KR101832734B1

KR101832734B1 - 개선된 생체 신호 측정 시스템

Info

Publication number: KR101832734B1
Application number: KR1020160101982A
Authority: KR
Inventors: 배성호; 전성용; 김용상
Original assignee: 지투지솔루션(주)
Priority date: 2016-08-10
Filing date: 2016-08-10
Publication date: 2018-02-28
Also published as: KR20180018922A

Abstract

본 발명은 생체 신호를 측정하는 시스템에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 OTA 및 비교기를 포함하는 QTC부를 생체 신호 측정에 이용하면서 상기 비교기에 입력되는 비교 전압을 설정된 범위 내의 전압 값을 한 주기 동안 모두 거치도록 상승 구간과 하간 구간을 가지도록 함으로써 여러 가지 정상적이지 않은 조건에서도 정상 조건에서와 근사한 비교기 출력을 얻도록 하는 개선된 생체 신호 측정 시스템에 관한 것이다.
보다 구체적으로 본 발명에 대하여 설명하면, 본 발명은 생체 신호를 수신하여 증폭시키는 증폭부, 증폭된 상기 생체 신호 중 설정된 주파수 이상의 주파수 대역 생체 신호만을 통과시키는 고역통과필터(high pass filter: HPF)부 및 상기 고역통과필터부를 통과한 생체 신호를 신호 처리하여 생체 신호 측정 결과를 출력하는 QTC(charge to time converter)부를 포함하며, 상기 QTC부는, 상기 고역통과필터부를 통과한 생체 신호와 기준 전압을 입력 받아 그 차이를 반영한 출력전류를 흘리는 OTA(operational transconductance amplifier), 상기 OTA의 출력단 전압과 비교 전압을 비교하여 결과값을 출력하는 비교기 및 설정된 범위 내의 전압 값을 한 주기 동안 모두 거치도록 상승 구간과 하강 구간을 갖는 비교 전압을 생성하여 상기 비교기로 입력하는 비교 전압 생성기를 포함하는 것을 특징으로 하는 개선된 생체 신호 측정 시스템을 제공한다.

Description

개선된 생체 신호 측정 시스템{IMPROVED BIO-POTENTIAL MEASUREMENT SYSTEM}

본 발명은 생체 신호를 측정하는 시스템에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 OTA 및 비교기를 포함하는 QTC부를 생체 신호 측정에 이용하면서 상기 비교기에 입력되는 비교 전압을 설정된 범위 내의 전압 값을 한 주기 동안 모두 거치도록 상승 구간과 하간 구간을 가지도록 함으로써 여러 가지 정상적이지 않은 조건에서도 정상 조건에서와 근사한 비교기 출력을 얻도록 하는 개선된 생체 신호 측정 시스템에 관한 것이다.

일반적으로, 생체 신호 중 뇌파(Electro-encephalogram: EEG), 심전도(Electro-cardiogram: ECG), 근전도(Electro-myogram: EMG)를 모두 측정할 수 있는 생체 신호 측정 시스템의 아날로그 프론트-엔드(Analog Front-End: AFE) 칩 회로는 초기 증폭단과 대역 조정이 가능한 대역 통과 필터단, 그리고 가변 이득 증폭단과 AD 변환기단으로 구성할 수 있다.

각각의 생체 신호는 신호 크기와 주파수 대역이 조금씩 다르다. 뇌파 신호는 약 0.3㎐ ~ 100㎐의 주파수 대역에 존재하며 약 1㎶ ~ 100㎶의 전압 크기를 갖는다. 심전도 신호는 약 0.3㎐ ~ 350㎐의 주파수 대역에 존재하며 약 100㎶ ~ 10㎷의 전압 크기를 갖는다. 그리고 근전도 신호는 약 20㎐ ~ 1000㎐(= 1㎑)의 주파수 대역에 존재하여 다른 생체 신호들보다 다소 높은 주파수 특성을 갖지만 전압 크기는 약 80㎶ ~ 1㎷로 심전도 신호보다는 작은 특징을 갖는다.

