KR101843083B1 - 다중의 단위 측정기들을 포함하는 생체 신호 측정 장치 및 방법 - Google Patents

다중의 단위 측정기들을 포함하는 생체 신호 측정 장치 및 방법 Download PDF

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Abstract

생체 신호를 측정하는 장치 및 방법에 따르면, 피검자의 피부와 접촉하는 제1 전극들간의 전기적 특성 차이로부터 상기 피검자의 제1 생체 신호를 측정하고, 상기 제1 전극들과 다른 위치에서 피검자의 피부와 접촉하는 제2 전극들간의 전기적 특성 차이로부터 상기 피검자의 제2 생체 신호를 측정하고, 적어도 상기 제1 단위 측정기와 상기 제2 단위 측정기를 포함하는 복수 개의 단위 측정기들이 상기 전극들의 접촉 부위의 특성에 기초하여 배열된다.

Description

다중의 단위 측정기들을 포함하는 생체 신호 측정 장치 및 방법{Apparatus and method for measuring biological including multiple unit measurer}
피검자의 생체 신호를 측정하기 위한 장치 및 방법에 관한 것으로 복수의 단위 측정기들을 이용하는 생체 신호 측정 장치 및 방법이다.
U-Health에 대한 관심이 높아지면서, 환자의 일상 생활 중에도 건강 신호(Vital Sign)를 모니터링하고 이를 분석하려는 기술들이 요구되고 있다. 섬유형 전극을 이용한 심전도의 측정, 손목형, 장갑형 또는 반지형 심박검출 모듈 등은 일상 생활에서도 건강 신호를 모니터링하고 분석하기 위한 대표적인 응용 기술들이다. 이러한 응용 기술들은 소형화 및 유무선 통신 방식의 결합과 함께 사용 및 휴대를 보다 강조하였다.
다만, 건강 신호는 개인에게 제공되어 개인으로 하여금 건강에 대한 관심을 갖게 하는데 이용될 뿐만 아니라, 임상병원 의사들에게 직접 제공되어 개인의 건강 상태를 효율적으로 체크하기 위한 파라미터가 되어야 한다. 따라서, 임상적으로 이용될 수 있을 만큼 정확한 건강 신호를 검출하기 위한 기술이 중요하다.
휴대성, 편리성과 같은 장점을 유지하면서 임상적으로 이용 가능하고 고품질의 생체 신호를 측정할 수 있는 생체 신호 측정 장치 및 방법을 제공하는데 있다. 또한, 상기 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체를 제공하는데 있다. 본 실시예가 이루고자 하는 기술적 과제는 상기된 바와 같은 기술적 과제들로 한정되지 않으며, 또 다른 기술적 과제들이 존재할 수 있다.
본 발명의 일측에 따른 생체 신호 측정 장치는 피검자의 피부와 접촉하는 제1 전극들간의 전기적 특성 차이로부터 상기 피검자의 제1 생체 신호를 측정하는 제1 단위 측정기 및 상기 제1 전극들과 다른 위치에서 피검자의 피부와 접촉하는 제2 전극들간의 전기적 특성 차이로부터 상기 피검자의 제2 생체 신호를 측정하는 제2 단위 측정기를 포함하고, 적어도 상기 제1 단위 측정기와 상기 제2 단위 측정기를 포함하는 복수 개의 단위 측정기들이 상기 전극들의 접촉 부위의 특성에 기초하여 배열된다.
본 발명의 다른 측면에 따른 생체 신호 측정 장치는 상기 제1 생체 신호와 상기 제2 생체 신호를 합성하여 생체 신호를 생성하는 생체 신호 생성기를 더 포함한다.
본 발명의 다른 측면에 따른 생체 신호 측정 방법은 피검자의 피부와 접촉된 제1 단위 측정기로부터 피검자의 제1 생체 신호를 수신하는 단계, 상기 제1 단위 측정기와 다른 위치에서 피검자의 피부와 접촉된 제2 단위 측정기로부터 제2 생체 신호를 수신하는 단계 및 상기 제1 생체 신호와 상기 제2 생체 신호를 합성하여 생체 신호를 생성하는 단계를 포함한다.
본 발명의 또 다른 측면에 따라 상기 생체 신호 측정 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체가 제공된다.
복수의 단위 측정기들로부터 수신된 복수의 생체 신호들을 합성하여 최종적으로 출력되는 생체 신호를 생성함으로써, 휴대성, 편리성과 같은 장점을 유지하면서 임상적으로 이용 가능하고 고품질의 생체 신호를 측정할 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치(10)의 구성도이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치(10)의 구성도이다.
도 3은 제1 전극들(111, 112)과 제1 단위 측정기(11)의 구성도이다.
도 4는 제1 전극들(111, 112)의 전위차를 계산하기 위하여 심장(21)과 제1 전극들(111, 112)의 관계를 나타낸 도면이다.
도 5는 제1 전극들(111, 112), 제1 단위 측정기(11), 제2 전극들(111, 112), 제2 단위 측정기(12), 리드 2 전극들(51, 52) 및 표준 측정기(53)의 구성도이다.
도 6은 표준 12 리드들 중 리드 2를 기초로 측정된 심전도 신호(54)와 생체 신호 측정 장치(10)를 기초로 측정된 제1 생체 신호, 제2 생체 신호와의 관계를 나타낸 도면이다.
도 7은 제1 생체 신호(113)와 제2 생체 신호(123) 및 심전도 신호(54)의 관계를 나타낸 도면이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 제1 단위 측정기(11)의 측면도이다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치의 구성도이다.
도 10은 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치의 구성도이다.
도 11은 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치의 구성도이다.
도 12는 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 방법의 동작 흐름도이다.
이하에서는 도면을 참조하여 본 발명의 실시예들을 상세히 설명한다. 이하의 실시예들에서는 본 발명의 요지가 흐려지는 것을 방지하기 위하여 피검자의 생체 신호를 측정하기 위한 구성들만을 설명하기로 한다. 다만, 본 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 피검자의 생체 신호를 측정하기 위한 구성들 외에 다른 범용적인 구성들이 부가될 수 있음을 이해할 수 있다. 예를 들어, 의사 등과 같은 의료 전문가가 생체 신호를 인식할 수 있도록 하기 위하여 피검자의 생체 신호를 측정하는 구성들 외에 피검자의 생체 신호를 스크린 또는 종이 위에 디스플레이하는 구성 등이 부가될 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치(10)의 구성도이다. 도 1을 참조하면, 본 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치(10)는 제1 단위 측정기(11), 제1 전극들(111, 112), 제2 단위 측정기(12) 및 제2 전극들(121, 122)로 구성된다. 다만, 도 1에 도시된 생체 신호 측정 장치(10)는 본 발명의 하나의 구현 예에 불과하며, 도 1에 도시된 구성 요소들을 기초로 하여 여러 가지 변형이 가능함을 본 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이해할 수 있다.
제1 단위 측정기(11)는 피검자(20)의 피부와 접촉하는 제1 전극들(111, 112)간의 전기적 특성 차이로부터 피검자(20)의 제1 생체 신호를 측정한다. 제1 전극들(111, 112)은 피검자(20)의 피부와 전기적 인터페이싱(interfacing)을 수행한다. 따라서, 제1 전극들(111, 112)간의 전기적 특성 차이는 제1 전극(111)과 피검자(20)의 피부와의 전기적 인터페이싱에 의한 전기적 특성과 제1 전극(112)과 피검자(20)의 피부와의 전기적 인터페이싱에 의한 전기적 특성과의 차이를 의미할 수 있다. 일반적으로 이러한 전기적 특성은 전위이고, 이러한 전기적 특성의 차이는 전위차를 의미한다. 결론적으로, 제1 단위 측정기(11)는 피검자(20)의 피부의 표면의 다른 위치에 접촉된 제1 전극(111)과 제1 전극(112) 사이의 전위차를 이용하여 제1 생체 신호를 측정한다. 즉, 제1 생체 신호는 피검자(20)의 피부의 표면의 위치에 따라 서로 다른 전위가 나타난다는 특성을 이용하여 측정된다.
