KR20180016847A

KR20180016847A - 생체 신호 측정 방법 및 장치

Info

Publication number: KR20180016847A
Application number: KR1020160100767A
Authority: KR
Inventors: 박지만
Original assignee: 박지만
Priority date: 2016-08-08
Filing date: 2016-08-08
Publication date: 2018-02-20
Also published as: US10034616B2; KR101868688B1; US20180035907A1

Abstract

생체 신호 측정 방법 및 장치가 개시된다. 생체 신호 측정 방법은 생체 신호 측정 장치가 생체 신호 측정 센서를 기반으로 생체 신호를 생성하는 단계, 생체 신호 측정 장치가 제1 전압 분배 시정수 회로 및 파형 변화부를 기반으로 생체 신호를 신호 처리하여 펄스 신호로 변환하는 단계와 생체 신호 측정 장치가 카운터를 기반으로 펄스 신호를 카운팅하여 제1 생체 정보를 생성하는 단계를 포함할 수 있되, 제1 전압 분배 시정수 회로는 제1 전압 분배 시정수 회로에 포함된 직렬 저항을 사용한 전압 분배를 기반으로 생체 신호에서 특정 주파수 대역의 신호를 필터링할 수 있다.

Description

생체 신호 측정 방법 및 장치{Method and apparatus for measuring bio-signal}

본 발명은 신호 측정 방법 및 장치에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 생체 신호 측정 방법 및 장치에 관한 것이다.

경제 수준 및 의료 기술의 향상으로 건강에 대한 개인의 관심이 고조되어 있다. 또한, 우리나라 노인 인구의 비율이 2001년에 7%를 넘어 현재 고령화 사회로 진입하면서 사회가 부담해야 할 노인 인구의 의료 비용이 급증하고 있다. 이러한 건강에 대한 관심을 충족시키면서 의료 비용의 부담을 줄이기 위해, 개인의 건강 관리에 유비쿼터스 개념을 도입하는 u-헬스케어 시스템이 해결책으로 대두되고 있다.

u-헬스케어란 의료 시스템에 정보 및 무선 통신 기술과 네트워크 인프라를 확충하여 시간과 공간의 제약 없이 의료 서비스를 제공하는 시스템을 말한다. 이와 같이 시간과 공간의 제약에서 자유로운 u-헬스케어 시스템을 구축하기 위해서는 생체 신호를 연속적으로 측정할 수 있는 휴대 장치의 개발이 전제되어야 한다.

기존의 ECG(electrocardiography) 센서는 옷(의류)에서 심박수를 측정하기 어려움이 존재한다. 예를 들어, 사람이 크게 움직이면, 입력되는 생체 신호의 노이즈가 심해지기 때문에 생체 신호에 대한 신뢰가 어려웠다. 다시 말하자면, 신체의 피부면과 접점 부위가 불안하고(밀착되지 않음), 사람이 움직임이 증가하면 입력되는 생체 신호에 노이즈가 증가되며, 이러한 노이즈들로 인해 ECG 센서에 의한 정확한 센싱이 어려웠다.

본 발명의 일 측면은 보다 정확하게 생체 신호를 측정하기 위한 방법을 제공한다.

본 발명의 다른 측면은 보다 정확하게 생체 신호를 측정하기 위한 방법을 수행하는 장치를 제공한다.

본 발명의 일 측면에 따른 생체 신호 측정 방법은 생체 신호 측정 장치가 생체 신호 측정 센서를 기반으로 생체 신호를 생성하는 단계, 상기 생체 신호 측정 장치가 제1 전압 분배 시정수 회로 및 파형 변화부를 기반으로 상기 생체 신호를 신호 처리하여 펄스 신호로 변환하는 단계와 상기 생체 신호 측정 장치가 카운터를 기반으로 상기 펄스 신호를 카운팅하여 제1 생체 정보를 생성하는 단계를 포함할 수 있되, 상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 전압 분배 시정수 회로에 포함된 직렬 저항을 사용한 전압 분배를 기반으로 상기 생체 신호에서 특정 주파수 대역의 신호를 필터링할 수 있다.

한편, 상기 펄스 신호로 변환하는 단계는 상기 생체 신호 측정 장치가 상기 제1 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 상기 생체 신호를 제1 파형 신호로 생성하는 단계와 상기 생체 신호 측정 장치가 상기 파형 변화부를 기반으로 상기 제1 파형 신호를 상기 펄스 신호로 변환하는 단계를 포함할 수 있되, 상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 전원 전압을 분배하는 제1 직렬 저항 및 제2 직렬 저항 및 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 사이에 연결된 제1 커패시터를 포함하고, 상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 및 상기 제1 커패시터를 기반으로 제1 임계값 이하의 전압 분배 시정수를 가질 수 있다.

또한, 상기 펄스 신호로 변환하는 단계는 상기 생체 신호 측정 장치가 상기 제1 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 상기 생체 신호를 제1 파형 신호로 생성하는 단계와 상기 생체 신호 측정 장치가 필터 및 증폭부를 기반으로 상기 제1 파형 신호를 필터링 및/또는 증폭하여 필터링된 제1 파형 신호로 생성하는 단계, 상기 생체 신호 측정 장치가 상기 파형 변화부를 기반으로 상기 필터링된 제1 파형 신호를 상기 펄스 신호로 변환하는 단계를 포함할 수 있되, 상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 전원 전압을 분배하는 제1 직렬 저항 및 제2 직렬 저항과 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 사이에 연결된 제1 커패시터를 포함하고, 상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 및 상기 제1 커패시터를 기반으로 결정된 제1 임계값 이하의 전압 분배 시정수를 가질 수 있다.

또한, 생체 신호 측정 방법은 상기 생체 신호 측정 장치가 제2 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 상기 생체 신호를 제2 파형 신호로 생성하는 단계, 상기 생체 신호 측정 장치가 ADC(analog-to-digital converter)를 기반으로 상기 제2 파형 신호를 디지털 신호로 변환하는 단계와 상기 생체 신호 측정 장치가 상기 디지털 신호를 기반으로 제2 생체 정보를 생성하는 단계를 더 포함할 수 있다.

또한, 상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 제1 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 제1 전원 전압을 분배하는 제1 직렬 저항 및 제2 직렬 저항 및 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 사이에 연결된 제1 커패시터를 포함하고, 상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 및 상기 제1 커패시터를 기반으로 결정된 제1 임계값 이하의 전압 분배 시정수를 가지고, 상기 제2 전압 분배 시정수 회로는 제2 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 제2 전원 전압을 분배하는 제3 직렬 저항 및 제4 직렬 저항 및 상기 제3 직렬 저항 및 상기 제4 직렬 저항 사이에 연결된 제2 커패시터를 포함하고, 상기 제2 전압 분배 시정수 회로는 상기 제3 직렬 저항 및 상기 제4 직렬 저항 및 상기 제2 커패시터를 기반으로 결정된 제2 임계값 이상의 전압 분배 시정수를 가질 수 있다.

또한, 생체 신호 측정 방법은 상기 생체 신호 측정 장치가 상기 펄스 신호의 특성을 기반으로 상기 펄스 신호 상의 노이즈를 제거하는 단계, 상기 생체 신호 측정 장치가 이전에 생성된 이전 생체 정보를 기반으로 예측된 측정 예상치와 상기 생체 정보에 대한 비교를 기반으로 상기 생체 정보의 신뢰도를 판단하는 단계와 상기 생체 신호 측정 장치가 상기 신뢰도에 따라 상기 측정 예상치 또는 상기 생체 정보를 측정 대상의 신체 상태 정보의 생성을 위해 사용하는 단계를 포함할 수 있다.

본 발명의 또 다른 측면에 따른 생체 신호 측정 장치는 프로세서를 포함하되, 상기 프로세서는 생체 신호 측정 센서를 기반으로 생체 신호를 생성하고, 제1 전압 분배 시정수 회로 및 파형 변화부를 기반으로 상기 생체 신호를 신호 처리하여 펄스 신호로 변환하고, 카운터를 기반으로 상기 펄스 신호를 카운팅하여 제1 생체 정보를 생성하도록 구현될 수 있되, 상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 전압 분배 시정수 회로에 포함된 직렬 저항을 사용한 전압 분배를 기반으로 상기 생체 신호에서 특정 주파수 대역의 신호를 필터링할 수 있다.