그러므로 각 생체 신호 특성에 맞는 주파수 대역폭을 선정하기 위해서는 대역 통과 필터단이 대역폭 조절 기능을 수행할 수 있어야 하는데, 대역 통과 필터는 고역 통과 필터와 저역 통과 필터를 직렬로 연결하여 구성되는 것이 일반적이다.

이러한 대역 통과 필터는 특정 대역의 주파수 신호만을 통과시키기 위해 저역 통과 차단 주파수와 고역 통과 차단 주파수가 조정되는데, 앞에서 설명한 바와 같이 생체 신호는 상당히 낮은 주파수 대역에 해당하므로 상기 대역 통과 필터는 수십 ㎐의 저역 통과 차단 주파수를 가져야 한다.

상기 저역 통과 차단 주파수는 저항(R) 값과 커패시턴스(C) 값에 의존하여 변하는 특징이 있으며, 수십 ㎐의 저역 통과 차단 주파수를 가지기 위해서는 상당히 큰 저항 값과 커패시턴스 값을 필요로 하나, 수 십 ㎐의 저역 통과 차단 주파수를 구현하기 위한 저항 값과 커패시턴스 값을 가지는 소자들은 하나의 칩 회로에 집적화할 수 없을 정도의 크기를 가지고 있어 현실적인 생체 신호 측정 시스템은 AD 변환기단과 같은 구성을 외부에 별도로 구성하고 있다.

또한, 생체 신호의 특성상 심전도와 근전도는 8-bits 내지 10-bits, 뇌파는 12-bits 이상의 고 해상도 AD 변환기단을 필요로 하나 이와 같은 AD 변환기단을 집적화된 칩 회로에 구현하기에는 기술적으로 많은 어려움이 따르며, 현재 적용되는 AD 변환기단의 특성 상 샘플링(sampling) 시점의 전압이 숫자 코드(digit code)로 변환되어 생체 신호가 반영되지 않는 구간이 존재하는 단점을 가진다.

한편, 본 발명에서는 생체 신호 측정에 OTA 및 비교기를 포함하는 QTC부를 이용하는데, 이 때 OTA에 입력되는 기준 전압과 생체 신호의 차이가 매우 작거나, OTA의 컨덕턴스(gm)가 낮게 설정되어 있거나, 또는 OTA 출력단과 연결된 커패시터(C)의 값이 상당히 클 경우 OTA 출력단 전압은 비교기에 입력되는 비교 전압에 도달하지 못하여 생체 신호가 발생하여 생체 신호 측정 시스템에 입력되었음에도 불구하고 측정되지 않는 부분이 존재하는 문제점이 있다.

따라서 위와 같은 단점과 문제점들을 해소하여 생체 신호 측정을 보다 명확하고 효율적으로 수행할 수 있는 생체 신호 측정 시스템이 필요하다.
본 발명의 배경이 되는 선행기술문헌 : 공개특허공보 제10-2012-0102201호 및 미국 특허출원공개공보 US2009/0027115

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본 발명은 전술한 종래기술의 문제점을 해결하기 위해 안출된 것으로서, 집적화할 수 없을 정도로 큰 저항 값과 커패시턴스 값을 가지는 소자를 필수적으로 이용하지 않고도 저역 통과 차단 주파수를 조정할 수 있는 필터단을 구성함으로써 생체 신호 측정 시스템을 하나의 아날로그 프론트-엔드 칩 회로에 구현하는데 그 목적이 있다.

또한, 생체 신호 측정 시스템의 생체 신호 측정에 있어서 비교기에 입력되는 비교 전압을 일정한 레벨로 유지시키는 것이 아니라 상승 구간과 하강 구간을 포함하도록 구성함으로써 전 구간에 있어서 생체 신호 측정을 수행할 수 있도록 하는데 또 다른 목적이 있다.

본 발명이 이루고자 하는 기술적 과제들은 이상에서 언급한 기술적 과제들로 제한되지 않으며, 언급되지 않은 또 다른 기술적 과제들은 본 발명의 기재로부터 당해 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.