제2 단위 측정기(12)는 제1 전극들(111, 112)과 다른 위치에서 피검자(20)의 피부와 접촉하는 제2 전극들(121, 122)간의 전기적 특성 차이로부터 피검자(20)의 제2 생체 신호를 측정한다. 제2 전극들(121, 122) 역시 피검자(20)의 피부와 전기적 인터페이싱(interfacing)을 수행한다. 따라서, 제2 단위 측정기(12) 역시 피검자(20)의 피부의 표면의 다른 위치에 접촉된 제2 전극(121)과 제2 전극(122) 사이의 전위차를 이용하여 제2 생체 신호를 측정한다.
일반적으로, 제1 전극들(111, 112), 제2 전극들(121, 122)은 각각 한 쌍을 이루는 두 개의 전극들이다. 다만, 제1 전극들(111, 112) 및 제2 전극들(121, 122)은 단일 전극으로 대체될 수도 있고, 두 개 이상의 전극으로 구성될 수 있다. 또한, 제1 전극들(111, 112)과 제2 전극들(121, 122)은 습식(wet-type) 전극, 건식(dry-type) 전극 등으로 구현될 수 있다. 습식 전극은 고체 형태의 전도성 물질인 전극에 전해질 성분의 젤(gel)이 도포되어 있고, 이러한 젤이 피검자의 피부에 접촉형태이고, 건식 전극은 고체 형태의 전도성 물질인 전극이 피검자(20)의 피부에 직접 접촉되는 형태이다.
제1 전극들(111, 112)은 서로 일정한 간격으로 근접하여 배열된다. 일반적으로, 제1 전극들(111, 112)은 표준 12 리드(standard 12 lead)의 전극들 상호 간의 거리보다 작은 거리로 근접하여 접촉된다. 예를 들어, 제1 전극들(111, 112)은 서로 2 cm의 간격으로 근접하여 배열된다. 이와 마찬가지로, 제1 전극들(111, 112)은 서로 일정한 간격으로 근접하여 배열된다. 일반적으로, 제2 전극들(121, 122)은 표준 12 리드(standard 12 lead)의 전극들 상호 간의 거리보다 작은 거리로 근접하여 접촉된다.
적어도 제1 단위 측정기(11)와 제2 단위 측정기(12)를 포함하는 복수 개의 단위 측정기들이 상기 전극들의 접촉 부위의 특성에 기초하여 피검자(20)의 피부에 배열된다. 일반적으로, 이러한 접촉 부위의 특성은 제1 전극들(111, 112) 사이의 전기적 특성 차이와 제2 전극들(121, 122) 사이의 전기적 특성 차이와의 유사성에 기초하여 결정된다. 이 때, 전기적 특성 차이의 대표적인 일 예에는 전위차가 포함된다.
일반적으로, 제1 단위 측정기(11)와 제2 단위 측정기(12)를 포함하는 단위 측정기들은 패드(pad)에 포함된다. 예를 들어, 이러한 패드는 피검자(20)의 피부와 접촉이 용이하도록 패치형(patch type) 패드일 수 있다. 일반적으로, 패드는 제1 패드와 제2 패드로 각각 구성되고, 제1 단위 측정기(11)는 제1 패드에 포함되고, 제2 단위 측정기(12)는 제2 패드에 포함되도록 구성된다. 이 경우, 제2 패드는 제1 패드와 임계 거리 이하로 근접하여 위치할 수 있다. 이 때, 임계 거리의 일 예에는 10 cm가 포함된다. 다만, 제1 단위 측정기(11)와 제2 단위 측정기(12) 모두 하나의 패드에 구성될 수도 있다. 또한, 이러한 패드는 일반적으로 전극들과 피검자(20)의 피부와의 전기적 인터페이싱에 영향을 주지 않도록 부도체로 구성된다. 부도체의 일 예에는 고무, 섬유, 플라스틱 등 다양한 소재들이 포함된다. 다만, 본 발명의 일 실시예에 따라 패드는 도체로 구성될 수도 있고, 반도체로 구성될 수도 있다.
제1 단위 측정기(11)와 제2 단위 측정기(12)는 패드에 포함되도록 유연한 회로기판으로 구성될 수 있다. 또한, 제1 단위 측정기(11)와 제2 단위 측정기(12)는 패드로부터 착탈이 가능하도록 구성될 수 있다.
제1 전극들(111, 112)과 제2 전극들(121, 122)을 포함하는 전극들은 패드에 배열될 수 있다. 일반적으로, 제1 전극들(111, 112)은 제1 단위 측정기(11)가 포함된 패드에 배열되고, 제2 전극들(121, 122)은 제2 단위 측정기(12)가 포함된 패드에 배열된다. 예를 들어, 패드는 제1 패드와 제2 패드로 각각 구성되고, 제1 전극들(111, 112)은 제1 패드에 배열되고, 제2 전극들(121, 122)은 제2 패드에 배열될 수 있다. 다만, 제1 전극들(111, 112)과 제2 전극들(121, 122) 모두 하나의 패드에 배열될 수도 있다. 또한, 전극들은 패드로부터 착탈이 가능하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 전극들은 패드로부터 착탈을 위해 스냅(snap) 버튼과 함께 구성될 수 있다.
제1 단위 측정기(11)는 적어도 하나의 신호 프로세싱(processing)에 기초하여 제1 생체 신호를 가공하고, 제2 단위 측정기(12)는 적어도 하나의 신호 프로세싱(processing)에 기초하여 제2 생체 신호를 가공할 수 있다. 일반적으로 신호 프로세싱은 신호에서 원하는 정보를 추출, 전달, 저장하거나 또는 시스템을 관측, 제어할 수 있도록 신호에 어떠한 가공을 하는 것을 의미한다. 이러한 신호 프로세싱의 대표적인 예들에는 검출된 신호로부터의 잡음 제거(noise filtering), 검출된 신호를 증폭하는 증폭(amplifying), 증폭된 아날로그 형태의 신호들을 디지털 형태의 신호들로 변환하는 A/D 컨버팅(analog-to-digital converting), 이와 같은 디지털 형태의 신호들에 대한 연산을 수행하는 연산기 등이 포함된다. 따라서, 제1 단위 측정기(11)와 제2 단위 측정기(12)는 이러한 신호 프로세싱을 위해 증폭기, A/D 컨버터, 연산기, 노이즈 필터 등으로 구현될 수 있다.
제1 단위 측정기(11)는 제1 생체 신호를 개인 단말(30)로 전송할 수 있다. 이와 마찬가지로, 제2 단위 측정기(12)는 제2 생체 신호를 개인 단말(30)로 전송할 수 있다. 일반적으로, 제1 생체 신호와 제2 생체 신호 각각은 다양한 유무선 통신 채널을 통해 개인 단말(30)로 전송된다. 따라서, 제1 단위 측정기(11)와 제2 단위 측정기(12)는 유무선 통신 모듈을 포함할 수 있다. 또한, 제1 생체 신호와 제2 생체 신호는 개인 단말(30)을 통하여 노출될 수 있다. 예를 들어, 제1 생체 신호와 제2 생체 신호는 개인 단말(30)에 포함된 디스플레이를 통하여 노출된다. 이러한 개인 단말(30)의 일 예에는 휴대폰, PDA, 컴퓨터 등 다양한 형태의 단말들이 포함된다.