한편, 상기 프로세서는 상기 제1 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 상기 생체 신호를 제1 파형 신호로 생성하고, 상기 파형 변화부를 기반으로 상기 제1 파형 신호를 상기 펄스 신호로 변환하도록 구현될 수 있되, 상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 전원 전압을 분배하는 제1 직렬 저항 및 제2 직렬 저항 및 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 사이에 연결된 제1 커패시터를 포함하고, 상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 및 상기 제1 커패시터를 기반으로 제1 임계값 이하의 전압 분배 시정수를 가질 수 있다.

또한, 상기 프로세서는 상기 제1 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 상기 생체 신호를 제1 파형 신호로 생성하고, 필터 및 증폭부를 기반으로 상기 제1 파형 신호를 필터링 및/또는 증폭하여 필터링된 제1 파형 신호로 생성하고, 상기 파형 변화부를 기반으로 상기 필터링된 제1 파형 신호를 상기 펄스 신호로 변환하도록 구현될 수 있되, 상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 전원 전압을 분배하는 제1 직렬 저항 및 제2 직렬 저항과 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 사이에 연결된 제1 커패시터를 포함하고, 상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 및 상기 제1 커패시터를 기반으로 결정된 제1 임계값 이하의 전압 분배 시정수를 가질 수 있다.

또한, 상기 프로세서는 제2 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 상기 생체 신호를 제2 파형 신호로 생성하고, ADC(analog-to-digital converter)를 기반으로 상기 제2 파형 신호를 디지털 신호로 변환하고, 상기 디지털 신호를 기반으로 제2 생체 정보를 생성하도록 구현될 수 있다.

또한, 상기 프로세서는 상기 펄스 신호의 특성을 기반으로 상기 펄스 신호 상의 노이즈를 제거하고, 이전에 생성된 이전 생체 정보를 기반으로 예측된 측정 예상치와 상기 생체 정보에 대한 비교를 기반으로 상기 생체 정보의 신뢰도를 판단하고, 상기 신뢰도에 따라 상기 측정 예상치 또는 상기 생체 정보를 측정 대상의 신체 상태 정보의 생성을 위해 사용하도록 구현될 수 있다.

본 발명의 실시예에 따른 생체 신호 측정 방법 및 장치에 따르면, 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 입력되는 생체 신호에 대한 노이즈를 처리하고 파형 변환 회로를 통해 생체 신호를 펄스 신호로 변환함으로써 보다 정확하게 측정 대상의 생체 정보를 획득할 수 있다.

도 1은 기존의 ECG(electrocardiography) 센서를 기반으로 한 심박수 측정 및 심전도 파형 검출 방법을 나타낸 개념도이다.
도 2는 본 발명의 실시예에 따른 측정 대상의 생체 신호 측정하기 위한 생체 신호 측정 장치를 나타낸 개념도이다.
도 3은 본 발명의 실시예에 따른 측정 대상의 생체 신호 측정하기 위한 생체 신호 측정 장치를 나타낸 개념도이다.
도 4 내지 도 6은 본 발명의 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치의 구체적인 회로의 구성을 나타낸 개념도이다.
도 7은 본 발명의 실시예에 따른 슈미트 트리거를 나타낸 회로도이다.
도 8은 본 발명의 실시예에 따른 측정 대상의 생체 신호 측정하기 위한 생체 신호 측정 장치를 나타낸 개념도이다.
도 9는 본 발명의 실시예에 따른 생체 신호의 분석 방법을 나타낸 개념도이다.
도 10은 본 발명의 실시예에 따른 펄스 신호 시간 정보의 생성 방법을 나타낸 개념도이다.
도 11은 본 발명의 실시예에 따른 측정 대상의 생체 신호 측정하기 위한 생체 신호 측정 장치를 나타낸 개념도이다.
도 12 및 도 13은 본 발명의 실시예에 따른 측정 대상의 생체 신호 측정하기 위한 생체 신호 측정 장치를 나타낸 개념도이다.
도 14는 본 발명의 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치에서 생체 신호 측정 방법을 나타낸 순서도이다.

후술하는 본 발명에 대한 상세한 설명은, 본 발명이 실시될 수 있는 특정 실시예를 예시로서 도시하는 첨부 도면을 참조한다. 이들 실시예는 당업자가 본 발명을 실시할 수 있기에 충분하도록 상세히 설명된다. 본 발명의 다양한 실시예는 서로 다르지만 상호 배타적일 필요는 없음이 이해되어야 한다. 예를 들어, 여기에 기재되어 있는 특정 형상, 구조 및 특성은 일 실시예와 관련하여 본 발명의 정신 및 범위를 벗어나지 않으면서 다른 실시예로 구현될 수 있다. 또한, 각각의 개시된 실시예 내의 개별 구성요소의 위치 또는 배치는 본 발명의 정신 및 범위를 벗어나지 않으면서 변경될 수 있음이 이해되어야 한다. 따라서, 후술하는 상세한 설명은 한정적인 의미로서 취하려는 것이 아니며, 본 발명의 범위는, 적절하게 설명된다면, 그 청구항들이 주장하는 것과 균등한 모든 범위와 더불어 첨부된 청구항에 의해서만 한정된다. 도면에서 유사한 참조 부호는 여러 측면에 걸쳐서 동일하거나 유사한 기능을 지칭한다.

이하, 도면들을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시예들을 보다 상세하게 설명하기로 한다.

도 1은 기존의 ECG(electrocardiography) 센서를 기반으로 한 심박수 측정 및 심전도 파형 검출 방법을 나타낸 개념도이다.

도 1을 참조하면, 기존의 ECG 센서를 기반으로 한 생체 신호의 측정은 높은 정확도를 가지기 어렵다.

기존의 생체 신호 측정 장치는 ECG 센서(100)에 의해 센싱된 생체 신호에 대해 ADC(analog-to-digital converter)(110), 디지털 데이터 처리 및 저장(120)부를 기반으로 신호 처리를 수행하여 측정 대상의 생체 정보를 획득하였다.

기존의 생체 신호 측정 장치에서 생체 신호의 측정시 측정 대상(예를 들어, 사람)이 크게 움직이는 경우, 입력되는 생체 신호에 노이즈가 심할 수 있다. 따라서, 심박수 데이터에 대한 정확한 측정이 어려웠다.

또는 측정 대상의 피부면과 ECG 센서 간의 접점 부위가 밀착되지 않고, 측정 대상의 움직임이 증가하여 다른 생체 신호에 의한 노이즈가 증가되는 경우, 노이즈들이 ECG 접점으로 들어가 측정 대상의 생체 신호에 대한 측정을 어렵게 만들었다. 또한 옷이나 다른 요소(정전기 등)에 의한 노이즈들이 생체 신호로서 ECG 센서에 의해 센싱되기 때문에 정확한 생체 신호에 대한 측정이 어려웠다.

이하, 본 발명의 실시예에서는 정확하게 센서를 기반으로 측정 대상의 생체 신호를 보다 정확하게 측정하는 방법이 개시된다.

본 발명에서는 ECG 센서를 기반으로 생체 신호 측정 장치(또는 생체 신호 측정부)의 생체 신호를 기반으로 한 생체 정보(예를 들어, 심박수 정보 및 심전도 정보)의 생성 방법 및 PPG(photo-plethysmography) 센서를 기반으로 생체 신호 측정 장치(또는 생체 신호 측정부)의 생체 신호를 기반으로 한 생체 정보(예를 들어, 맥박수 정보 및 맥파형 정보)의 생성 방법이 개시된다. 생성된 생체 정보를 기반으로 측정 대상의 신체 상태 정보(스트레스 지수, 혈압 등)가 생성될 수 있다. 신체 상태 정보는 측정 대상의 상태를 모니터링하기 위한 정보로 활용되어 측정 대상의 관리자가 존재하는 경우, 관리자에게 측정 대상의 신체 상태 정보가 전달될 수 있다.