상술한 종래기술의 문제점을 해결하기 위한 본 발명에 의하면, 생체 신호를 수신하여 증폭시키는 증폭부, 증폭된 상기 생체 신호 중 설정된 주파수 이상의 주파수 대역 생체 신호만을 통과시키는 고역통과필터(high pass filter: HPF)부 및 상기 고역통과필터부를 통과한 생체 신호를 신호 처리하여 생체 신호 측정 결과를 출력하는 QTC(charge to time converter)부를 포함하며, 상기 QTC부는, 상기 고역통과필터부를 통과한 생체 신호와 기준 전압을 입력 받아 그 차이를 반영한 출력전류를 흘리는 OTA(operational transconductance amplifier), 상기 OTA의 출력단 전압과 비교 전압을 비교하여 결과값을 출력하는 비교기 및 설정된 범위 내의 전압 값을 한 주기 동안 모두 거치도록 상승 구간과 하강 구간을 갖는 비교 전압을 생성하여 상기 비교기로 입력하는 비교 전압 생성기를 포함하는 것을 특징으로 하는 개선된 생체 신호 측정 시스템을 제공한다.

본 발명에서 상기 QTC부는 OTA의 컨덕턴스(gm) 또는 OTA의 출력단과 연결된 커패시터의 커패시턴스(C) 중 어느 하나 이상을 조절하여 저역 통과 차단 주파수(low pass cut off frequency)를 조정할 수 있다.

본 발명에서 상기 QTC부는 일정 주기 동안 상기 비교기가 출력한 결과값을 카운트 할 수 있는 카운터를 더 포함하는 것이 바람직하다.

본 발명에서 상기 증폭부는 계측 증폭기(instrument amplifier)를 이용하는 것이 바람직하다.

본 발명에서 상기 고역통과필터부는 베셀 필터(Bessel Filter), 버터워스 필터(Butterworth Filter) 또는 체비셰프 필터(Chebyshev Filter) 중 어느 하나 이상을 이용할 수 있다.

본 발명은 생체 신호 측정 시스템이 OTA 및 비교기를 포함하는 QTC부를 이용하도록 함으로써 큰 값을 가지는 저항이나 커패시터의 적용 없이도 하나의 아날로그 프론트-엔드 칩 회로에 구현이 가능한 효과가 있다.

아울러 본 발명은 AD 변환기단을 고 해상도로 구현함과 동시에 비교기에 입력되는 비교 전압이 일정한 레벨이 아닌 상승 구간과 하강 구간을 갖도록 구성함으로써 생체 신호 측정에 있어서 측정에 누락되는 부분을 최소화하여 보다 정확한 생체 신호를 측정할 수 있는 효과가 있다.

도 1은 본 발명의 일실시예에 따른 개선된 생체 신호 측정 시스템의 구성도.
도 2는 본 발명의 일실시예에 따른 계측 증폭기의 구조를 나타낸 예시도.
도 3은 본 발명의 일실시예에 따른 QTC부의 구조를 나타낸 예시도.
도 4는 비교 전압이 일정한 레벨일 때 QTC부 각 구성의 입력과 출력을 나타낸 예시도.
도 5는 비교 전압이 상승 구간과 하강 구간을 가질 때 QTC부 각 구성의 입력과 출력을 나타낸 예시도.
도 6은 본 발명의 일실시예에 따른 QTC부의 입력 신호에 따른 출력을 나타낸 예시도
도 7은 종래의 AD 변환기단과 본 발명의 일실시예에 따른 QTC부의 출력을 나타낸 예시도.

본 명세서 및 특허청구범위에 사용된 용어나 단어는 통상적이거나 사전적인 의미로 한정되어 해석되어서는 안되며, 발명자는 그 자신의 발명을 가장 최선의 방법으로 설명하기 위해 용어의 개념을 적절하게 정의할 수 있다는 원칙에 입각하여 본 발명의 기술적 사상에 부합하는 의미와 개념으로 해석되어야만 한다. 따라서, 본 명세서에 기재된 실시예와 도면에 도시된 구성은 본 발명의 가장 바람직한 일실시예에 불과할 뿐이고, 본 발명의 기술적 사상을 모두 대변하는 것은 아니므로 본 출원시점에 있어서 이들을 대체할 수 있는 다양한 균등물과 변형예들이 있을 수 있음을 이해하여야 한다.

