WO2016021845A1

WO2016021845A1 - 사용자의 상태를 관리하는 머리착용형 장치 및 사용자의 상태를 관리하는 방법

Info

Publication number: WO2016021845A1
Application number: PCT/KR2015/007434
Authority: WO
Inventors: 최상식
Original assignee: 최상식
Priority date: 2014-08-08
Filing date: 2015-07-17
Publication date: 2016-02-11
Also published as: KR20160018134A; KR101669436B1

Abstract

사용자의 상태를 관리하는 머리착용형 장치에 관한 것으로, 사용자의 머리에 착용되는 착용구, 착용구의 내측과 사용자의 두피 사이에 위치하는 한 쌍의 전극을 이용하여 측정된 EEG 신호의 분석 결과와 착용구의 내측과 사용자의 두피 사이에 위치하는 적어도 한 쌍의 광전극을 이용하여 측정된 CBF 신호의 분석 결과의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출하고, 이러한 상태값에 따라 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호를 생성하여 한 쌍의 전극으로 출력함으로써 머리착용형 장치의 경박단소화를 실현할 수 있다.

Description

사용자의 상태를 관리하는 머리착용형 장치 및 사용자의 상태를 관리하는 방법

사용자의 상태를 관리하는 머리착용형 장치와 사용자의 상태를 관리하는 방법에 관한 것으로, 특히 뇌의 생체신호를 이용하여 사용자의 상태를 관리하는 머리착용형 장치 및 사용자의 상태를 관리하는 방법에 관한 것이다.

최근, 인간의 생체신호를 이용하여 신체의 질병을 진단하거나 신체의 상태를 진단하는 생체신호 기술은 진단의 정확성이 향상되면서 비침습성, 신속성 등 여러 가지 장점으로 인해 종래의 침습적인 진단 기술을 대체할 수 있는 미래의 주요 의료 기술로 부각되고 있다. MRI(Magnetic Resonance Imaging), CT(Computed Tomography), PET(Positron Emission Tomography) 등과 같은 영상 진단 장치는 고화질의 의료 영상을 제공함으로써 매우 정확하게 신체의 질병을 진단하거나 신체의 상태를 진단할 수 있다. 그러나, 이러한 영상 진단 장치는 고가이고 매우 크기 때문에 휴대가 불가능하다.

한편, 뇌전도 신호, 뇌자도 신호, 뇌혈류 신호, fMRI(functional Resonance Imaging) 신호 등 뇌의 생체신호를 이용하는 의료 진단 장치는 비교적 저렴하고 크기가 작아서 휴대형 의료 진단 장치로 개발되고 있다. 그러나, 뇌의 생체신호 기반의 의료 진단 장치는 MRI, CT, PET에 비해 진단의 정확성이 떨어진다는 단점을 갖고 있다. 진단의 정확성을 높이기 위하여 머리에 많은 개수의 센서들을 부착시킨 상태에서 진단이 이루어짐에 따라 사용자가 이러한 의료 진단 장치를 착용하고 일상 생활을 하는 데에는 한계가 있었다.

휴대성과 착용성이 우수하여 착용 상태에서 일상 생활이 가능하면서도 사용자의 상태를 정확하게 진단하여 사용자의 비정상 상태로 인한 각종 사고를 예방할 수 있는 머리착용형 장치를 제공하는데 있다. 또한, 이러한 머리착용형 장치가 가능하도록 EEG 신호의 측정에 필요한 전극의 개수와 CBF 신호의 측정에 필요한 광전극의 개수를 최소화할 수 있는 사용자의 상태 관리 방법을 제공하는데 있다.

본 발명의 일 측면에 따라 사용자의 상태를 관리하는 머리착용형 장치는 사용자의 머리에 착용되는 착용구; 상기 착용구의 내측과 사용자의 두피 사이에 위치하는 적어도 한 쌍의 전극을 이용하여 사용자의 두피 상에서 발생되는 뇌전도(EEG: electroencephalography)를 나타내는 EEG 신호를 측정하는 EEG 측정부; 상기 착용구의 내측과 사용자의 두피 사이에 위치하는 적어도 한 쌍의 광전극을 이용하여 사용자의 두피 아래에 흐르는 뇌혈류(CBF: cerebral blood flow)를 나타내는 CBF 신호를 측정하는 CBF 측정부; 상기 EEG 측정부에 의해 측정된 EEG 신호의 분석 결과와 상기 CBF 측정부에 의해 측정된 CBF 신호의 분석 결과의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출하는 신호 처리부; 상기 신호 처리부에 의해 산출된 상태값에 따라 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호를 생성하여 상기 적어도 한 쌍의 전극으로 출력하는 신호 생성부; 및 상기 신호 처리부의 제어에 따라 상기 적어도 한 쌍의 전극을 상기 EEG 측정부와 상기 신호 생성부 중 어느 하나에 연결하는 스위칭부를 포함한다.

