductive gel.
상기 전도성 폴리머 폼은,
실리콘 전도성 고무 재질로 형성되는 것을 특징으로 하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 시스템.
The method of claim 2,
The conductive polymer foam,
Bioelectrical signal measuring system using a capacitive electrode formed with a polymer foam, characterized in that formed of a silicon conductive rubber material.
상기 전도성 폴리머 폼은,
상기 능동 전극부가 인체의 두부에 배치되는 위치에 따라 높이가 다르게 형성되어지는 것을 특징으로 하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 시스템.
The method of claim 2,
The conductive polymer foam,
A bioelectrical signal measuring system using a capacitive electrode having a polymer foam, characterized in that the height is formed differently depending on the position of the active electrode portion disposed on the head of the human body.
상기 신호 처리부는,
상기 생체신호를 수신하여 그에 따른 신호 대역에 따라 필터링하는 신호분리부;
상기 신호분리부로부터 출력된 출력신호를 증폭하는 증폭부;
상기 증폭부로부터 출력된 아날로그 신호를 디지털 신호로 변환시키는 A/D 변환부; 및
상기 A/D 변환부로부터 출력된 디지털 신호를 디스플레이하는 디스플레이부;
를 포함하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 시스템.
The method of claim 1,
The signal processing unit,
A signal separator for receiving the bio-signal and filtering the signal according to the signal band;
An amplifier for amplifying the output signal output from the signal separator;
An A / D converter converting the analog signal output from the amplifier into a digital signal; And
A display unit displaying a digital signal output from the A / D converter;
Bioelectrical signal measuring system using a capacitive electrode formed polymer foam comprising a.
상기 신호분리부는,
상기 생체신호 중 고대역 주파수를 필터링하는 고대역 통과필터;
상기 고대역 통과필터로부터 출력되는 생체신호 중 60Hz 대의 잡음 신호를 필터링하는 노치필터; 및
상기 노치필터에서 출력되는 생체신호 중 100Hz 이하의 저대역 신호를 필터링하는 저대역 통과 필터를 포함하는 것을 특징으로 하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 시스템.
10. The method of claim 9,
The signal separation unit,
A high pass filter for filtering a high band frequency of the biosignal;
A notch filter for filtering out a noise signal in a 60 Hz band among bio signals output from the high pass filter; And
And a low pass filter for filtering a low band signal of 100 Hz or less among the bio signals outputted from the notch filter.
상기 하우징 내에 구비되되, 다공성 기포가 높이 방향으로 복수 개 형성된 전도성 폴리머 폼;
상기 전도성 폴리머 폼 상부에 형성되되, 전기적으로 연결된 용량성 전극층; 및
상기 용량성 전극층 상에 구비되며, 상기 용량성 전극층과 전기적으로 연결된 센싱부;
를 포함하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 장치.
A housing configured to block noise from the outside;
A conductive polymer foam provided in the housing and having a plurality of porous bubbles formed in a height direction;
A capacitive electrode layer formed on the conductive polymer foam and electrically connected to the conductive polymer foam; And
A sensing unit provided on the capacitive electrode layer and electrically connected to the capacitive electrode layer;
Bioelectrical signal measuring apparatus using a capacitive electrode formed polymer foam comprising a.
상기 전도성 폴리머 폼은,
ICP(Inherently Conductive Polymer) 또는 인위적으로 전도성이 부여된 ACP(Artificial Conductive Polymer) 중 어느 하나로 이루어진 것을 특징으로 하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 장치.
12. The method of claim 11,
The conductive polymer foam,
An apparatus for measuring a bioelectrical signal using a capacitive electrode having a polymer foam, wherein the polymer foam is formed of any one of ICP (Inherently Conductive Polymer) or artificially conductive ACP (Artificial Conductive Polymer).
상기 전도성 폴리머 폼은,
형상 유지 복원력을 갖는 것을 특징으로 하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 장치.
12. The method of claim 11,
The conductive polymer foam,
Biological electrical signal measuring apparatus using a capacitive electrode formed with a polymer foam, characterized in that having a shape-resilience.
상기 전도성 폴리머 폼은,
상기 복수 개의 다공성 기포들 각각 내에 미세한 전도성 금속 입자들이 배열되도록 형성되어지는 것을 특징으로 하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 장치.