본 명세서에서 사용된 용어는 특정 실시예를 설명하기 위하여 사용되므로 본 발명을 제한하기 위한 것이 아니다. 본 명세서에서 사용된 바와 같이, 단수 형태는 문맥상 다른 경우를 분명히 지적하는 것이 아니라면 복수의 형태를 포함할 수 있다.

본 발명에 대한 설명에 앞서 생체 신호에 대하여 간략히 설명하면, 생체 신호란 생물체의 전기 현상 중 하나로서 피부 표면에 형성되는 전위의 근원은 몸의 각 기능을 담당하는 뉴런에서 세포막을 투과하여 지나가는 이온들에 의해 발생하는 전류이다.

신경 조직들은 전도성 매질에 의해 둘러싸여 있기 때문에 신경 조직에서 발생한 전류는 피부 표면까지 형성되어 전위가 나타내게 되는데, 뇌의 활동에 의해 발생하는 생체 신호를 뇌파, 심장의 수축/이완에 따른 활동 전류 및 활동 전위차를 심전도, 그리고 근육의 움직임에 따라 발생하는 생체 신호를 근전도라고 한다.

이러한 생체 신호 또는 생체 전기 신호는 세포막 내부와 외부에 존재하는 전위차에 의해 발생하는데, 이 전위는 세포내액(intercellular fluid)과 세포외액(extracellular fluid)을 구분하는 세포막의 특성 때문에 발생한다.

생체의 조직과 체액은 전기 전도성을 가지고 있으므로 활성화된 세포의 주위에는 전류가 흐르고, 생체 내에서의 정보 전달은 흥분 자극에 의해 발생한 활동 전위가 신경을 통해 전달됨으로써 이루어지며, 활동 전위의 전달은 인접한 부위의 세포를 흥분시켜서 이 흥분의 세기가 활동 전위 문턱치보다 크면 새로운 활동 전위가 발생되어 인접 부위의 세포로 전달되는 방식으로 이루어지는 구조이다.

이와 같은 생체 신호들은 앞서 설명한 바와 같이 특정 주파수 대역 및 특정 전압 크기를 가지는 특징이 있는데, 이는 모두 아날로그적인 전기 신호로서 대부분 저전력/고잡음비/미세신호의 특징을 가지므로 연산 증폭과 필터링 등 각종 아날로그 신호 처리 과정을 필요로 한다.

위와 같은 특성의 생체 신호를 측정하기 위한 생체 신호 측정 시스템을 하나의 아날로그 프론트-엔드 칩 회로에 집적화함과 동시에 생체 신호 측정에 누락되는 부분을 최소화하여 보다 정확하고 정밀한 생체 신호 측정을 수행하기 위한 본 발명은, 생체 신호를 수신하여 증폭시키는 증폭부, 증폭된 상기 생체 신호 중 설정된 주파수 이상의 주파수 대역 생체 신호만을 통과시키는 고역통과필터(high pass filter: HPF)부 및 상기 고역통과필터부를 통과한 생체 신호를 신호 처리하여 생체 신호 측정 결과를 출력하는 QTC(charge to time converter)부를 포함하여 구성되며, 상기 QTC부는 상기 고역통과필터부를 통과한 생체 신호와 기준 전압을 입력 받아 그 차이를 반영한 출력전류를 흘리는 OTA(operational transconductance amplifier), 상기 OTA의 출력단 전압과 비교 전압을 비교하여 결과값을 출력하는 비교기 및 설정된 범위 내의 전압 값을 한 주기 동안 모두 거치도록 상승 구간과 하강 구간을 갖는 비교 전압을 생성하여 상기 비교기로 입력하는 비교 전압 생성기를 포함하는 것을 특징으로 한다.