상기 신호 처리부는 상기 신호 처리부에 의해 산출된 상태값이 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내면 상기 자극 신호가 생성되도록 상기 신호 생성부를 제어하고 상기 신호 생성부에 의해 생성된 자극 신호가 상기 적어도 한 쌍의 전극으로 출력되도록 상기 스위칭부를 제어하고, 상기 신호 생성부는 상기 신호 처리부의 제어에 따라 상기 자극 신호를 생성하고, 상기 스위칭부는 상기 신호 처리부의 제어에 따라 상기 적어도 한 쌍의 전극을 상기 EEG 측정부로부터 분리시키고 상기 신호 생성부에 연결할 수 있다.

상기 신호 처리부는 상기 자극 신호가 상기 적어도 한 쌍의 전극으로 출력되도록 상기 스위칭부를 제어한 시점부터 일정시간 동안 측정된 EEG 신호의 분석 결과와 상기 일정시간 동안 측정된 CBF 신호의 분석 결과의 조합에 기초하여 산출된 상태값이 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내면 사용자의 상태가 비정상 상태임을 표시하는 경고 메시지를 출력하고, 상기 머리착용형 장치는 상기 신호 처리부에 의해 출력된 경고 메시지를 사용자의 상태를 감시하는 감시자에 의해 관리되는 원격지 단말에 전송하는 통신부를 더 포함할 수 있다.

상기 신호 처리부는 상기 EEG 측정부에 의해 측정된 신호를 EEG 구간 별로 분석함으로써 각 EEG 구간의 특징값을 산출하는 EEG 분석부; 상기 CBF 측정부에 의해 측정된 신호를 CBF 구간 별로 분석함으로써 각 CBF 구간의 특징값을 산출하는 CBF 분석부; 상기 EEG 분석부에 의해 산출된 특징값과 상기 CBF 분석부에 의해 산출된 특징값의 조합에 기초하여 상기 상태값을 산출하는 상태 산출부; 및 상기 상태 산출부에 의해 산출된 상태값의 크기에 따라 상기 적어도 한 쌍의 전극이 상기 EEG 측정부와 상기 신호 생성부 중 어느 하나에 연결되도록 상기 스위칭부를 제어하는 제어부를 포함할 수 있다.

상기 제어부는 상기 상태 산출부에 의해 산출된 상태값과 상태 임계값의 비교 결과에 따라 상기 적어도 한 쌍의 전극이 상기 EEG 측정부와 상기 신호 생성부 중 어느 하나에 연결되도록 상기 스위칭부를 제어하고, 상기 상태 임계값은 사용자 또는 의료전문가에 의해 입력된 정보에 따라 가변될 수 있다.

상기 CBF 구간의 길이는 상기 EEG 구간의 길이의 적어도 2배수 이상의 배수이고, 상기 상태 산출부는 상기 각 EEG 구간의 특징값 중 적어도 하나의 EEG 구간의 특징값이 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내면 상기 적어도 하나의 EEG 구간의 시간대를 포함하는 어느 하나의 CBF 구간의 특징값과 상기 어느 하나의 CBF 구간과 동일한 시간대를 형성하는 복수의 EEG 구간의 특징값의 조합에 기초하여 상기 상태값을 산출할 수 있다.

상기 상태 산출부는 상기 복수의 EEG 구간의 특징값의 평균과 상기 어느 하나의 CBF 구간의 특징값 각각에 서로 다른 가중치를 곱하여 합산함으로써 상기 상태값을 산출할 수 있다. 상기 어느 하나의 CBF 구간의 특징값과 상기 복수의 EEG 구간의 특징값의 평균 각각에 곱해지는 가중치는 사용자 또는 의료전문가에 의해 입력된 정보에 따라 가변될 수 있다.

본 발명의 일 측면에 따라 뇌의 생체신호를 이용하여 사용자의 상태를 관리하는 방법은 사용자의 두피 상에서 발생되는 뇌전도를 나타내는 EEG 신호를 EEG 구간의 시간 길이 단위로 분할하여 추출하고, 사용자의 두피 아래에 흐르는 뇌혈류를 나타내는 CBF 신호를 CBF 구간의 시간 길이 단위로 분할하여 추출하는 단계; 상기 EEG 구간 별로 추출된 EEG 신호를 EEG 구간 별로 분석함으로써 각 EEG 구간의 특징값을 산출하고, 상기 CBF 구간 별로 추출된 CBF 신호를 CBF 구간 별로 분석함으로써 각 CBF 구간의 특징값을 산출하는 단계; 상기 산출된 각 EEG 구간의 특징값과 각 CBF 구간의 특징값의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출하는 단계; 및 상기 산출된 상태값에 따라 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호가 생성되도록 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호를 생성하는 신호 생성부를 제어하는 단계를 포함한다.