개인 단말(30)은 생체 신호 생성기를 포함할 수 있다. 일반적으로, 생체 신호 생성기는 제1 생체 신호와 제2 생체 신호를 합성하여 생체 신호를 생성한다. 또한, 생체 신호는 개인 단말(30)을 통하여 노출될 수 있다. 예를 들어, 생체 신호는 개인 단말(30)에 포함된 디스플레이를 통하여 노출된다.
이와 같은 도 1의 생체 신호 측정 장치(10)의 각 구성들은 이하 도면들을 통하여 더욱 상세하게 설명된다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치(10)의 구성도이다. 도 2를 참조하면, 본 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치(10)는 제1 단위 측정기(11), 제1 전극들(111, 112), 제2 단위 측정기(12), 제2 전극들(121, 122) 및 생체 신호 생성기(13)로 구성된다. 도 2에 도시된 생체 신호 장치(10)는 도 1에 도시된 생체 신호 측정 장치(10)와 비교하여 일부 추가적인 구성이 포함된 다른 실시예이다. 따라서, 이하 생략된 내용이라 하더라도 도 1에 도시된 생체 신호 측정 장치(10)에 관하여 이상에서 기술된 내용은 도 2에 도시된 생체 신호 측정 장치(10)에도 적용된다.
제1 단위 측정기(11)는 피검자(20)의 피부와 접촉하는 제1 전극들(111, 112)간의 전기적 특성 차이로부터 피검자(20)의 제1 생체 신호를 측정한다. 제1 전극들(111, 112)은 피검자(20)의 피부와 전기적 인터페이싱(interfacing)을 수행한다. 일반적으로, 제1 생체 신호는 피검자(20)의 피부의 표면의 위치에 따라 서로 다른 전위가 나타난다는 특성을 이용하여 측정된다. 따라서, 제1 생체 신호는 제1 전극들(111, 112)과 같은 한 쌍의 전극들간의 전위차, 즉 전압에 의해 측정될 수 있다. 일반적으로 이와 같은 전위차는 시간의 경과에 따라 그래프 형태의 심전도 신호로 측정될 수 있다. 다만, 제1 생체 신호는 하나로 구성된 전극을 사용하여 피검자(20)의 피부의 표면의 어느 한 지점에서의 전위에 의해 측정될 수도 있고, 다수의 전극들에 의해 검출된 값들의 조합에 의해 측정될 수도 있다.
제1 생체 신호의 대표적인 예로는 심전도(ECG, Electrocardiography) 신호를 들 수 있다. 피검자(20)의 심장(21)이 심실 심방의 근 수축시 발생되는 활동전류의 합을 외부의 특정한 두 위치에서 전위차를 측정하여 그래프로 나타낸 것을 심전도라 한다 다만, 도 1에 도시된 실시예는 심전도 신호뿐만 아니라 뇌파(brain wave) 신호, 근전도 신호(electromyogram) 등 피검자(20)의 신체에서 전기적으로 검출될 수 있는 다른 생체 신호들에도 적용될 수 있다.
도 3은 제1 전극들(111, 112)과 제1 단위 측정기(11)의 구성도이다. 도 3에 도시된 바와 같이, 제1 전극들(111, 112)은 피검자(20)의 피부 표면의 위치하고, 피검자(20)의 피부와의 전기적 인터페이싱을 수행하고, 제1 단위 측정기(11)는 제1 전극들(111, 112)로부터 상기 피부 표면의 전위들을 검출한다. 또한, 제1 단위 측정기(11)는 제1 전극들(111, 112)의 전위차를 기초하여 시간의 흐름에 따라 상승과 하강을 반복하는 그래프 형태의 제1 생체 신호를 생성한다. 일반적으로 제1 생체 신호를 검출하는 제1 전극들(111, 112)은 심전도 신호를 측정하기 위하여 하나의 전극 또는 한 쌍을 이루는 둘 이상의 전극들로 구성된 리드의 구성요소로 정의된다.
심전도 신호의 측정을 위해서 12 개의 표준 12 리드들(12-leads)이 대표된다. 12 개의 표준 12 리드들에는 심장(21)의 전면부에서 기록되는 3개의 표준 사지 리드들(standard limb leads), 3 개의 단극 사지 유도들(unipolar limb leads) 및 심장(21)의 수평면에서 기록되는 6개의 흉부 리드들(chest leads)이 포함된다.
도 3을 참조하면, 위에 언급된 표준 사지 리드들에 리드 1, 리드 2, 리드 3을 포함되고, 리드 1, 리드 2, 리드 3는 각각 역삼각형의 세 개의 꼭지점 중 두 개의 지점에 위치한 측정 전극들을 포함한다. 예를 들어, 리드 2는 피검자(20)의 피부 표면의 오른손(RA: Right Arm)에 대응하는 점과 왼발(LL: Left Leg)에 대응하는 점에 각각 측정 전극을 위치시킨다. 이 때, 측정 전극들 사이의 전위차는 리드 2를 이용하여 측정된 심전도 신호로서 검출된다. 이와 마찬가지로, 리드 1은 오른손에 대응하는 점과 왼팔(LA: Left Arm)에 대응하는 점에 측정 전극들을 위치시키고, 리드 3는 왼팔에 대응하는 점과 왼발에 대응하는 점에 측정 전극들을 위치시킨다.
도 3에 도시된 바와 같이, 제1 전극들(111, 112)은 리드 2를 구성하는 변을 기준으로 피검자(20)의 피부에 접촉될 수 있다. 이 때, 측정된 제1 생체 신호는 리드 2를 기초로 검출된 심전도 신호와 유사성 또는 연관성을 갖는 심전도 파형일 수 있다. 제1 전극들(111, 112)은 리드 1, 리드 3를 구성하는 변을 기준으로 피검자(20)의 피부에 접촉될 수도 있다.
도 4는 제1 전극들(111, 112)의 전위차를 계산하기 위하여 심장(21)과 제1 전극들(111, 112)의 관계를 나타낸 도면이다. 도 4를 참조하면, 제1 전극들(111, 112) 사이의 전위차는 하나 또는 복수개의 전기 쌍극자(dipole) 소스로 간주된 심장(21)을 대표하는 쌍극자 벡터
Figure 112011006465917-pat00001
, 심장(21)으로부터 제1 전극(111) 까지의 거리를 대표하는 위치벡터 r1, 심장(21)으로부터 제1 전극(121) 까지의 거리를 대표하는 위치벡터 r2, 제1 전극들(111, 112) 사이의 벡터
Figure 112011006465917-pat00002
로부터 도출될 수 있다. 다만, 제1 전극들(111, 112) 사이의 전위차를 도출하기 위해서, 피검자(20)의 몸통은 균질한 무한 도체로 가정되고, 심장(21)의 모든 심근세포들이 제1 전극들(111, 112) 각각으로부터 동일한 거리에 있다고 가정되어야 한다.
심장(21)을 하나 또는 복수 개의 전기 쌍극자로 가정하는 경우, 쌍극자 벡터
Figure 112011006465917-pat00003
에서 r1 거리에 있는 제1 전극(111)과 r2 거리에 있는 제1 전극(112) 사이의 전위차는 수학식 1과 같이 계산된다. 다음 수학식 1에서 v(r2, r1)는 제1 전극들(111, 112) 사이의 전위차를 의미하고, r은 제1 전극(112)과 제1 전극(112)을 포함하는 구의 반지름을 의미하고,
Figure 112011006465917-pat00004
는 반지름이 r인 구의 전도성을 의미한다.
[ 수학식 1]
Figure 112011006465917-pat00005
또한, 수학식 1을 참조하여, 제1 전극(112)의 위치벡터 r2와 제1 전극(111)의 위치벡터 r1의 차를 벡터
Figure 112011006465917-pat00006
로 표시하면 수학식 1은 수학식 2와 같이 표시될 수 있다. 다음 수학식 2에서 v는 제1 전극들(111, 112) 사이의 전위차를 의미하고,
Figure 112011006465917-pat00007
는 쌍극자 벡터를 의미하고, r은 제1 전극(112)과 제1 전극(112)을 포함하는 구의 반지름을 의미하고,
Figure 112011006465917-pat00008
는 반지름이 r인 구의 전도성을 의미한다.