이에 대한 이해를 돕기 위해, 도 1에 본 발명의 일실시예에 따른 개선된 생체 신호 측정 시스템의 구성도가 도시된다.

먼저 본 발명의 증폭부(100)는 생체 신호를 수신하여 증폭시키기 위한 구성으로서, 생체 신호의 측정 시 잡음의 영향을 제거하고 원하는 신호 성분만을 추출하기 위하여 차동 증폭기를 이용할 수 있으나, 상기 차동 증폭기는 높은 공통모드 제거 비율(Common-Mode Rejection Ratio: CMRR)을 가지는 반면 입력 임피던스가 낮아 전력용량이 낮은 입력 신호가 인가되는 경우 왜곡이 발생할 우려가 높으며 입력 신호와 출력단, 그리고 입력 신호와 접지단 사이의 전원 분리가 완전하지 못한 단점이 있다.

따라서 상기 증폭부(100)는 입력 임피던스가 차동 증폭기에 비해 상대적으로 매우 높은 계측 증폭기(instrument amplifier)를 이용하는 것이 바람직하다.

도 2에 본 발명의 일실시예에 따른 계측 증폭기의 구조를 나타낸 예시도가 도시된다. 계측 증폭기는 차동 증폭기의 공통모드 제거 비율 특성은 유지하면서 입력 임피던스를 높인 회로로서, 도면에 도시된 구성과 같이 상기 계측 증폭기는 출력단 및 접지단과는 분리된 두 입력과 공통출력을 갖는 두 개의 연산 증폭기로 입력단을 구성하는 특징이 있다.

두 개의 증폭기는 같은 이득을 가지면서 서로 반대의 위상을 가지므로 두 입력단으로 동일한 신호를 입력하면 이상적인 출력 값은 0이 되어야 하며, 이와 같이 동일한 신호를 소거하는 능력을 공통모드 제거 비율이라고 한다(일반적인 공통모드 제거 비율은 1,000,000 : 1 정도(60dB)에 해당함).

도면에 나타난 계측 증폭기의 출력 전압은 다음의 식으로 표현될 수 있다.

V_out = (V₂ - V₁)*(1 + 2R₁/R_G)*(R₃/R₂) + V_ref

일반적으로 센서를 이용한 계측 증폭기 회로에서 노이즈 성분이 두 입력 단자에 동일한 위상 성분으로 섞여 들어오므로 이를 제거하기 위해 계측 증폭기를 사용하는데, 만일 전극의 임피던스가 동일하지 않다면 계측 증폭기의 정/역 입력에 인가되는 신호의 크기가 동일하지 않아 공통모드 제거 효율이 떨어지게 된다. 따라서 전극 임피던스의 오차를 극복하기 위해서는 증폭기의 입력 임피던스를 매우 크게 형성하여야만 한다.

결국 계측 증폭기를 이용하는 본 발명의 증폭부(100)는 1) 낮은 레벨의 입력 신호를 왜곡 없이 받아들이기 위한 높은 임피던스, 2) DC 전압이 작더라도 증폭을 최대한 저지하면서 생체 AC 신호는 충분히 크게 증폭시키기 위한 높은 공통모드 제거 비율, 3) 낮은 노이즈, 4) 신체 피부와 전극 접촉면에서의 저항에 의해 발생하는 DC 옵셋 전압을 제거하기 위한 AC-커플링의 특징을 가진다.

AC-커플링은 증폭기의 피드백 루프(feedback loop)에 저역 통과 필터를 구현하면 전체 전달 함수는 고역 통과 필터의 특성을 가지게 되므로 DC 옵셋 전압을 제거할 수 있게 된다. 생체 신호의 특성상 수 ㎐의 차단 주파수를 유지하기 위해서는 큰 저항 값과 큰 커패시턴스 값을 필요로 하는데, 예를 들어 저항 값이 1㏁이고 커패시턴스 값이 0.1㎌인 경우 저역 통과 차단 주파수는 1.59㎐가 되어 1.59㎐보다 낮은 주파수의 신호는 제거된다.