전술한 바와 같이 종래의 생체 신호에 대한 센싱을 위한 기존의 생체 신호 센서(예를 들어, ECG 센서, PPG 센서 등)를 기반으로 생체 신호 측정 장치의 센싱 결과는 측정 대상이 정적인 상태에 있는 경우에만 신뢰할 수 있다. 반면, 측정 대상이 동적인 상태에 있는 경우, 기존의 생체 신호 측정 장치는 신뢰하기 어려운 센싱값을 가질 수 있다.

본 발명의 실시예에 따른 생체 신호 측정 방법 및 장치에서는 신뢰도 높은 생체 정보를 생성하기 위한 생체 신호의 처리 방법이 개시된다.

본 발명의 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치는 새로운 센서 신호 처리 장치의 회로 구성과 생체 신호 분석 알고리즘을 기반으로 측정 대상이 동적인 상태에 있는 경우에도 보다 신뢰도 높은 심박수, 맥박 등의 생체 정보를 생성할 수 있다. 신호 처리 장치에 의해 1차적인 생체 신호의 안정화가 수행되고, 2차적으로 신호 처리 장치로부터 수신한 생체 신호에 대한 생체 신호 분석 알고리즘을 통해 보다 보다 정확하고 신뢰도 높은 생체 신호(심박수, 맥박)를 얻을 수 있다.

이하, 본 발명의 실시예에서는 보다 정확하게 센서를 기반으로 측정 대상의 생체 신호를 측정하는 방법 및 장치가 구체적으로 개시된다. 본 발명의 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치는 여러 개의 개별 소자(칩) 또는 하나의 칩을 기반으로 구현될 수 있다.

도 2는 본 발명의 실시예에 따른 측정 대상의 생체 신호 측정하기 위한 생체 신호 측정 장치를 나타낸 개념도이다.

도 2에서는 ECG 센서를 기반으로 한 생체 정보(예를 들어, 심박수 정보와 심전도 정보)를 생성하기 위한 생체 신호 측정 장치가 개시된다.

생체 신호 측정 장치는 측정 대상의 심박수를 측정하기 위한 심박수 측정부, 측정 대상의 심전도를 측정하기 위한 심전도 측정부를 포함할 수 있다.

도 2의 (a)를 참조하면, ECG 센서(200)에 의해 센싱된 생체 신호인 심전도 신호는 심박수 측정부, 심전도 측정부로 입력될 수 있다.

심박수 측정부는 제1 전압 분배 시정수 회로(210), 필터 및 증폭부(220), 슈미트트리거(230) 및 카운터(240)로 구성될 수 있다.

제1 전압 분배 시정수 회로(210)는 제1 전압 분배 시정수를 기반으로 심전도 신호에 포함되는 심전도 전체 주기 파형 중에서 1차적으로 피크값을 가지는 R파형 신호를 검출하기 위해 사용될 수 있다. 제1 전압 분배 시정수 회로(210)를 기반으로 검출된 R파형 신호는 측정 대상의 심박수 정보를 획득하기 위해 활용될 수 있다.

필터 및 증폭부(220)는 제1 전압 분배 시정수 회로(210)를 통해 수신한 R 파형 신호에서 추가적으로 다른 주파수 영역의 파형 신호를 필터링하고, R 파형 신호의 크기가 작을 경우, R파형 신호의 증폭을 위해 구현될 수 있다. 필터 및 증폭부(220)에 의해 필터링 및/또는 증폭된 R 파형 신호는 필터링된 R 파형 신호라는 용어로 표현될 수 있다.

필터 및 증폭부(220)는 별도의 구성부(예를 들어, 필터부, 증폭부)로서 구현될 수도 있다.

도 2의 (b)에서는 필터 및 증폭부(220) 없이 심박수를 측정하기 위한 심박수 측정부가 개시된다. 필터 및 증폭부(220)는 선택적인 구성부로서 제1 전압 분배 시정수 회로(210)를 통해 검출된 R파형에 대한 필터링 및/또는 증폭이 필요하지 않은 경우, 바로 슈미트 트리거(230)로 필터 및 증폭부(220)를 거치지 않은 R 파형 신호가 입력될 수도 있다.

슈미트 트리거(230)는 R 파형 신호 또는 필터링된 R 파형 신호를 수신하여 펄스 신호로 변환하기 위해 구현될 수 있다. 슈미트 트리거(230)는 신호 파형의 펄스 신호로의 변환을 위한 예시적인 회로로서 다른 다양한 펄스파 변환 회로가 사용될 수도 있다.

카운터(240)는 슈미트 트리거(230)를 기반으로 생성된 펄스 신호를 카운팅하여 심박수 정보를 획득할 수 있다. 심박수 측정부에서는 카운터(240)에 의한 카운팅 결과를 기반으로 일정 기간 동안 측정 대상의 심박수를 쉽게 측정할 수 있다.

심전도 측정부는 제2 전압 분배 시정수 회로(250), ADC(analog to digital converter)(260), 디지털 신호 처리 및 저장부(270)를 포함할 수 있다.

제2 전압 분배 시정수 회로(250)는 제1 전압 분배 시정수 회로(210)에서 사용되는 제1 전압 분배 시정수보다 큰 값의 제2 전압 분배 시정수를 기반으로 ECG 센서(200)에 의해 센싱된 심전도 신호를 기반으로 심전도 정보를 생성하도록 구현되었다. 제2 전압 분배 시정수 회로(250)를 통해 출력되는 신호는 ECG 센서(200)에 의해 센싱된 심전도 신호와 동일할 수 있다. 제2 전압 분배 시정수 회로(250)에서의 신호 처리를 위해 버퍼가 제2 전압 분배 시정수 회로(250) 전에 위치할 수도 있다.

제2 전압 분배 시정수 회로(250)를 통해 출력된 파형은 ADC(260)를 통하여 디지털 데이터로 변환되어 디지털화된 심전도 데이터에 대한 처리를 통해 측정 대상의 심전도 정보가 획득될 수 있다. 심전도 측정부를 통해 생성된 심전도 정보는 측정 대상의 좀 더 상세한 신체 상태 정보(예를 들어, 생체적 지수, 심리적 지수)의 획득을 위해 사용될 수 있다.

심전도 측정부에서 아날로그의 심전도 신호를 디지털의 심전도 데이터로 변환하기 위한 ADC는 다양한 방식으로 구현될 수 있다. 예를 들어, ADC는 SAR(successive approximation register) ADC, 델타시그마(delta-sigma) ADC, Sensor-to-Time ADC 등일 수 있다. Sensor-to-Time ADC의 출력은 펄스의 변화 폭과 관련된 값일 수 있다. Sensor-to-Time ADC의 출력이 N비트(bit) 카운터에 입력되는 경우, Nbit의 ADC 출력이 획득되고, Nbit의 ADC 출력이 디지털의 심전도 데이터로서 측정 대상의 좀 더 상세한 신체 상태 정보의 획득을 위해 사용될 수 있다.

본 발명의 실시예에 따르면, 생체 신호 측정 장치는 AGC(automatic gain control)부를 더 포함할 수 있다. AGC부는 생체 신호 측정 장치에 포함되어 측정 대상에 의해 생성된 생체 신호(예를 들어, 심전도 신호)의 출력 크기를 조정하기 위해 구현될 수 있다. 예를 들어, 도 2의 (a)에서는 AGC부가 증폭부에 연결될 수 있고, 도 2의 (b)에서는 AGC부가 ECG 센서에 연결되어 생체 신호의 출력 크기를 조정할 수 있다.

측정 대상마다 출력되는 생체 신호가 다르므로 AGC부는 생체 신호의 크기를 일정 임계 크기 이상의 생체 신호로 생성하기 위해 구현될 수 있다. AGC부는 임계 크기를 기준으로 파형의 크기가 너무 크거나 너무 작아 측정이 어려울 경우, 임계 크기로 생체 신호를 생성하기 위해 구현될 수 있다.

심박수 측정부, 심전도 측정부의 각 구성부는 생체 신호 측정 장치의 프로세서(예를 들어, MCU(micro controller unit))를 기반으로 동작이 제어될 수 있다.

도 3은 본 발명의 실시예에 따른 측정 대상의 생체 신호 측정하기 위한 생체 신호 측정 장치를 나타낸 개념도이다.