12. The method of claim 11,
The conductive polymer foam,
Bioelectrical signal measuring apparatus using a capacitive electrode formed with a polymer foam, characterized in that the fine conductive metal particles are arranged in each of the plurality of porous bubbles.
상기 전도성 폴리머 폼은,
전도성 페인트 및 전도성 잉크를 포함한 전도성 용액 또는 비 유동성의 전도성 겔(gel)이 코팅된 것을 특징으로 하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 장치.
12. The method of claim 11,
The conductive polymer foam,
A bioelectric signal measuring apparatus using a capacitive electrode formed with a polymer foam, characterized in that a conductive solution containing a conductive paint and a conductive ink or a non-flowable conductive gel is coated.
상기 전도성 폴리머 폼은,
실리콘 전도성 고무 재질로 형성되는 것을 특징으로 하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 장치.
12. The method of claim 11,
The conductive polymer foam,
Bioelectrical signal measuring apparatus using a capacitive electrode formed with a polymer foam, characterized in that formed of a silicon conductive rubber material.
상기 전도성 폴리머 폼은,
상기 장치가 인체의 두부에 배치되는 위치에 따라 높이가 다르게 형성되어지는 것을 특징으로 하는 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 생체 전기신호 측정 장치.12. The method of claim 11,
The conductive polymer foam,
A bioelectrical signal measuring device using a capacitive electrode having a polymer foam, characterized in that the height is formed differently depending on the position of the device is placed on the head of the human body.
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Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20190010252A (en) | 2017-07-21 | 2019-01-30 | 재단법인대구경북과학기술원 | Invasive type porous brain-electrodes, Manufacturing method thereof and Measuring brain wave using the same |
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Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CA2928141A1 (en) | 2013-11-27 | 2015-06-04 | Zengar Institute Inc. | Ultra high impedance sensor with applications in neurosensing |
| KR101970696B1 (en) * | 2017-08-30 | 2019-04-19 | 고려대학교 산학협력단 | Electroencephalogram electrode and apparatus comprising the same |
| DE102019009028A1 (en) * | 2019-12-31 | 2021-07-01 | Marquardt Gmbh | Vital signs sensor |
| CN113349804A (en) * | 2021-06-28 | 2021-09-07 | 上海大学 | Flexible extensible quick automatic conductive paste injection device |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003260034A (en) * | 2002-03-08 | 2003-09-16 | Japan Aqua Tec Co Ltd | Helmet for measuring electroencephalogram |
| JP2004254953A (en) * | 2003-02-26 | 2004-09-16 | Japan Aqua Tec Co Ltd | Helmet for measuring brain wave |
| JP2006068024A (en) * | 2004-08-31 | 2006-03-16 | Aru Trading Japan Kk | Bioelectrode and bioelectrode assembly |
| US20100016703A1 (en) * | 2006-07-13 | 2010-01-21 | Cardiac Bio-Systems Inc. | Bio-electrode possessing a hydrophilic skin-contacting layer and an electrolyte substance |
-
2012
- 2012-02-14 KR KR1020120014770A patent/KR101308540B1/en active IP Right Grant
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003260034A (en) * | 2002-03-08 | 2003-09-16 | Japan Aqua Tec Co Ltd | Helmet for measuring electroencephalogram |
| JP2004254953A (en) * | 2003-02-26 | 2004-09-16 | Japan Aqua Tec Co Ltd | Helmet for measuring brain wave |
| JP2006068024A (en) * | 2004-08-31 | 2006-03-16 | Aru Trading Japan Kk | Bioelectrode and bioelectrode assembly |
| US20100016703A1 (en) * | 2006-07-13 | 2010-01-21 | Cardiac Bio-Systems Inc. | Bio-electrode possessing a hydrophilic skin-contacting layer and an electrolyte substance |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US10548500B2 (en) | 2014-11-20 | 2020-02-04 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Apparatus for measuring bioelectrical signals |
| KR20190010252A (en) | 2017-07-21 | 2019-01-30 | 재단법인대구경북과학기술원 | Invasive type porous brain-electrodes, Manufacturing method thereof and Measuring brain wave using the same |
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|---|---|
| KR20130093302A (en) | 2013-08-22 |
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