그리고 본 발명의 고역통과필터부(200)는 차단 주파수 이하의 주파수를 갖는 생체 신호 성분을 걸러내는 구성으로서, 반대로 말하면 증폭된 상기 생체 신호 중 설정된 주파수 이상의 주파수 대역 생체 신호만을 통과시키는 구성에 해당한다.

베셀 필터(Bessel Filter), 버터워스 필터(Butterworth Filter) 또는 체비셰프 필터(Chebyshev Filter) 등 다양한 종류의 필터 회로를 이용할 수 있으며, 원하는 결과를 얻기 위하여 필터 회로의 종류, 저항 값 또는 커패시턴스 값을 조정할 수 있다.

또한, 본 발명의 QTC부(300)는 상기 고역통과필터부(200)를 통과한 생체 신호를 내부 구성을 통해 신호 처리하여 생체 신호 측정 결과를 출력하는 구성이며, 도 3에 본 발명의 일실시예에 따른 QTC부의 구조를 나타낸 예시도가 도시된다.

도면에 도시되어 있듯이, 상기 QTC부(300)는 고역통과필터부(200)를 통과한 생체 신호(V_IN)와 기준 전압(V_RLD)을 입력 받아 그 차이를 반영한 출력전류(I_OTA)를 흘리는 OTA(operational transconductance amplifier)(310) 및 상기 OTA의 출력단 전압(V_{OTA_OUT})과 비교 전압(V_REFT)을 비교하여 결과 값을 출력하는 비교기(320)를 포함하여 구성되는 특징을 갖는다.

여기에서 상기 비교 전압을 일정한 레벨을 갖도록 하는 경우, OTA 출력단 전압이 상기 비교 전압에 도달하는지 여부에 따라 비교 전압에 도달하는 경우 비교기의 출력은 하이(H)가 되고 그렇지 않은 경우 비교기의 출력은 로우(L)가 된다.

그러나 만일 OTA에 생체 신호는 전달되었으나 OTA 출력단 전압이 비교 전압에 도달하지 못하는 경우에는 생체 신호는 발생하였으나 생체 신호 측정 시스템에서는 생체 신호가 발생하지 않은 것으로 측정하게 되는 문제가 있다.

따라서 본 발명은 설정된 범위 내의 전압 값을 한 주기 동안 모두 거치도록 상승 구간과 하강 구간을 갖는 비교 전압을 생성하여 상기 비교기로 입력하는 비교 전압 생성기(330)를 더 구비한다.

이에 대한 설명을 보조하기 위해, 도 4에는 비교 전압이 일정한 레벨일 때 QTC부 각 구성의 입력과 출력을 나타낸 예시도가 도시되고, 도 5에는 비교 전압이 상승 구간과 하강 구간을 가질 때 QTC부 각 구성의 입력과 출력을 나타낸 예시도가 도시된다.

도 4에 파란색으로 표시된 부분을 보면, 생체 신호가 입력되고 이에 따라 OTA 출력단 전압은 발생하였으나 일정한 레벨의 기준 전압에는 도달하지 못해 비교기의 출력은 로우가 되는 것을 확인할 수 있다.

그러나 도 5와 같이 상승 구간과 하강 구간을 가지는 비교 전압을 비교기로 입력하는 경우 생체 신호의 발생에 따라 OTA 출력단 전압은 반드시 비교 전압에 도달하게 되어 기준 전압이 일정한 레벨을 갖는 경우에도 생체 신호를 측정하지 못하는 문제가 해소된다.

만약 도 5와 같은 파형의 비교 전압이 입력되는 경우 동일한 OTA 출력단 전압이 비교 전압보다 작은 크기로 형성될 때에는 OTA 출력단 전압이 비교 전압에 도달하지 못하게 될 수도 있으나 이는 본 발명의 일실시예에 불과한 것으로서 비교 전압의 구성을 생체 신호의 특성에 맞게 구성하면 위와 같은 문제점은 해소될 것이며 필요에 따라 한 주기 내에 다수의 상승 구간과 하강 구간을 가지도록 비교 전압을 구성할 수도 있음은 물론이다.