[ 수학식 2]
Figure 112011006465917-pat00009
수학식 2를 참조하면, 제1 전극들(111, 112) 사이의 전위차는 제1 전극들(111, 112)간의 벡터
Figure 112011006465917-pat00010
가 작아질수록, 즉 제1 전극들(111, 112) 사이의 간격이 줄어들수록 작아진다. 이에 따라, 제1 전극들(111, 112)에 의해 검출되는 제1 생체 신호의 크기가 감소된다. 도 3을 참조하여 설명하면, 제1 전극들(111, 112) 사이의 간격(31)이 줄어들수록 제1 단위 측정기(11)로부터 출력되는 제1 생체 신호의 크기가 감소되는 것이다. 예를 들어, 간격(31)이 2cm일 때 제1 전극들(111, 112)로부터 검출된 제1 생체 신호는 제1 전극들(111, 112)이 각각 RA와 LL에 대응하는 점들에 위치할 때 제1 전극들(111, 112)로부터 검출된 심전도 신호, 즉 리드 2 측정에 의해 검출된 심전도 신호와 비교할 때, 보다 크기가 작고품질이 낮은 심전도 신호일 수 있다. 이 때, 품질이 낮은 심전도 신호는 임상의에 의해 심장(21)의 정상 또는 이상 여부를 판단하기 위하여 사용되기 부 적당한 신호를 의미할 수 있다.
작은 크기와 낮은 품질에도 불구하고, 인접하여 위치한 제1 전극들(111, 112)로부터 측정된 제1 생체 신호는 다양한 이점을 갖는다. 무엇보다, 인접하여 위치한 제1 전극들(111, 112)은 생체 신호 측정 장치(10)의 소형화를 가능하도록 한다. 따라서, 휴대성과 저전력 구동이 보다 강조된 휴대용 생체 신호 측정 장치를 야기할 수 있다. 예를 들어, 간격(31)이 2cm로 인접한 제1 전극들(111, 112)을 포함하는 생체 신호 측정 장치(10)는 매우 소형으로 제작됨으로써, 항상 피검자(20)의 피부에 부착되어 피검자(20)의 정상 또는 이상 유무를 체크할 수 있다. 더군다나, 이러한 초소형 심전도 신호 측정 장치에서 출력되는 심전도 신호는 사용자가 직접 자신의 심장의 정상 유무를 판단하기에 충분한 품질을 보장한다.
다만, 제1 전극들(111, 112)은 서로 피검자(20)의 제1 생체 신호, 즉 제1 전극들(111, 112) 사이의 전압을 검출하기에 충분한 거리만큼 떨어져 위치하여야 한다. 예를 들어, 충분한 거리는 2 cm일 수 있다.
대조적으로, 제1 전극들(111, 112)은 상호 간에 임계 거리 이하로 근접하여 배열될 수 있다. 일반적으로, 이러한 임계 거리는 생체 신호 측정 장치(10)가 소형으로 구현되기 위해 결정된다. 예를 들어, 임계 거리는 생체 신호 측정 장치(10)의 소형화를 보장하는 4 cm가 될 수 있다. 또한, 이러한 임계 거리는 표준 12 리드들 중 어느 하나의 측정 전극들 사이의 거리보다 작은 거리로 결정될 수 있다. 예를 들어, 제1 전극들(111, 112)은 리드 2의 전극들 상호 간의 거리보다 작은 거리로 근접하여 접촉될 수 있다.
제2 단위 측정기(12)는 제1 전극들(111, 112)과 다른 위치에서 피검자(20)의 피부와 접촉하는 제2 전극들(121, 122)간의 전기적 특성 차이로부터 피검자(20)의 제2 생체 신호를 측정한다. 이 때, 제2 전극들(121, 122)은 서로 피검자(20)의 제2 생체 신호, 즉 제2 전극들(121, 122) 사이의 전압을 검출하기에 충분한 거리만큼 떨어져 위치하여야 한다. 예를 들어, 충분한 거리는 2 cm가 될 수 있다.
대조적으로, 제2 전극들(121, 122)은 상호 간에 임계 거리 이하로 근접하여 배열될 수 있다. 일반적으로, 이러한 임계 거리는 생체 신호 측정 장치(10)가 소형으로 구현되기 위해 결정된다. 예를 들어, 임계 거리는 생체 신호 측정 장치(10)의 소형화를 보장하는 4 cm가 될 수 있다. 또한, 이러한 임계 거리는 표준 12 리드들 중 어느 하나의 측정 전극들 사이의 거리보다 작은 거리로 결정될 수 있다. 예를 들어, 제2 전극들(121, 122)은 리드 2의 전극들 상호 간의 거리보다 작은 거리로 근접하여 접촉될 수 있다.
제2 단위 측정기(12)는 적어도 하나의 신호 프로세싱에 기초하여 상기 제2 생체 신호를 가공할 수 있다.
도 3을 참조하면, 제2 전극들(121, 122) 역시 제1 전극들(111, 112)과 같이 리드 2를 구성하는 변을 기준으로 피검자(20)의 피부에 접촉될 수 있다. 따라서, 제2 전극들(121, 122) 역시 리드 2를 기초로 검출된 심전도 신호와 유사성 또는 연관성을 갖는 심전도 파형일 수 있다. 다만, 제2 전극들(121, 122)은 제1 전극들(111, 112)과 다른 위치에서 피검자(20)의 피부와 접촉한다.
도 4 및 수학식 1을 참조하면, 제2 전극들(121, 122) 사이의 전위차 역시 제1 전극들(111, 112) 사이의 전위차와 같이 하나 또는 복수개의 전기 쌍극자(dipole) 소스로 간주된 심장(21)을 대표하는 쌍극자 벡터
Figure 112011006465917-pat00011
, 심장(21)으로부터 제2 전극(111) 까지의 거리를 대표하는 위치벡터 r3, 심장(21)으로부터 제1 전극(121) 까지의 거리를 대표하는 위치벡터 r4, 제2 전극들(121, 122) 사이의 벡터
Figure 112011006465917-pat00012
로부터 도출될 수 있다. 다만, 제2 전극들(121, 122) 사이의 전위차를 도출하기 위해서, 피검자(20)의 몸통은 균질한 무한 도체로 가정되고, 심장(21)의 모든 심근세포들이 제1 전극들(111, 112) 각각으로부터 동일한 거리에 있다고 가정되어야 한다.
도 5는 제1 전극들(111, 112), 제1 단위 측정기(11), 제2 전극들(121, 122), 제2 단위 측정기(12), 리드 2 전극들(51, 52) 및 표준 측정기(53)의 구성도이다. 도 5를 참조하면, 표준 측정기(53)는 표준 12 리드들 중 리드 2에 의한 심전도 신호(54)를 측정하는 방식에 따라, 피검자(20)의 피부 표면의 오른손에 대응하는 점에 위치한 전극(51)과 피검자(20)의 피부 표면의 왼발에 대응하는 점에 위치한 전극(52)의 전위차를 검출함으로써 심전도 신호(54)를 생성한다. 일반적으로, 심전도 신호(54)는 제1 생체 신호(113)와 제2 생체 신호(123)와 비교할 때, 보다 크기가 크고 품질이 좋은 심전도 신호이다. 이 때, 품질이 좋은 심전도 신호는 심장(21)의 임상의에 의하여 정상 또는 이상 여부를 판단하기 위하여 사용되기 적당한 신호를 의미할 수 있다. 예를 들어, 임상의는 품질이 좋은 심전도 신호를 이용하여 피검자(20)에게 부정맥과 같은 심장과 관련된 질병이 존재하는지 여부 등을 판단할 수 있다.