도 3에서는 심박수를 측정을 위한 ECG 센서를 기반으로 한 생체 신호 측정 장치가 개시된다.

도 3을 참조하면, ECG 센서를 기반으로 한 생체 신호 측정 장치에서 심박수만을 측정하고자 하는 경우, 심박수 측정부만이 생체 신호 측정 장치에 포함될 수 있다.

생체 신호 측정 장치는 ECG 센서, 슈미트 트리거(330) 및 카운터(340)를 포함할 수 있고, ECG 센서는 두 전극의 신호를 증폭하는 차동 증폭기(300), HPF(high pass filter, 고역 통과 필터)의 역할을 수행하는 제1 전압 분배 시정수 회로(210), LPF(low pass filter, 저역 통과 필터)(320)를 포함할 수 있다.

즉, 측정 대상으로부터 획득된 생체 신호가 증폭되고, HPF(310)를 통해 R파형 신호가 필터링되고, LPF(320)를 통해 R 파형 신호 이외의 다른 주파수 대역의 신호가 필터링될 수 있다. 이후의 필터링된 R 파형 신호는 슈미트 트리거(330)를 통해 펄스 신호로 변환되고, 카운터(340)는 펄스 신호를 카운터(340)를 기반으로 카운팅하여 심박수 정보를 획득할 수 있다. 생체 신호 측정 장치를 기반으로 심박수만 측정하고자 할 경우, 별도의 ADC 및 심박수 측정을 위한 복잡한 알고리즘도 필요가 없다. 결과적으로 본 발명의 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치에서는 간략한 회로 구성으로 쉽게 카운터 방식으로 심박수 정보가 획득될 수 있다.

도 4 내지 도 6은 본 발명의 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치의 구체적인 회로의 구성을 나타낸 개념도이다.

도 4에서는 제1 전압 분배 시정수 회로, 제2 전압 분배 시정수 회로, 필터 및 증폭부에 대한 구체적인 회로도가 개시된다. 설명의 편의상 도 4에서 심박수 측정부에서 카운터를 제외하고, 심전도 측정부에서 ADC 및 신호 처리부를 제외한 회로도가 개시된다.

도 4를 참조하면, 제1 전압 분배 시정수 회로, 제2 전압 분배 시정수 회로는 전원 전압(VDD)와 접지 사이에 직렬로 연결된 2개의 직렬 저항(제1 직렬 저항(410), 제2 직렬 저항(420)) 및 제1 직렬 저항(410) 및 제2 직렬 저항(420) 사이에 연결된 커패시터(capacitor)(430)를 기반으로 구현될 수 있다.

제1 직렬 저항(410) 및 제2 직렬 저항(420)은 전원 전압을 분배하고 커패시터(430)는 ECG 출력 파형에서 직류 성분을 제거하기 위한 역할을 수행할 수 있다. 예를 들어, 2개의 직렬 저항(제1 직렬 저항(410), 제2 직렬 저항(420))은 MOS(metal oxide semiconductor) 저항일 수 있다.

전압 분배 시정수는 저항(410, 420)과 커패시터(430)의 값을 기반으로 조정될 수 있다.

전압 분배 시정수가 상대적으로 작아지는 경우, 전압 분배 시정수 회로를 통해 출력되는 신호의 고주파 특성이 상대적으로 강해질 수 있다. 따라서, 제1 전압 분배 시정수 회로의 제1 전압 분배 시정수는 상대적으로 낮은 값(또는 제1 임계값보다 낮은 값)을 가지도록 설정될 수 있고, 제1 전압 분배 시정수 회로를 통해 심전도 신호 중 R파형 신호가 출력될 수 있다. ECG 센서에 의해 센싱된 심전도 신호에 포함되는 나머지 파형은 저주파이므로 제거될 수 있다.

반대로 전압 분배 시정수가 상대적으로 커지는 경우, 전압 분배 시정수 회로를 통해 출력되는 신호의 고주파 특성이 상대적으로 약해져 심전도 신호의 전체 파형이 출력될 수 있다. 따라서, 제2 전압 분배 시정수 회로의 제2 전압 분배 시정수는 상대적으로 높은 값(또는 제2 임계값보다 높은 값)을 가지도록 설정될 수 있고, 제2 전압 분배 시정수 회로를 통해 심전도 신호의 전체 파형이 출력될 수 있다.

즉, 제1 전압 분배 시정수 회로는 저항과 커패시터의 값을 기반으로 심전도 신호에서 R 파형 신호를 통과시키고 R 파형 신호를 제외한 나머지 신호를 통과시키지 않을 수 있다. 하지만, 제1 저압 분배 시정수 회로는 고주파 신호를 통과시키는 특성을 가지고 있으므로, R 파형 신호뿐만 아니라 다른 고주파 노이즈도 통과시킬 수 있다. 이러한 고주파 신호(또는 고주파 노이즈)는 전술한 필터 및 증폭부(450)에 의해 필터링될 수 있다. 필터 및 증폭부(450)는 고주파 신호를 제거하기 위해 일정한 임계 주파수 이하의 신호만을 통과시키기 위한 저역 통과 필터(470) 또는 제1 임계 주파수 이하의 낮은 주파수를 가지는 신호, 제2 임계 주파수 이상의 높은 주파수를 가지는 신호를 제외한 신호만을 통과시키도록 구현된 대역 통과 필터(460) 중 적어도 하나의 필터를 포함할 수 있다.

또는 필터 및 증폭부(450)는 입력단에 위치한 버퍼 및 출력단에 위치한 저항과 커패시터만으로 구현되거나 커패시터만으로 구현될 수도 있다.

필터 및 증폭부(450)를 통과한 필터링된 R 파형 신호는 슈미트 트리거에 입력되어 펄스 신호로 변환될 수 있다. 카운터는 슈미트 트리거를 기반으로 생성된 펄스 신호를 카운팅하여 심박수 정보를 획득할 수 있다.

도 5에서는 필터부 없이 증폭부만을 포함하는 생체 신호 측정 장치가 개시되고, 도 6에서는 필터부 및 증폭부를 포함하지 않는 생체 신호 측정 장치가 개시된다.

도 7은 본 발명의 실시예에 따른 슈미트 트리거를 나타낸 회로도이다.

도 7에서는 증폭된 R 파형 신호(또는 R 파형 신호)를 펄스 신호로 변환하기 위한 슈미트 트리거가 개시된다. 이하, 설명의 편의상 입력되는 신호가 필터링된 R 파형 신호인 경우가 가정되나, 입력되는 신호가 필터 및 증폭부를 거치지 않은 R 파형 신호일 수도 있다.

도 7의 (a)에서는 OP-amp를 기반으로 구현된 슈미트 트리거 회로가 개시되고, 도 7의 (b)에서는 CMOS(complementary metal-oxide semiconductor)를 기반으로 구현된 디지털 슈미트 트리거 회로가 개시된다.

본 발명의 실시예에 따르면, 증폭된 R 파형 신호를 펄스 신호로 변환하기 위한 슈미트 트리거 회로 중 OP-amp를 기반으로 구현된 슈미트트리거는 저항 값에 의하여 문턱 전압의 레벨을 결정하고, 증폭된 R 파형 신호가 높은 문턱 전압(VTH)에 도달하는 경우, 1을 출력하고, 증폭된 R 파형 신호가 낮은 문턱 전압(VTL)에 도달하는 경우, 0을 출력할 수 있다.

CMOS를 기반으로 구현된 슈미트 트리거는 CMOS의 W/L(width/length) 비를 기반으로 문턱 전압의 레벨을 결정할 수 있다. 마찬가지로 CMOS를 기반으로 구현된 슈미트 트리거는 증폭된 R 파형 신호가 높은 문턱 전압(VTH)에 도달하는 경우, 1을 출력하고, 증폭된 R 파형 신호가 낮은 문턱 전압(VTL)에 도달하는 경우, 0을 출력할 수 있다.

도 8은 본 발명의 실시예에 따른 측정 대상의 생체 신호 측정하기 위한 생체 신호 측정 장치를 나타낸 개념도이다.