또한, 상기 설정된 범위 내의 전압 값은 생체 신호의 크기와 OTA(310)의 내부 파라미터에 따라 적절히 조절될 수 있으며, 어떠한 종류와 크기의 생체 신호가 발생하였는지는 상승 구간과 하강 구간의 특성(기울기, 한 주기 내의 분포 등)을 고려하여야 한다.

한편, OTA(310)의 출력단과 비교기(320)의 입력단 사이에는 커패시터(C)와 리셋 스위치(RST)가 배치되는데 이는 비교기 출력단을 초기화시키기 위한 구성이며, 상기 OTA의 컨덕턴스가 gm일 때 OTA의 출력전류(I_OTA)와 OTA 출력단 전압(V_{OTA_OUT})은 다음과 같다.

I_OTA = gm(V_IN - V_RLD)

V_OTA _{_OUT} = (gm(V_IN - V_RLD)/C)*t

도 6에는 본 발명의 일실시예에 따른 QTC부의 입력 신호에 따른 출력을 나타낸 예시도가 도시되는데, 즉, OTA(310)의 출력단 전압(V_OTA _{_OUT})은 생체 신호(V_IN)와 기준 전압(V_RLD)의 차이에 대한 적분 정보(A 영역)이고, OTA 출력단 전압이 비교 전압(V_REFT)에 도달하면 비교기의 출력은 하이(H)가 된다.

비교기(320)의 출력이 하이(H)가 된다는 뜻은 낮은 값(로우)과 높은 값 2 가지를 가지는 비교기의 펄스 형태의 출력 중 높은 값의 출력이 도출된다는 의미이다. 이러한 비교기 출력의 펄스 폭(PW)은 입력(V_IN - V_RLD)의 전압 정보를 포함하며 그 수식은 다음과 같다.

PW = T - t_rst - C/(gm(V_IN - V_RLD))

여기에 상기 QTC부(300)는 일정 주기 동안 상기 비교기(320)가 출력한 결과값을 카운트 할 수 있는 카운터를 더 포함하여 상기 펄스 폭을 수치화(digitize)함으로써 비교기 출력의 펄스 폭으로부터 입력 전압 정보를 추출할 수 있다.

이러한 상기 카운터는 클럭(clock)의 주파수를 상향시킴으로써 고 해상도의 출력 값을 얻을 수 있음은 물론이다.

위와 같은 구성의 상기 QTC부(300)는 OTA(310)의 컨덕턴스(gm) 또는 OTA의 출력단과 연결된 커패시터의 커패시턴스(C) 중 어느 하나 이상을 조절함으로써 저역 통과 차단 주파수(low pass cut off frequency)를 조정할 수 있다.

이는 앞에서 언급한 문제점 중 하나를 개선할 수 있는 특징으로서, 큰 저항 값을 가지는 소자 및/또는 큰 커패시턴스 값을 가지는 소자를 필수 구성으로 이용하지 않고도 저역 통과 차단 주파수를 생체 신호에 적합하도록 구현하여 아날로그 프론트-엔드 칩 회로에 집적화할 수 있다.

한편, 도 7에는 종래의 AD 변환기단과 본 발명의 일실시예에 따른 QTC부의 출력을 나타낸 예시도가 도시된다.

도면에서 V_OUT은 변환된 디지털 값을 다시 아날로그 값으로 변환(Digital-to-Analog)하였을 때의 결과 값이다.

이 때 V_IN과 V_OUT의 차이를 살펴보면, 종래의 AD 변환기단은 sample & hold 구간에서 샘플링 된 전압을 conversion period 동안 변환하여 최종 결과를 얻어내므로 샘플링 시점에서의 입력 전압만이 결과에 반영되는 문제가 있다.