도 4 및 수학식 1을 참조하면, 전극(51, 52) 사이의 전위차 역시 제1 전극들(111, 112) 사이의 전위차 또는 제2 전극들(121, 122) 사이의 전위차와 같이 하나 또는 복수개의 전기 쌍극자(dipole) 소스로 간주된 심장(21)을 대표하는 쌍극자 벡터
Figure 112011006465917-pat00013
, 심장(21)으로부터 전극(51) 까지의 거리를 대표하는 위치벡터 rRA, 심장(21)으로부터 전극(52) 까지의 거리를 대표하는 위치벡터 rLL, 전극들(51, 52) 사이의 벡터
Figure 112011006465917-pat00014
로부터 도출될 수 있다. 다만, 전극들(51, 52) 사이의 전위차를 도출하기 위해서, 피검자(20)의 몸통은 균질한 무한 도체로 가정되고, 심장(21)의 모든 심근세포들이 전극들(51, 52) 각각으로부터 동일한 거리에 있다고 가정되어야 한다.
제2 전극들(121, 122)은 제1 전극들(111, 112)의 위치와 연관된 다른 위치에 위치한다. 일반적으로, 제1 전극들(111, 112)은 제1 단위 측정기(11)와 연결되어 있고, 제2 전극들(121, 122)은 제2 단위 측정기(12)와 연결된다. 따라서, 제2 전극들(121, 122)과 연결된 제2 단위 측정기(12)는 제1 전극들(111, 112)과 연결된 제1 단위 측정기와 다른 위치에서 제1 단위 측정기(11)와 함께 배열된다. 즉, 적어도 제1 단위 측정기(11)와 제2 단위 측정기(12)를 포함하는 복수 개의 단위 측정기들은 전극들의 접촉 부위의 특성에 기초하여 배열될 수 있다.
일반적으로, 전극들의 접촉 부위의 특성은 제1 전극들(111, 112) 사이의 전기적 특성 차이와 제2 전극들(121, 122) 사이의 전기적 특성 차이와의 유사성에 기초하여 결정된다. 앞서 설명된 바와 같이, 이러한 전기적 특성 차이에는 전위차가 포함된다. 따라서, 제1 단위 측정기(11)와 제2 단위 측정기(12)는 제1 전극들(111, 112)간의 전위차와 제2 전극들(121, 122)간의 전위차와의 유사성에 기초하여 배열될 수 있다. 또한, 이러한 전위차의 유사성은 피검자(20)의 피부 표면에서 전극들로부터 결정된 유도선에 기인할 수 있다. 예를 들어, 제1 전극들(111, 112)과 제2 전극들(121, 122) 모두 리드 2의 전극들(51, 52)이 형성한 유도선 상에 위치하는 경우, 제1 전극들(111, 112)간의 전위차는 전극들(51, 52)의 전위차의 일부분이고, 제2 전극들(121, 122)간의 전위차 역시 전극들(51, 52)의 전위차의 일부분이라는 유사성이 존재한다. 이와 같은 유사성에 대해 이하 도 6을 통해 보다 살펴본다.
도 6은 표준 12 리드들 중 리드 2를 기초로 측정된 심전도 신호(54)와 생체 신호 측정 장치(10)를 기초로 측정된 제1 생체 신호, 제2 생체 신호와의 관계를 나타낸 도면이다. 도 6을 참조하면, 피검자(20)의 몸통을 일정한 반지름을 갖는 타원형으로 간주하는 경우, 피검자(20)의 피부 표면에 위치한 전극(51)과 전극(52) 사이의 전위차는 수학식 3과 같이 계산된다. 다음 수학식 3에서 vLEAD 2는 전극(51)과 전극(52) 사이의 전위차를 의미하고,
Figure 112011006465917-pat00015
는 쌍극자 벡터를 의미하고, rRA는
Figure 112011006465917-pat00016
로부터 전극(51)까지의 위치벡터를 의미하고, rLL는
Figure 112011006465917-pat00017
로부터 전극(51)까지의 위치벡터를 의미하고,
Figure 112011006465917-pat00018
는 구의 전도성을 의미한다. 다만, (rLL - rRA)3은 rRA와 rLL을 포함하는 반지름의 세제곱의 값을 의미할 수 있다.
[ 수학식 3]
Figure 112011006465917-pat00019
이와 마찬가지로, 도 6에 도시된 바와 같이, 피검자(20)의 몸통을 일정한 반지름을 갖는 타원형으로 간주하는 경우, 피검자(20)의 피부 표면에 위치한 제1 전극(111)과 제1 전극(112) 사이의 전위차는 수학식 4와 같이 계산된다. 다음 수학식 4에서 v(r2, r1)는 제1 전극(111)과 제1 전극(112) 사이의 전위차를 의미하고,
Figure 112011006465917-pat00020
는 쌍극자 벡터를 의미하고, r1는
Figure 112011006465917-pat00021
로부터 제1 전극(111)까지의 위치벡터를 의미하고, r2는
Figure 112011006465917-pat00022
로부터 제1 전극(112)까지의 위치벡터를 의미하고,
Figure 112011006465917-pat00023
는 구의 전도성을 의미한다. 다만, (r2 - r1)3은 r1과 r2를 포함하는 반지름의 세제곱의 값을 의미할 수 있다.
[ 수학식 4]
Figure 112011006465917-pat00024
도 6을 참조하여 수학식 3과 수학식 4를 비교하면, 제1 전극들(111, 112)이 리드 2 전극들(51, 52)로부터 형성된 궤적(61)에 위치하는 경우, 제1 전극들(111, 112)의 전위차는 전극들(51, 52) 전위차의 일부분이 되는 것이 확인된다. 이는 전계(electric field)가 보존계라는 전자기학 이론과도 일치한다. 결론적으로, 리드 2의 전극들(51, 52)이 형성한 유도선 상에 리드 2의 전극들(51, 52) 사이의 거리보다 작은 N 개의 리드를 이루는 2N 개의 전극들을 배열하는 경우, N 개의 리드로부터 측정된 전위차들의 산술적 합은 리드 2의 전위차인 vLEAD 2와 동일하다.
이를 수식으로 표시하면 수학식 5와 같다. 다음 수학식 5에서 vLEAD 2는 전극(51)과 전극(52) 사이의 전위차를 의미하고,
Figure 112011006465917-pat00025
는 쌍극자 벡터를 의미하고, rRA는
Figure 112011006465917-pat00026
로부터 전극(51)까지의 위치벡터를 의미하고, rLL는
Figure 112011006465917-pat00027
로부터 전극(51)까지의 위치벡터를 의미하고, EPi는 i 번째 리드를 구성하는 첫 번째 전극을 의미하고, ENi는 i번째 리드를 구성하는 두 번째 전극을 의미하고,
Figure 112011006465917-pat00028
는 구의 전도성을 의미한다. 다만, (r2 - r1)3은 r1과 r2를 포함하는 반지름의 세제곱의 값을 의미할 수 있다.
[ 수학식 5]
Figure 112011006465917-pat00029
다만, 이러한 수학식 5는 앞서 설명된 바와 같이 제1 전극들(111, 112)과 제2 전극들(121, 122)이 리드 2의 전극들(51, 52)에 의해 형성된 유도선 상에 위치하여야 한다. 따라서, 앞서 언급한 바와 같이, 제2 전극들(121, 122)의 피검자(20)의 피부와의 접촉 위치는 제1 전극들(111, 112)의 위치로부터 결정되는 전위차와 제2 전극들(121, 122)의 위치로부터 결정되는 전위차와의 유사성에 기초하여 결정된다. 예를 들어, 제1 전극들(111, 112)과 제2 전극들(121, 122) 모두 리드 2의 전극들(51, 52)이 형성한 유도선 상에 위치하도록 위치되어야 한다. 다만, 이러한 위치는 리드 1, 리드 3과 그 밖의 다른 리드들을 기준으로 결정될 수도 있다. 예를 들어, 제1 전극들(111, 112)이 리드 1을 구성하는 측정 전극들에 의한 유도선 상에 위치하는 경우, 제2 전극들(121, 122) 역시 동일한 유도선 상에 위치하여야 한다.