도 8에서는 PPG(photo-plethysmography) 센서를 기반으로 맥박수 정보와 맥파형 정보를 생성하기 위한 생체 신호 측정 장치가 개시된다.

도 8의 (a) 및 도 8의 (b)를 참조하면, PPG 센서(800)를 기반으로 구현된 생체 신호 측정 장치는 ECG 센서를 기반으로 구현된 생체 신호 측정 장치와 유사하게 측정 대상의 맥박수를 측정하여 맥박수 정보를 획득하고, 맥파형 정보를 획득하기 위해 구현될 수 있다. 아날로그 신호인 맥파형 신호가 제1 전압 분배 시정수 회로(810)로 입력될 수 있고, 제1 전압 분배 시정수 회로(810)를 통과한 맥파형 신호는 제1 전압 분배 시정수 회로(810)에 포함된 커패시터를 기반으로 직류 레벨이 안정화될 수 있다. 제1 전압 분배 시정수 회로(810)의 전압 분배 시정수를 기반으로 맥파형 신호 중 일부의 주파수 대역의 주파수 파형만이 출력될 수 있다.

도 8의 (a)를 참조하면, 제1 전압 분배 시정수 회로(810)를 기반으로 1차적으로 필터링된 1차 필터링 맥파형 신호는 노이즈를 제거하기 위한 추가적인 필터링 및 증폭부(820)을 거쳐 슈미트 트리거(830)에 입력될 수 있다. 슈미트 트리거(830)에 입력되는 추가적인 필터링 및 증폭을 거친 1차 필터링 맥파형 신호는 2차 필터링 맥파형 신호라는 용어로 표현될 수 있다. 또는 도 8의 (b)를 참조하면, 1차 필터링 맥파형 신호는 바로 슈미트 트리거(830)에 입력될 수도 있다.

슈미트 트리거(830)는 1차 필터링 맥파형 신호(또는 2차 필터링 맥파형 신호)를 펄스 신호로 출력할 수 있다. 펄스 신호는 카운터(840)의 클럭처럼 동작하여 맥박수 정보를 결정할 수 있다.

또한, 아날로그 신호인 맥파형 신호가 제2 전압 분배 시정수 회로(850)로 입력될 수 있다. 제2 전압 분배 시정수 회로(850)는 제1 전압 분배 시정수 회로(810)의 제1 전압 분배 시정수보다 큰 제2 전압 분배 시정수를 기반으로 PPG 센서(800)를 통해 출력되는 출력 신호인 맥파형 신호와 유사한 신호를 획득할 수 있도록 구현되었다. 제2 전압 분배 시정수 회로(850)를 통해 출력되는 맥파형 신호는 ADC를 거쳐 디지털 신호로 변환될 수 있다. 디지털화된 맥파형 신호는 디지털 신호 처리 및 저장될 수 있다. 신호 처리된 맥파형 신호를 기반으로 맥파형 정보가 생성될 수 있다.

도 8의 (c)를 참조하면, 맥박수만을 측정하기 위한 생체 신호 측정 장치의 구성이 개시된다.

마찬가지로 PPG 센서 기반의 생체 신호 측정 장치는 PPG 센서, LPF, 슈미트 트리거 및 카운터를 포함할 수 있고, PPG 센서는 증폭기, 전압 분배 시정수 회로를 포함할 수 있다.

즉, 측정 대상으로부터 획득된 맥파형 신호가 증폭되고, HPF 역할을 수행하는 제1 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 신호가 1차적으로 필터링되고, 1차적으로 필터링된 1차 필터링 맥파형 신호는 LPF로 전달될 수 있다. LPF는 차적으로 수신한 신호에 대한 2차적인 필터링을 수행하여 2차 필터링 맥파형 신호를 생성할 수 있다. 이후의 HPF 및 LPF를 기반으로 필터링된 2차 필터링 맥파형 신호는 슈미트 트리거를 통해 펄스 신호로 변환되고, 카운터는 펄스 신호를 카운팅하여 맥박수 정보를 획득할 수 있다.

본 발명의 실시예에 따른 생체 신호 측정 방법은 생체 신호 측정 장치가 생체 신호 측정 센서를 기반으로 생체 신호(심전도 신호, 맥파 신호)를 생성하는 단계, 생체 신호 측정 장치가 제1 전압 분배 시정수 회로 및 파형 변화부를 기반으로 상기 생체 신호를 신호 처리하여 펄스 신호로 변환하는 단계와 생체 신호 측정 장치가 카운터를 기반으로 펄스 신호를 카운팅하여 제1 생체 정보(심박수 정보, 맥박수 정보)를 생성하는 단계를 포함할 수 있다.

제1 전압 분배 시정수 회로는 제1 전압 분배 시정수 회로에 포함된 직렬 저항을 사용한 전압 분배를 기반으로 생체 신호에서 특정 주파수 대역의 신호를 필터링할 수 있다. 구체적으로 제1 전압 분배 시정수 회로는 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 전원 전압을 분배하는 제1 직렬 저항 및 제2 직렬 저항 및 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 사이에 연결된 제1 커패시터를 포함할 수 있다. 제1 전압 분배 시정수 회로는 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 및 제1 커패시터를 기반으로 제1 임계값 이하의 전압 분배 시정수를 가질 수 있다.

펄스 신호의 생성을 위해 생체 신호 측정 장치는 제1 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 생체 신호를 제1 파형 신호(예를 들어, R 파형 신호, 1차 필터링 맥파형 신호)로 생성하는 단계, 파형 변화부(예를 들어, 슈미트 트리거)를 기반으로 제1 파형 신호를 펄스 신호로 변환하는 단계를 수행할 수 있다.

또는 펄스 신호의 생성을 위해 생체 신호 측정 장치는 제1 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 생체 신호를 제1 파형 신호로 생성하는 단계, 필터 및 증폭부를 기반으로 상기 제1 파형 신호를 필터링 및/또는 증폭하여 필터링된 제1 파형 신호(예를 들어, 필터링된 R 파형 신호, 2차 필터링 맥파형 신호)로 생성하는 단계, 파형 변화부를 기반으로 필터링된 제1 파형 신호를 펄스 신호로 변환하는 단계를 수행할 수 있다.

또한, 생체 신호 측정 장치가 제2 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 상기 생체 신호를 제2 파형 신호(유사 심전도 신호, 유사 맥파형 신호)로 생성하는 단계, ADC(analog-to-digital converter)를 기반으로 제2 파형 신호를 디지털 신호로 변환하는 단계, 디지털 신호를 기반으로 제2 생체 정보를 생성하는 단계를 수행할 수 있다.

제2 전압 분배 시정수 회로는 제2 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 제2 전원 전압을 분배하는 제3 직렬 저항 및 제4 직렬 저항 및 제3 직렬 저항 및 제4 직렬 저항 사이에 연결된 제2 커패시터를 포함하고, 제2 전압 분배 시정수 회로는 제3 직렬 저항 및 제4 직렬 저항 및 제2 커패시터를 기반으로 결정된 제2 임계값 이상의 전압 분배 시정수를 가질 수 있다.

또한, 생체 신호 측정 장치는 펄스 신호의 특성을 기반으로 펄스 신호 상의 노이즈를 제거하고, 이전에 생성된 이전 생체 정보를 기반으로 예측된 측정 예상치와 생체 정보에 대한 비교를 기반으로 생체 정보의 신뢰도를 판단하고, 신뢰도에 따라 측정 예상치 또는 생체 정보를 측정 대상의 신체 상태 정보의 생성을 위해 사용할 수 있다.

도 9는 본 발명의 실시예에 따른 생체 신호의 분석 방법을 나타낸 개념도이다.

도 9의 (a)은 기존의 ECG 센서, PPG 센서를 기반으로 출력되는 생체 신호를 개시한다.

도 9의 (b)는 본 발명의 실시예에 따른 생체 신호 분석 장치의 출력 파형으로서 ECG 센서, PPG 센서를 기반으로 출력되는 생체 신호를 전술한 전압 분배 시정수 회로, 필터 및 증폭부, 슈미트 트리거 등을 통해 펄스 신호 형태로 변환한 것이다.