그러나 본 발명의 QTC부(300)는 conversion period 동안 입력을 지속적으로 반영하여 최종 결과를 얻어내므로 종래의 AD 변환기단보다 더욱 정확한 출력을 도출해낼 수 있음을 확인할 수 있다.

미세한 변화가 지속적으로 발생하는 생체 신호의 특성 상 위와 같은 차이는 측정 시스템의 결과에 있어서 상당한 차이가 되므로 본 발명은 종래의 생체 신호 측정 시스템보다 명확한 결과 값을 출력할 수 있는 특징을 가진다.

결과적으로 본 발명은 생체 신호 측정 시스템에 OTA 및 비교기를 포함하는 QTC부를 이용함으로써 집적화가 불가능할 정도로 큰 값을 가지는 저항이나 커패시터의 적용 없이도 아날로그 프론트-엔드 칩 회로에 집적화하여 구현이 가능한 특징이 있다.

아울러 본 발명은 AD 변환기단을 고 해상도로 구현함과 동시에 비교기에 입력되는 비교 전압이 일정한 레벨이 아닌 상승 구간과 하강 구간을 갖도록 구성함으로써 생체 신호 측정에 있어서 측정에 누락되는 부분을 최소화하여 보다 정확한 생체 신호를 측정할 수 있는 장점이 있다.

이상 본 발명의 구체적 실시형태와 관련하여 본 발명을 설명하였으나, 이는 예시에 불과하며 본 발명은 이에 제한되지 않는다. 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 범위를 벗어나지 않고 설명된 실시형태를 변경 또는 변형할 수 있으며, 본 발명의 기술사상과 아래에 기재될 특허청구범위의 균등범위 내에서 다양한 수정 및 변형이 가능하다.

100: 증폭부
200: 고역통과필터부
300: QTC부
310: OTA
320: 비교기
330: 비교 전압 생성기

Claims

하나의 아날로그 프론트-엔드(Analog Front-End: AFE) 칩 회로에 구현된 생체 신호를 측정하는 시스템에 있어서,
생체 신호를 수신하고 차동 증폭기(differential amplifier) 중 계측 증폭기(instrument amplifier)를 이용하여 이를 증폭시키는 증폭부;
통과 대역에서 평탄하고 극점당 20dB/decade의 기울기를 갖는 버터워스 필터(Butterworth Filter)를 이용하여 증폭된 상기 생체 신호 중 설정된 주파수 이상의 주파수 대역 생체 신호만을 통과시키는 고역통과필터(high pass filter: HPF)부; 및
상기 고역통과필터부를 통과한 생체 신호를 신호 처리하여 생체 신호 측정 결과를 출력하는 QTC(charge to time converter)부; 를 포함하며,

상기 QTC부는,
상기 고역통과필터부를 통과한 생체 신호와 기준 전압을 입력 받아 그 차이를 반영한 출력전류를 흘리는 OTA(operational transconductance amplifier);
상기 OTA의 출력단 전압과 비교 전압을 비교하여 결과값을 펄스 형태로 출력하는 비교기;
설정된 범위 내의 전압 값을 한 주기 동안 모두 거치도록 상승 구간과 하강 구간을 갖는 비교 전압을 생성하여 상기 비교기로 입력하는 비교 전압 생성기; 및
일정 주기 동안 상기 비교기가 출력한 결과값의 펄스 폭을 수치화(digitize)함으로써 카운트 할 수 있는 카운터; 를 포함하여, OTA의 컨덕턴스(gm) 또는 OTA의 출력단과 연결된 커패시터의 커패시턴스(C) 중 어느 하나 이상을 조절하여 저역 통과 차단 주파수(low pass cut off frequency)를 조정하고,
상기 비교기의 출력단을 초기화시키기 위해 상기 OTA의 출력단과 비교기의 입력단 사이에는 리셋 스위치가 추가적으로 배치되며,

상기 계측 증폭기는 출력단 및 접지단과 분리된 두 개의 입력과 공통출력을 가지는 두 개의 연산 증폭기로 입력단을 구성하는 것을 특징으로 하는 개선된 생체 신호 측정 시스템.
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