본 발명의 일 실시예에 따르면, 제2 단위 측정기의 제1 단위 측정기와의 다른 위치는 제1 전극들(111, 112)의 위치로부터 결정되는 제1 벡터와 상기 제2 전극들(121, 122)의 위치로부터 결정되는 제2 벡터와의 유사성에 기초하여 결정될 수도 있다. 예를 들어, 도 5에 도시된 바와 같이, 제1 전극들(111, 112) 사이의 벡터
Figure 112011006465917-pat00030
와 리드 2에 의한 벡터
Figure 112011006465917-pat00031
과 유사성 또는 연관성을 가질 수 있다. 이와 마찬가지로, 제2 전극들(121, 122) 사이의 벡터
Figure 112011006465917-pat00032
도 리드 2에 의한 벡터
Figure 112011006465917-pat00033
과 유사성 또는 연관성을 가질 수 있다. 결론적으로, 벡터
Figure 112011006465917-pat00034
와 벡터
Figure 112011006465917-pat00035
도 유사성 또는 연관성을 가질 수 있다. 따라서, 제1 전극들(111, 112)의 위치가 벡터
Figure 112011006465917-pat00036
과의 관계에서 벡터
Figure 112011006465917-pat00037
가 도출되도록 결정되었다면, 제2 전극들(121, 122)의 위치 역시 벡터
Figure 112011006465917-pat00038
과의 관계에서 벡터
Figure 112011006465917-pat00039
가 도출되도록 결정되어야 한다.
생체 신호 생성기(13)는 제1 생체 신호와 제2 생체 신호를 합성하여 생체 신호를 생성한다. 제1 생체 신호와 상기 제2 생체 신호는 시간의 흐름에 따라 그래프로 검출된다. 일반적으로, 생체 신호 생성기(13)는 제1 생체 신호의 그래프의 시간 축 상의 점들 중 적어도 하나를 기준으로, 제1 생체 신호와 제2 생체 신호와의 합에 기초하여 생체 신호를 생성한다.
앞서 설명된 바와 같이, 제1 전극들(111, 112) 사이의 전기적 특성 차이는 상기 제1 전극들(111, 112) 사이의 전위차이고, 상기 제2 전극들(121, 122) 사이의 전기적 특성 차이는 상기 제2 전극들(121, 122) 사이의 전위차일 수 있다. 따라서, 생체 신호 생성기(13)는 상기 제1 전극들(111, 112) 사이의 전위차와 상기 제2 전극들(121, 122) 사이의 전위차의 합에 기초하여 생체 신호를 생성할 수 있다. 다시 말하면, 생체 신호 생성기(13)는 제1 생체 신호와 제2 생체 신호를 시간적으로 동기화하고, 각각의 시점에 제1 전극들(111, 112) 사이의 전위차와 제2 전극들(121, 122) 사이의 전위차를 합성하고, 합성된 전위차를 기반으로 생체 신호를 생성할 수도 있다. 이 때, 제1 생체 신호는 제1 전극들(111, 112)과 같은 한 쌍의 전극들간의 전위차에 기초하고, 제2 생체 신호는 제2 전극들(121, 122)과 같은 한 쌍의 전극들간의 전위차에 기초한다. 또한, 이러한 제1 생체 신호와 제2 생체 신호는 시간의 경과에 따라 각각의 전위차의 변화량이 그래프 형태로 나타난다.
생체 신호 생성기(13)는 생체 신호를 개인 단말(30)로 전송할 수 있다. 일반적으로, 생체 신호 각각은 다양한 유무선 통신 채널을 통해 개인 단말(30)로 전송된다. 따라서, 생체 신호 생성기(13)는 유무선 통신 모듈을 포함할 수 있다. 또한, 생체 신호는 개인 단말(30)을 통하여 노출될 수 있다. 예를 들어, 생체 신호는 개인 단말(30)에 포함된 디스플레이를 통하여 노출된다.
생체 신호 생성기(13)는 적어도 하나의 신호 프로세싱(processing)에 기초하여 생체 신호를 가공할 수 있다. 따라서, 생체 신호 생성기는 이러한 신호 프로세싱을 위해 증폭기, A/D 컨버터, 연산기, 노이즈 필터 등으로 구현될 수 있다.
도 7은 제1 생체 신호(113)와 제2 생체 신호(123) 및 심전도 신호(54)의 관계를 나타낸 도면이다. 도 7을 참조하면, 생체 신호 생성기(13)는 제1 생체 신호의 그래프의 시간 축 상의 점들 중 적어도 하나를 기준으로, 제1 생체 신호(113)와 제2 생체 신호(123)와의 합에 기초하여 생체 신호를 생성한다. 예를 들어, 생체 신호 생성기(13)는 제1 생체 신호(113)의 그래프의 시간 축 상의 점들 중 제1 생체 신호(113)의 P 파(wave)가 종료하는 점 및 제1 생체 신호(113)의 Q 파(wave)가 시작하는 점 중 적어도 하나를 기준으로 상기 제1 생체 신호와 상기 제2 생체 신호와의 합에 기초하여 상기 생체 신호를 생성한다. 이 때, 생체 신호 생성기(13)는 P파와 Q 파 사이의 불응기 구간을 기준으로 상기 생체 신호를 생성할 수도 있다. 다만, 생체 신호 생성기(13)는 제1 생체 신호(113)의 그래프의 시간 축 상의 점들 중 P 파가 시작하는 점, Q 파가 종료하는 점, R 파가 시작하는 점, R 파가 종료하는 점, S 파가 시작하는 점, S 파가 종료하는 점, T 파가 시작하는 점, T 파가 종료하는 점, 나아가 각 점들의 조합인 간격(interval)들 등을 기준으로도 생체 신호를 생성할 수도 있다.
이와 같은 생체 신호는 앞서 설명된 리드 2에 의해 측정된 심전도 신호(54)와 비교할 때, 유사한 수준의 크기와 품질을 나타내는 심전도 신호이다. 따라서, 생체 신호는 임상의에 의하여 정상 또는 이상 여부를 판단하기 위하여 사용될 수도 있다. 이를 통해, 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치(10)는 휴대성과 저전력의 구동이 강조된 휴대용 생체 신호 측정 서비스를 제공함을 물론, 임상의에 의해서도 이용될 수 있는 만큼 크기와 품질이 향상된 심전도 신호를 제공할 수 있는 생체 신호 측정 장치를 제공할 수 있다.