ECG 센서, PPG 센서를 기반으로 출력되는 생체 신호(심박수 신호, 맥박 신호)가 펄스 신호로 변환되는 경우, 신체 신호를 기반으로 보다 신뢰도 높은 분석 결과가 획득될 수 있다.

생체 신호가 펄스 신호로 변환되는 경우, 별도의 ADC가 필요하지 않으므로 회로의 구성이 간단해진다. 따라서, 생체 신호 분석 장치가 저전력, 저면적으로 구현될 수 있다.

도 9의 (b)에 개시된 바와 같이 펄스 신호로의 변환이 수행되는 경우, 예상되지 않은 노이즈가 발생할 수 있다. 본 발명의 실시예에 따르면, 예상되는 펄스 신호의 특성 정보(예를 들어, 펄스 신호의 반복적인 발생 시간(또는 발생 주기) 및 펄스 신호의 폭의 크기)를 고려하여 펄스 신호에서 노이즈를 제거할 수 있다. 예를 들어, 펄스 신호의 발생 이후 임계 시간 내에 발생되는 신호는 모두 노이즈 신호로 간주되어 처리됨으로써 무시될 수 있다. 또한, 펄스 신호의 발생 이후 임계 시간 이후에 발생되는 펄스 신호는 심박수로서 카운팅될 수 있다.

유효한 펄스 신호에 대한 판단을 위한 알고리즘은 일정 기간에서 펄스 신호의 발생 횟수, 펄스 신호의 폭의 크기와 같은 측정 대상의 펄스 신호의 특징 정보를 고려하여 측정 대상의 유효 심박수/유효 맥박수를 결정할 수 있다.

또한, 유효한 펄스 신호에 대한 판단을 위한 알고리즘은 결정된 측정 대상의 유효 심박수/유효 맥박수를 기반으로 펄스 신호와 펄스 신호 간의 시간을 예측하고, 펄스 신호와 펄스 신호 간 시간 내에 발생되는 신호를 노이즈 신호로 결정하여 무시할 수 있다.

이뿐만 아니라, 본 발명의 실시예에 따른 생체 신호의 분석 방법은 생체 정보의 변화를 고려하여 측정 대상의 신체에 이상 발생 여부를 판단할 수 있다. 예를 들어, 측정 대상의 심박수 변화 속도를 계산하여 측정 대상의 심장의 이상 여부가 판단될 수 있다. 심박수 변화 속도가 일정 임계값 이상인 경우, 측정 대상의 심박수 정보(예를 들어, 심박수 값, 심박수 변화 크기 등)를 저장하고, 심전도 정보도 저장/관리할 수 있다.

즉, 본 발명의 실시예에 따르면, 측정 대상의 생체 정보에 대한 종합적인 분석 알고리즘을 통해 측정 대상이 가진 증상에 대해 보다 구체적인 판단이 수행될 수 있다. 예를 들어, 본 발명의 실시예에 따른 생체 신호 분석 장치의 출력 값인 심박수 정보 및/또는 심전도 정보를 통해 측정 대상의 신체 상태 정보가 생성될 수 있다. 예를 들어, 심박수 정보 및/또는 심전도 정보를 기반으로 측정 대상의 스트레스 지수, 생체적 지수, 심리적 지수, 운동량 지수 등과 같은 신체 상태 정보가 결정될 수 있다.

도 9의 (b)를 참조하면, T1, T2, T3, T4, T5 등과 같은 펄스 신호를 기반으로 추출되는 시간 정보(이하, 펄스 신호 시간 정보)는 측정 대상의 신체 상태 정보(스트레스, 혈압, 체지방, 피부 온도 등)의 결정을 위해 사용될 수 있다.

예를 들어, 펄스 신호 시간 정보(T4), 펄스 신호 시간 정보(T5)를 기반으로 측정 대상의 체질에 대한 판단이 수행될 수 있다. T1 내지 T5와 같은 펄스 시간 정보를 기반으로 태음인, 태양인 등과 같은 측정 대상의 사상 체질에 대한 판단이 수행될 수 있고, 더 나아가서는 암, 뇌졸중, 심장병, 등과 같은 측정 대상의 질병에 대한 예측도 수행될 수 있다.

한의학에서 측정되는 맥박 정보는 맥박 신호에 대응되는 펄스 신호의 폭의 크기와 관련될 수 있다. 맥박 신호에 대응되는 펄스 신호의 폭이 임계치보다 큰지 여부를 판단하여 임계치보다 큰 펄스 신호를 카운팅하여 한의학에서 사용되는 맥박 정보를 기반으로 한 진단도 가능할 수 있다. 신체 정보 측정 장치에서는 T4, T5 등과 같은 펄스 신호의 폭의 변화에 따른 측정 대상의 신체 상태 정보가 획득될 수 있다.

도 10은 본 발명의 실시예에 따른 펄스 신호 시간 정보의 생성 방법을 나타낸 개념도이다.

도 10에서는 펄스 신호 시간 정보 중 T3에 대한 측정을 통해 펄스 신호 시간 정보(T3)를 생성하는 방법이 개시된다. 펄스 신호 시간 정보(T3)는 PTT(pulse transit time)에 대한 정보를 포함할 수 있다.

도 10을 참조하면, PTT(1000)는 측정 대상의 수축기 혈압 또는 이완기 혈압과 상관 관계를 가질 수 있다. 펄스 신호 시간 정보(T3)는 ECG 센서 기반의 생체 신호 측정 장치에서 측정된 제1 피크값의 발생 시간과 PGG 센서 기반의 생체 신호 측정 장치에서 측정된 제2 피크값의 발생 시간과의 차이값일 수 있다.

PTT(1000)는 수축기 혈압 또는 이완기 혈압의 크기와 반비례할 수 있다. 따라서, PTT(1000)를 이용하여 측정 대상의 혈압을 예측할 수 있다. PTT(1000)만을 기반으로 측정 대상의 혈압에 대한 예측을 수행할 수도 있으나 측정 대상의 추가적인 신체 정보(예를 들어, 측정 대상의 몸무게나 팔 길이, 혈관의 상태 등)을 고려하여 보다 정확하게 측정 대상의 혈압을 산출할 수 있다.

도 11은 본 발명의 실시예에 따른 측정 대상의 생체 신호 측정하기 위한 생체 신호 측정 장치를 나타낸 개념도이다.

도 11에서는 펄스 신호 시간 정보(T3)인 PTT를 측정하기 위한 생체 신호 측정 장치가 개시된다. 설명의 편의상 도 9에서 개시된 생체 신호 측정 장치는 필터 및 증폭부를 포함하지 않는 것으로 가정되나, 필터 및 증폭부를 포함하는 형태로 구현될 수도 있다.

도 11을 참조하면, 생체 신호 측정 장치는 ECG 센서를 기반으로 측정된 심전도 신호에 대해 전압 분배 시정수 회로 및 슈미트 트리거를 거쳐 출력된 제1 신호, PPG 센서를 기반으로 측정된 맥박 신호에 대해 전압 분배 시정수 회로 및 슈미트 트리거를 거쳐 출력된 제2 신호를 기반으로 PPT(1150)를 측정할 수 있다. S-R 래치(latch) 회로(1100)를 기반으로 Q 값이 1인 시간이 PPT(1150)일 수 있다.

본 발명의 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치는 심전도 신호에 대한 제1 펄스 신호 및 맥박 신호에 대한 제2 펄스 신호를 동시에 획득하고, 제1 펄스 신호 및 제2 펄스 신호를 기반으로 측정 대상의 신체 상태 정보를 생성할 수 있다. 측정 대상에 대한 별도의 관리자가 존재하는 경우, 측정 대상의 신체 상태 정보는 무선/유선 시스템을 통해 관리자로 전송될 수 있다. 관리자는 측정 대상의 신체 상태 정보를 기반으로 측정 대상을 관리할 수 있다.

도 12 및 도 13은 본 발명의 실시예에 따른 측정 대상의 생체 신호 측정하기 위한 생체 신호 측정 장치를 나타낸 개념도이다.

도 12에서 생체 신호 측정 장치는 여러 개의 개별 소자(칩) 또는 하나의 칩을 기반으로 구현될 수 있다.