일반적으로, 심전도 신호는 심근의 탈분극(depolarization)과 재분극(repolarization)의 전기적인 과정을 순차적으로 반영하는 P 파, Q 파, R 파, S 파, T 파로 구성된다. 따라서, 제1 생체 신호와 제2 생체 신호에서 이러한 P 파, Q 파, R 파, S 파, T 파의 형성은 반복될 수 있다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 제1 단위 측정기(11)의 측면도이다. 도 8을 참조하면, 제1 단위 측정기(11)는 패드(80)에 포함된다. 다만, 제1 단위 측정기(11)는 패드의 일측면과 접촉될 수도 있다. 또한, 제1 전극들(111, 112)은 서로 일정한 간격으로 패드(80)에 배열된다. 이러한 제1 전극들(111, 112)은 보조 연결 소자(81)를 통해 제1 단위 측정기(11)와 연결될 수 있다. 이를 통해, 제1 단위 측정기(11)는 피검자(20)의 피부와 접촉하는 제1 전극들(111, 112)간의 전위차를 전극 보조(electrode support)를 통하여 검출하고, 검출된 전위차를 기반으로 제1 생체 신호를 측정한다. 또한, 앞서 언급된 바와 같이, 제1 전극들(111, 112)은 전해질 성분의 젤이 도포되어 있을 수 있다. 이 경우, 이러한 젤이 피검자(20)의 피부에 접촉되어, 피검자(20)의 피부와 제1 전극들(111, 112)와의 전기적 인터페이싱을 보조한다. 또한, 제1 전극들(111, 112)의 주변은 피검자(20)의 피부와 접촉이 용이하도록 접착용 젤(82)이 도포되어 있을 수 있다. 이 때, 이러한 접착용 젤(82)은 피검자(20)의 땀이나 이물질 때문에 제1 전극들(111, 112)이 피검자(20)의 피부로부터 유탈되는 현상을 막기 위해 무독성의 실리콘으로 구성될 수 있다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치의 구성도이다. 도 9를 참조하면, 제1 패드(80)에 포함된 제1 단위 측정기(11)는 피검자(20)의 피부와 접촉하는 제1 전극들(111, 112)간의 전기적 특성 차이로부터 피검자(20)의 제1 생체 신호를 측정하고, 이러한 제1 생체 신호를 개인 단말(30)로 전송한다. 이와 마찬가지로, 제2 패드(90)에 포함된 제2 단위 측정기(12)는 피검자(20)의 피부와 접촉하는 제2 전극들(121, 122)간의 전기적 특성 차이로부터 피검자(20)의 제2 생체 신호를 측정하고, 이러한 제2 생체 신호를 개인 단말(30)로 전송한다. 이 때, 제1 패드(80)에 포함된 제1 단위 측정기(11)와 제2 패드(90)에 포함된 제2 단위 측정기(12)는 전극들의 접촉 부위의 특성에 기초하여 배열된다. 개인 단말(30)은 제1 생체 신호와 제2 생체 신호를 합성하여 생체 신호를 생성하고 이러한 생체 신호를 노출한다. 이와 같은 도 9에 대하여 설명되지 아니한 사항은 앞서 도 1 내지 도 8에서 설명된 내용으로부터 당업자에 의해 용이하게 유추 가능하기에 이하 설명을 생략하도록 한다.
도 10은 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치의 구성도이다. 도 10을 참조하면, 패드(100)에 포함된 제1 단위 측정기(11)는 피검자(20)의 피부와 접촉하는 제1 전극들(111, 112)간의 전기적 특성 차이로부터 피검자(20)의 제1 생체 신호를 측정하고, 이러한 제1 생체 신호를 개인 단말(30)로 전송한다. 이와 마찬가지로, 동일한 패드(100)에 포함된 제2 단위 측정기(12)는 피검자(20)의 피부와 접촉하는 제2 전극들(121, 122)간의 전기적 특성 차이로부터 피검자(20)의 제2 생체 신호를 측정하고, 이러한 제2 생체 신호를 개인 단말(30)로 전송한다. 이 때, 동일한 패드(100) 포함된 제1 단위 측정기(11)와 제2 단위 측정기(12)는 전극들의 접촉 부위의 특성에 기초하여 배열된다. 개인 단말(30)은 제1 생체 신호와 제2 생체 신호를 합성하여 생체 신호를 생성하고 이러한 생체 신호를 노출한다. 이와 같은 도 10에 대하여 설명되지 아니한 사항은 앞서 도 1 내지 도 8에서 설명된 내용으로부터 당업자에 의해 용이하게 유추 가능하기에 이하 설명을 생략하도록 한다.
도 11은 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치의 구성도이다. 도 11을 참조하면, 패드(100)에 포함된 제1 단위 측정기(11)는 피검자(20)의 피부와 접촉하는 제1 전극들(111, 112)간의 전기적 특성 차이로부터 피검자(20)의 제1 생체 신호를 측정한다. 이와 마찬가지로, 동일한 패드(100)에 포함된 제2 단위 측정기(12)는 피검자(20)의 피부와 접촉하는 제2 전극들(121, 122)간의 전기적 특성 차이로부터 피검자(20)의 제2 생체 신호를 측정한다. 동일한 패드(100)에 포함된 생체 신호 생성기(13)는 제1 생체 신호와 제2 생체 신호를 합성하여 생체 신호를 생성하고 이러한 생체 신호를 개인 단말(30)로 전송한다. 이 때, 동일한 패드(100) 포함된 제1 단위 측정기(11)와 제2 단위 측정기(12)는 전극들의 접촉 부위의 특성에 기초하여 배열된다. 개인 단말(30)은 생체 신호 생성기(13)로부터 수신한 생체 신호를 노출한다. 이와 같은 도 11에 대하여 설명되지 아니한 사항은 앞서 도 1 내지 도 8에서 설명된 내용으로부터 당업자에 의해 용이하게 유추 가능하기에 이하 설명을 생략하도록 한다.
도 12는 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 방법의 동작 흐름도이다. 도 12에 도시된 실시예에 따른 생체 신호 측정 방법은 도 2에 도시된 생체 신호 측정 장치(10)에서 시계열적으로 처리되는 단계들로 구성된다. 따라서, 이하 생략된 내용이라고 하더라도 도 2에 도시된 생체 신호 측정 장치(10)에 관하여 이상에서 기술된 내용은 도 10에 도시된 실시예에 따른 생체 신호 측정 방법에도 적용된다.
단계 1201에서 생체 신호 생성기(13)는 피검자(20)의 피부와 접촉된 제1 단위 측정기(11)로부터 피검자(20)의 제1 생체 신호를 수신한다. 단계 1202에서 생체 신호 생성기(13)는 제1 단위 측정기(11)와 다른 위치에서 피검자의 피부와 접촉된 제2 단위 측정기(12)로부터 제2 생체 신호를 수신한다. 단계 1203에서 생체 신호 생성기(13)는 상기 제1 생체 신호와 상기 제2 생체 신호를 합성하여 생체 신호를 생성한다.
다만, 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 측정 방법은 단계 1201, 단계 1202로 구성될 수도 있다. 따라서, 단계 1201에서 생체 신호 생성기(13)는 피검자(20)의 피부와 접촉된 제1 단위 측정기(11)로부터 피검자(20)의 제1 생체 신호를 수신한다. 단계 1202에서 생체 신호 생성기(13)는 제1 단위 측정기(11)와 다른 위치에서 피검자의 피부와 접촉된 제2 단위 측정기(12)로부터 제2 생체 신호를 수신한다. 또한, 이하 생략된 내용이라고 하더라도 도 1에 도시된 생체 신호 측정 장치(10)에 관하여 이상에서 기술된 내용은 단계 1201, 단계 1202로 구성된 생체 신호 측정 방법에도 적용된다.
상기된 바와 같은 실시예들에 따르면, 소형으로 제작되어 휴대성과 저전력 구동이 가능하고, 둘 이상의 신호의 합성으로 심전도 신호의 크기와 품질을 대폭 향상시킬 수 있는 심전도 측정 서비스의 제공이 가능하다.
한편 상기된 바와 같이, 도 2에 도시된 제1 단위 측정기(11), 제2 단위 측정기(12) 및 생체 신호 생성기(13)는 증폭기, A/D 컨버터, 연산기, 노이즈 필터 등으로 구현될 수 있다.
도 12에 도시된 각각의 실시예에 따른 생체 신호 측정 방법은 컴퓨터에서 실행될 수 있는 프로그램으로 작성 가능하고, 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 이용하여 상기 프로그램을 동작시키는 범용 디지털 컴퓨터에서 구현될 수 있다. 상기 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체는 마그네틱 저장매체(예를 들면, 롬, 플로피 디스크, 하드 디스크 등), 광학적 판독 매체(예를 들면, 시디롬, 디브이디 등)와 같은 저장매체를 포함한다.