도 12를 참조하면, 생체 신호 측정 장치는 심박수 정보, 심전도 정보, 맥박수 정보, 맥파형 정보, 온도 정보를 생성할 수 있다.

전술한 바와 같이 고역 통과 필터의 기능을 수행하는 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 측정 대상이 동적 상태인 경우에도, 안정적인 심박수 정보, 맥박수 정보가 측정될 수 있다.

생체 신호 측정 장치는 제1 생체 신호 측정부(1200), 제2 생체 신호 측정부(1220) 및 온도 측정부(1240)를 포함할 수 있다.

제1 생체 신호 측정부(1200)는 전술한 도 6에서 개시된 PPG 기반의 생체 신호 측정 방법을 기반으로 맥박수 정보 및 맥파형 정보를 생성할 수 있다.

제2 생체 신호 측정부(1220)는 전술한 도 2에서 개시된 ECG 기반의 생체 신호 측정 방법을 기반으로 심박수 정보 및 심전도 정보를 생성할 수 있다.

온도 측정부(1240)는 측정 대상의 온도를 측정하여 온도 정보를 생성할 수 있다.

생체 신호 측정 장치에 의해 측정된 맥박수 정보, 맥파형 정보, 심박수 정보, 심전도 정보 및 온도 정보는 메모리에 저장될 수 있고, 맥박수 정보, 맥파형 정보, 심박수 정보, 심전도 정보 및 온도 정보 중 적어도 하나의 정보가 정상 범위를 벋어난 값을 가지는 경우, 측정 대상의 이상 여부에 대한 정보가 관리자에게 전달될 수 있다.

도 13을 참조하면, 본 발명의 실시예에 따르면, ADC(1300)를 기반으로 심전도 정보, 맥파형 정보, 온도 정보가 디지털 정보로 변환되고, 심전도 정보, 맥파형 정보, 온도 정보는 펄스 폭 변조(pulse width modulation, PWM)를 기반으로 카운터에 의하여 N비트로 출력될 수 있다.

본 발명의 실시예에 따르면, 복합 센서(PPG, ECG 등)를 기반으로 신뢰성이 있는 생체 정보를 획득할 수 있다. 즉, 측정 센서를 멀티로 사용하여 생체 정보의 측정에 문제가 있을 경우 다른 센서를 가동하므로 생체 정보의 측정시 보완하여 안정적인 센싱 값을 획득할 수 있다. 본 발명의 실시예에 따르면, ECG, PPG, 온도, 등의 생체 신호처리 장치는 임의의 주기 또는 특정한 시간 간격을 기준으로 생체 정보를 생성할 수 있다. 에너지의 절약을 위해서 ECG 센서, PPG 센서는 1분 동안 측정한 결과를 분당으로 표현하기보다는 일정한 시간 동안 측정하고 이를 계산하여 1분 동안의 생체 정보로서 생성할 수도 있다.

가속도 센서, 자이로 센서 등에 의해 측정 대상의 상태가 동적 상태로 인지되는 경우, 신뢰성 있는 생체 정보의 획득을 위해 복합 센서가 현재 측정된 신호(현재 측정 신호)와 이전에 측정된 신호(이전 측정 신호)를 비교 분석하여 현재 측정 신호의 신뢰도를 결정할 수 있다.

현재 측정 신호가 이전 측정 신호를 기반으로 한 측정 예상치 범위에 있을 경우, 현재 측정 신호의 신뢰도는 상대적으로 높다고 판단될 수 있다. 현재 측정 신호를 기반으로 한 생체 정보(예를 들어, 심박수 정보, 심전도 정보, 맥박수 정보 및 맥파형 정보)의 생성이 수행될 수 있다.

반대로, 현재 측정 신호가 이전 측정 신호를 기반으로 한 측정 예상치 범위를 벋어난 경우, 현재 측정 신호의 신뢰도는 상대적으로 낮다고 판단될 수 있다. 현재 측정 신호의 신뢰도가 낮은 경우, 현재 측정 신호를 기반으로 한 생체 정보의 생성이 수행되지 않고, 이전 측정 결과를 기반으로 생성된 측정 예상 정보가 측정 대상의 생체 정보로서 활용될 수 있다. 이전 측정 결과를 기반으로 생성된 측정 예상 정보는 기존의 생체 정보의 변화도를 기반으로 결정될 수 있다. 예를 들어, 심박수 정보의 겨우, 심박수가 증가하는 경향을 보였다면, 심박수의 증가도를 고려하여 이전 측정 결과를 기반으로 측정 예상 정보가 생성될 수 있다.

도 14는 본 발명의 실시예에 따른 생체 신호 측정 장치에서 생체 신호 측정 방법을 나타낸 순서도이다.

도 14서는 현재 측정 신호와 측정 예상치에 대한 비교를 기반으로 신뢰도 높은 생체 신호 측정을 수행하는 방법이 개시된다.

도 14를 참조하면, 측정 대상의 움직임이 임계 범위를 초과하였는지 여부에 대해 판단할 수 있다(단계 S1400).

측정 대상의 움직임이 임계 범위를 초과하지 않은 경우, 현재 측정 신호의 신뢰도는 상대적으로 높다고 판단될 수 있다. 따라서, 측정 대상의 움직임이 임계 범위를 초과하지 않은 경우, 현재 측정 신호를 기반으로 전술한 바와 같이 생체 정보(심박수 정보, 심전도 정보, 맥박수 정보와 맥파형 정보 등)가 생성될 수 있다(단계 S1410).

반대로, 측정 대상의 움직임이 임계 범위를 초과한 경우, 현재 측정 신호의 신뢰도는 상대적으로 낮다고 판단될 수 있다. 따라서, 측정 대상의 움직임이 임계 범위를 초과한 경우, 이전 측정 결과를 기반으로 생성된 측정 예상 정보가 측정 대상의 생체 정보로서 활용될 수 있다(단계 S1420).

이와 같은 생체 신호 측정 방법은 애플리케이션으로 구현되거나 다양한 컴퓨터 구성요소를 통하여 수행될 수 있는 프로그램 명령어의 형태로 구현되어 컴퓨터 판독 가능한 기록 매체에 기록될 수 있다. 상기 컴퓨터 판독 가능한 기록 매체는 프로그램 명령어, 데이터 파일, 데이터 구조 등을 단독으로 또는 조합하여 포함할 수 있다.

상기 컴퓨터 판독 가능한 기록 매체에 기록되는 프로그램 명령어는 본 발명을 위하여 특별히 설계되고 구성된 것들일 수 있고, 컴퓨터 소프트웨어 분야의 당업자에게 공지되어 사용 가능한 것일 수도 있다.

컴퓨터 판독 가능한 기록 매체의 예에는, 하드 디스크, 플로피 디스크 및 자기 테이프와 같은 자기 매체, CD-ROM, DVD 와 같은 광기록 매체, 플롭티컬 디스크(floptical disk)와 같은 자기-광 매체(magneto-optical media), 및 ROM, RAM, 플래시 메모리 등과 같은 프로그램 명령어를 저장하고 수행하도록 특별히 구성된 하드웨어 장치가 포함된다.

프로그램 명령어의 예에는, 컴파일러에 의해 만들어지는 것과 같은 기계어 코드뿐만 아니라 인터프리터 등을 사용해서 컴퓨터에 의해서 실행될 수 있는 고급 언어 코드도 포함된다. 상기 하드웨어 장치는 본 발명에 따른 처리를 수행하기 위해 하나 이상의 소프트웨어 모듈로서 작동하도록 구성될 수 있으며, 그 역도 마찬가지이다.

이상에서는 실시예들을 참조하여 설명하였지만, 해당 기술 분야의 숙련된 당업자는 하기의 특허 청구범위에 기재된 본 발명의 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있음을 이해할 수 있을 것이다.