이제까지 본 발명에 대하여 그 바람직한 실시예들을 중심으로 살펴보았다. 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 본 발명의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 변형된 형태로 구현될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 개시된 실시예들은 한정적인 관점이 아니라 설명적인 관점에서 고려되어야 한다. 본 발명의 범위는 전술한 설명이 아니라 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.
10 ... 생체 신호 측정 장치
20 ... 피검자
11 ... 제1 단위 측정기
12 ... 제2 단위 측정기
13 ... 생체 신호 생성기
111, 112 ... 제1 전극들
121, 122 ... 제2 전극들

Claims (19)

  1. 피검자의 피부와 접촉하는 제1 전극들간의 전기적 특성 차이로부터 상기 피검자의 제1 생체 신호를 측정하는 제1 단위 측정기;
    상기 제1 전극들과 다른 위치에서 피검자의 피부와 접촉하는 제2 전극들간의 전기적 특성 차이로부터 상기 피검자의 제2 생체 신호를 측정하는 제2 단위 측정기; 및
    상기 제1 생체 신호와 상기 제2 생체 신호를 합성하여 생체 신호를 생성하는 생체 신호 생성기를 포함하고,
    적어도 상기 제1 단위 측정기와 상기 제2 단위 측정기를 포함하는 복수 개의 단위 측정기들이 상기 전극들의 접촉 부위의 특성에 기초하여 배열되고,
    상기 제1 생체 신호와 상기 제2 생체 신호는 시간의 흐름에 따라 그래프로 검출되고,
    상기 생체 신호 생성기는, 상기 제1 생체 신호의 그래프의 시간 축 상의 점들 중 적어도 하나를 기준으로, 상기 제1 생체 신호와 상기 제2 생체 신호와의 합에 기초하여 상기 생체 신호를 생성하고, 상기 제1 생체 신호의 그래프의 시간 축 상의 점들 중 상기 제1 생체 신호의 P 파(wave)가 시작하는 점, 상기 제1 생체 신호의 P 파(wave)가 종료하는 점, 상기 제1 생체 신호의 Q 파(wave)가 시작하는 점 및 상기 제1 생체 신호의 Q 파(wave)가 종료하는 점 중 적어도 하나를 기준으로, 상기 제1 생체 신호와 상기 제2 생체 신호와의 합에 기초하여 상기 생체 신호를 생성하는 생체 신호 측정 장치.
  2. 삭제
  3. 삭제
  4. 삭제
  5. 제1 항에 있어서,
    상기 제1 전극들은 표준 12 리드(standard 12 lead)의 전극들 상호 간의 거리보다 작은 거리로 근접하여 접촉되고,
    상기 제2 전극들은 표준 12 리드(standard 12 lead)의 전극들 상호 간의 거리보다 작은 거리로 근접하여 접촉되는 생체 신호 측정 장치.
  6. 제1 항에 있어서,
    상기 전극들의 접촉 부위의 특성은,
    상기 제1 전극들 사이의 전기적 특성 차이와 상기 제2 전극들 사이의 전기적 특성 차이와의 유사성에 기초하여 결정되는 생체 신호 측정 장치.
  7. 제1 항에 있어서,
    상기 단위 측정기들은 패드(pad)에 포함되는 생체 신호 측정 장치.
  8. 제7 항에 있어서,
    상기 전극들은 상기 패드에 배열되는 생체 신호 측정 장치.
  9. 제1 항에 있어서,
    상기 제1 전극들 사이의 전기적 특성 차이는 상기 제1 전극들 사이의 전위차이고, 상기 제2 전극들 사이의 전기적 특성 차이는 상기 제2 전극들 사이의 전위차 이고,
    상기 생체 신호 생성기는 상기 제1 전극들 사이의 전위차와 상기 제2 전극들 사이의 전위차의 합에 기초하여 상기 생체 신호를 생성하는 생체 신호 측정 장치.
  10. 피검자의 피부와 접촉된 제1 단위 측정기로부터 피검자의 제1 생체 신호를 수신하는 단계;
    상기 제1 단위 측정기와 다른 위치에서 피검자의 피부와 접촉된 제2 단위 측정기로부터 제2 생체 신호를 수신하는 단계; 및
    상기 제1 생체 신호와 상기 제2 생체 신호를 합성하여 생체 신호를 생성하는 단계를 포함하고,
    상기 제1 생체 신호와 상기 제2 생체 신호는 시간의 흐름에 따라 그래프로 검출되고,
    상기 생체 신호를 생성하는 단계는,
    상기 제1 생체 신호의 그래프의 시간 축 상의 점들 중 적어도 하나를 기준으로, 상기 제1 생체 신호와 상기 제2 생체 신호와의 합에 기초하여 상기 생체 신호를 생성하고, 상기 제1 생체 신호의 그래프의 시간 축 상의 점들 중 상기 제1 생체 신호의 P 파(wave)가 시작하는 점, 상기 제1 생체 신호의 P 파(wave)가 종료하는 점, 상기 제1 생체 신호의 Q 파(wave)가 시작하는 점 및 상기 제1 생체 신호의 Q 파(wave)가 종료하는 점 중 적어도 하나를 기준으로, 상기 제1 생체 신호와 상기 제2 생체 신호와의 합에 기초하여 상기 생체 신호를 생성하는 생체 신호 측정 방법.
  11. 제10항에 있어서,
    상기 제1 단위 측정기는 피검자의 피부와 접촉된 제1 전극들간의 전기적 특성차이로부터 상기 피검자의 제1 생체 신호를 측정하고,
    상기 제2 단위 측정기는 상기 제1 전극들과 다른 위치에서 피검자의 피부와 접촉된 제2 전극들간의 전기적 특성차이로부터 상기 피검자의 제2 생체 신호를 측정하고,
    적어도 상기 제1 단위 측정기와 상기 제2 단위 측정기를 포함하는 복수 개의 단위 측정기들이 상기 전극들의 접촉 부위의 특성에 기초하여 배열되는 생체 신호 측정 방법.
  12. 삭제
  13. 삭제
  14. 제11 항에 있어서,
    상기 제1 전극들은 표준 12 리드(standard 12 lead)의 전극들 상호 간의 거리보다 작은 거리로 근접하여 접촉되고,
    상기 제2 전극들은 표준 12 리드(standard 12 lead)의 전극들 상호 간의 거리보다 작은 거리로 근접하여 접촉되는 생체 신호 측정 방법.
  15. 제11 항에 있어서,
    상기 전극들의 접촉 부위의 특성은,
    상기 제1 전극들 사이의 전기적 특성 차이와 상기 제2 전극들 사이의 전기적 특성 차이와의 유사성에 기초하여 결정되는 생체 신호 측정 방법.
  16. 제11 항에 있어서,
    상기 단위 측정기들은 패드(pad)에 포함되는 생체 신호 측정 방법.
  17. 제16 항에 있어서,
    상기 전극들은 상기 패드에 배열되는 생체 신호 측정 방법.
  18. 제11 항에 있어서,
    상기 제1 전극들 사이의 전기적 특성 차이는 상기 제1 전극들 사이의 전위차이고, 상기 제2 전극들 사이의 전기적 특성 차이는 상기 제2 전극들 사이의 전위차 이고,
    생체 신호를 생성하는 상기 단계는 상기 제1 전극들 사이의 전위차와 상기 제2 전극들 사이의 전위차의 합에 기초하여 상기 생체 신호를 생성하는 생체 신호 측정 방법.
  19. 제10 항, 제11 항 및 제14 항 내지 제18 항 중에 어느 한 항의 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체.
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