Claims

생체 신호 측정 방법은,
생체 신호 측정 장치가 생체 신호 측정 센서를 기반으로 생체 신호를 생성하는 단계;
상기 생체 신호 측정 장치가 제1 전압 분배 시정수 회로 및 파형 변화부를 기반으로 상기 생체 신호를 신호 처리하여 펄스 신호로 변환하는 단계; 및
상기 생체 신호 측정 장치가 카운터를 기반으로 상기 펄스 신호를 카운팅하여 제1 생체 정보를 생성하는 단계를 포함하되,
상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 전압 분배 시정수 회로에 포함된 직렬 저항을 사용한 전압 분배를 기반으로 상기 생체 신호에서 특정 주파수 대역의 신호를 필터링하는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항에 있어서, 상기 펄스 신호로 변환하는 단계는,
상기 생체 신호 측정 장치가 상기 제1 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 상기 생체 신호를 제1 파형 신호로 생성하는 단계; 및
상기 생체 신호 측정 장치가 상기 파형 변화부를 기반으로 상기 제1 파형 신호를 상기 펄스 신호로 변환하는 단계를 포함하되,
상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 전원 전압을 분배하는 제1 직렬 저항 및 제2 직렬 저항 및 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 사이에 연결된 제1 커패시터를 포함하고,
상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 및 상기 제1 커패시터를 기반으로 제1 임계값 이하의 전압 분배 시정수를 가지는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항에 있어서, 상기 펄스 신호로 변환하는 단계는,
상기 생체 신호 측정 장치가 상기 제1 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 상기 생체 신호를 제1 파형 신호로 생성하는 단계; 및
상기 생체 신호 측정 장치가 필터 및 증폭부를 기반으로 상기 제1 파형 신호를 필터링 및/또는 증폭하여 필터링된 제1 파형 신호로 생성하는 단계;
상기 생체 신호 측정 장치가 상기 파형 변화부를 기반으로 상기 필터링된 제1 파형 신호를 상기 펄스 신호로 변환하는 단계를 포함하되,
상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 전원 전압을 분배하는 제1 직렬 저항 및 제2 직렬 저항과 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 사이에 연결된 제1 커패시터를 포함하고,
상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 및 상기 제1 커패시터를 기반으로 결정된 제1 임계값 이하의 전압 분배 시정수를 가지는 것을 특징으로 하는 방법.
제1항에 있어서,
상기 생체 신호 측정 장치가 제2 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 상기 생체 신호를 제2 파형 신호로 생성하는 단계;
상기 생체 신호 측정 장치가 ADC(analog-to-digital converter)를 기반으로 상기 제2 파형 신호를 디지털 신호로 변환하는 단계; 및
상기 생체 신호 측정 장치가 상기 디지털 신호를 기반으로 제2 생체 정보를 생성하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
제4항에 있어서,
상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 제1 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 제1 전원 전압을 분배하는 제1 직렬 저항 및 제2 직렬 저항 및 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 사이에 연결된 제1 커패시터를 포함하고,
상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 및 상기 제1 커패시터를 기반으로 결정된 제1 임계값 이하의 전압 분배 시정수를 가지고,
상기 제2 전압 분배 시정수 회로는 제2 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 제2 전원 전압을 분배하는 제3 직렬 저항 및 제4 직렬 저항 및 상기 제3 직렬 저항 및 상기 제4 직렬 저항 사이에 연결된 제2 커패시터를 포함하고,
상기 제2 전압 분배 시정수 회로는 상기 제3 직렬 저항 및 상기 제4 직렬 저항 및 상기 제2 커패시터를 기반으로 결정된 제2 임계값 이상의 전압 분배 시정수를 가지는 것을 특징으로 하는 방법.
제5항에 있어서,
상기 생체 신호 측정 장치가 상기 펄스 신호의 특성을 기반으로 상기 펄스 신호 상의 노이즈를 제거하는 단계;
상기 생체 신호 측정 장치가 이전에 생성된 이전 생체 정보를 기반으로 예측된 측정 예상치와 상기 생체 정보에 대한 비교를 기반으로 상기 생체 정보의 신뢰도를 판단하는 단계; 및
상기 생체 신호 측정 장치가 상기 신뢰도에 따라 상기 측정 예상치 또는 상기 생체 정보를 측정 대상의 신체 상태 정보의 생성을 위해 사용하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
생체 신호 측정 장치에 있어서,
상기 생체 신호 측정 장치는 프로세서를 포함하되,
상기 프로세서는 생체 신호 측정 센서를 기반으로 생체 신호를 생성하고,
제1 전압 분배 시정수 회로 및 파형 변화부를 기반으로 상기 생체 신호를 신호 처리하여 펄스 신호로 변환하고,
카운터를 기반으로 상기 펄스 신호를 카운팅하여 제1 생체 정보를 생성하도록 구현되되,
상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 전압 분배 시정수 회로에 포함된 직렬 저항을 사용한 전압 분배를 기반으로 상기 생체 신호에서 특정 주파수 대역의 신호를 필터링하는 것을 특징으로 하는 생체 신호 측정 장치.
제7항에 있어서,
상기 프로세서는 상기 제1 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 상기 생체 신호를 제1 파형 신호로 생성하고,
상기 파형 변화부를 기반으로 상기 제1 파형 신호를 상기 펄스 신호로 변환하도록 구현되되,
상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 전원 전압을 분배하는 제1 직렬 저항 및 제2 직렬 저항 및 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 사이에 연결된 제1 커패시터를 포함하고,
상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 및 상기 제1 커패시터를 기반으로 제1 임계값 이하의 전압 분배 시정수를 가지는 것을 특징으로 하는 생체 신호 측정 장치.
제8항에 있어서,
상기 프로세서는 상기 제1 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 상기 생체 신호를 제1 파형 신호로 생성하고,
필터 및 증폭부를 기반으로 상기 제1 파형 신호를 필터링 및/또는 증폭하여 필터링된 제1 파형 신호로 생성하고,
상기 파형 변화부를 기반으로 상기 필터링된 제1 파형 신호를 상기 펄스 신호로 변환하도록 구현되되,
상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 전원 전압을 분배하는 제1 직렬 저항 및 제2 직렬 저항과 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 사이에 연결된 제1 커패시터를 포함하고,
상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 및 상기 제1 커패시터를 기반으로 결정된 제1 임계값 이하의 전압 분배 시정수를 가지는 것을 특징으로 하는 생체 신호 측정 장치.
제7항에 있어서,
상기 프로세서는 제2 전압 분배 시정수 회로를 기반으로 상기 생체 신호를 제2 파형 신호로 생성하고,
ADC(analog-to-digital converter)를 기반으로 상기 제2 파형 신호를 디지털 신호로 변환하고,
상기 디지털 신호를 기반으로 제2 생체 정보를 생성하도록 구현되는 것을 특징으로 하는 생체 신호 측정 장치.
제10항에 있어서,
상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 제1 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 제1 전원 전압을 분배하는 제1 직렬 저항 및 제2 직렬 저항 및 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 사이에 연결된 제1 커패시터를 포함하고,
상기 제1 전압 분배 시정수 회로는 상기 제1 직렬 저항 및 상기 제2 직렬 저항 및 상기 제1 커패시터를 기반으로 결정된 제1 임계값 이하의 전압 분배 시정수를 가지고,
상기 제2 전압 분배 시정수 회로는 제2 전원 전압과 접지 사이에 위치하여 상기 제2 전원 전압을 분배하는 제3 직렬 저항 및 제4 직렬 저항 및 상기 제3 직렬 저항 및 상기 제4 직렬 저항 사이에 연결된 제2 커패시터를 포함하고,
상기 제2 전압 분배 시정수 회로는 상기 제3 직렬 저항 및 상기 제4 직렬 저항 및 상기 제2 커패시터를 기반으로 결정된 제2 임계값 이상의 전압 분배 시정수를 가지는 것을 특징으로 하는 생체 신호 측정 장치.
제11항에 있어서,
상기 프로세서는 상기 펄스 신호의 특성을 기반으로 상기 펄스 신호 상의 노이즈를 제거하고,
이전에 생성된 이전 생체 정보를 기반으로 예측된 측정 예상치와 상기 생체 정보에 대한 비교를 기반으로 상기 생체 정보의 신뢰도를 판단하고,
상기 신뢰도에 따라 상기 측정 예상치 또는 상기 생체 정보를 측정 대상의 신체 상태 정보의 생성을 위해 사용하도록 구현되는 것을 특징으로 하는 생체 신호 측정 장치.