뇌전도를 나타내는 EEG 신호의 분석 결과와 뇌혈류를 나타내는 CBF 신호의 분석 결과의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출함으로써 EEG 신호의 측정에 필요한 전극의 개수와 CBF 신호의 측정에 필요한 광전극의 개수를 최소화하고, 전극을 EEG 신호 측정용과 자극 신호 출력용으로 함께 사용함으로써 사용자의 상태를 관리할 수 있는 머리착용형 장치의 경소단소화를 실현할 수 있다. 결과적으로, 휴대성과 착용성이 우수하여 착용 상태에서 일상 생활이 가능하면서도 사용자의 상태를 정확하게 진단하여 사용자의 비정상 상태, 예를 들어 수면 상태로 인한 각종 사고를 예방할 수 있는 머리착용형 장치를 제공할 수 있다.

이와 같이, EEG 신호의 측정에 필요한 전극의 개수와 CBF 신호의 측정에 필요한 광전극의 개수를 최소화하면서도 EEG 신호의 분석 결과의 결함은 CBF 신호의 분석 결과에 의해 보완되고 CBF 신호의 분석 결과의 결함은 EEG 신호의 분석 결과에 의해 보완될 수 있도록 사용자의 상태를 정확하게 진단할 수 있다. 특히, 동일한 시간대를 형성하는 각 EEG 구간의 특징값과 각 CBF 구간의 특징값의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출하기 때문에 EEG 신호의 분석 결과의 결함은 CBF 신호의 분석 결과에 의해 보완되고 CBF 신호의 분석 결과의 결함은 EEG 신호의 분석 결과에 의해 보완될 수 있어 사용자의 상태 진단의 오류가 감소될 수 있다.

또한, 사용자의 두피에 자극 신호가 인가되더라도 사용자가 비정상 상태로부터 벗어나지 못하는 경우에 감시자의 원격지 단말에 사용자의 상태가 비정상 상태임을 표시하는 메시지를 전송함으로써 이러한 메시지를 인지한 감시자가 사용자에게 신속하게 조치를 취할 수 있고, 결과적으로 사용자가 정상 상태로 돌아오기 위해 필요한 모든 조치를 취하는 것이 가능하게 된다.

또한, CBF 구간의 길이를 EEG 구간의 길이의 적어도 2배수 이상의 배수로 설정하고 어느 하나의 CBF 구간의 특징값과 어느 하나의 CBF 구간과 동일한 시간대를 형성하는 복수의 EEG 구간의 특징값의 조합에 기초하여 사용자의 상태값을 산출함으로써 EEG 신호의 분석 결과의 결함은 CBF 신호의 분석 결과에 의해 보완되고 CBF 신호의 분석 결과의 결함은 EEG 신호의 분석 결과에 의해 보완될 수 있어 사용자의 상태 진단의 오류가 감소될 수 있다.

게다가, 복수의 EEG 구간의 특징값의 평균과 어느 하나의 CBF 구간의 특징값 각각에 서로 다른 가중치를 곱하여 합산함으로써 사용자의 상태값을 산출할 수 있고, 이러한 가중치는 사용자 또는 의료전문가에 의해 입력된 정보에 따라 가변될 수 있다. 이에 따라, EEG 신호의 특성, CBF 신호의 특성, 사용자의 특성 등을 고려하여 보다 정확하게 사용자의 상태를 진단할 수 있다. 또한, 사용자의 상태를 진단하기 위해 사용자의 상태값과 비교되는 상태 임계값은 사용자 또는 의료전문가에 의해 입력된 정보에 따라 가변됨으로써 사용자의 개인적 특성을 고려하여 보다 정확하게 사용자의 상태를 진단할 수 있다.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 머리착용형 장치의 외관을 도시한 도면이다.

도 2는 도 1에 도시된 머리착용형 장치를 착용한 모습을 도시한 도면이다.

도 3은 도 1에 도시된 전자 디바이스(4)의 구성도이다.

도 4는 도 3에 도시된 EEG 측정부(41)의 구성도이다.

도 5는 도 3에 도시된 CBF 측정부(42)의 구성도이다.

도 6은 도 3에 도시된 신호 처리부(43)의 구성도이다.

도 7은 도 1에 도시된 전자 디바이스(4)의 다른 구성도이다.

도 8은 본 발명의 다른 실시예에 따른 사용자 상태 관리 방법의 흐름도이다.

이하에서는 도면을 참조하여 본 발명의 실시예들을 상세히 설명한다. 뇌의 생체신호의 대표적인 예로는 뇌전도(EEG: electroencephalography) 신호, 뇌자도(MEG: magnetoencephalography) 신호, 뇌혈류(CBF: cerebral blood flow) 신호, fMRI(functional Magnetic) 신호를 들 수 있다. 이하에서 설명되는 실시예들은 이러한 신호들 중 뇌전도 신호와 뇌혈류 신호를 이용하여 사용자의 상태를 관리하는 머리착용형 장치에 관한 것이다. 이하에서는 사용자의 상태를 관리하는 머리착용형 장치를 간략하게 "머리착용형 장치"로 호칭할 수 있고, 사용자의 뇌의 생체신호를 이용하여 사용자의 상태를 관리하는 방법을 간략하게 "사용자 상태 관리 방법"으로 호칭할 수 있고, 뇌전도 신호를 간략하게 "EEG 신호"로 호칭할 수 있고, 뇌혈류 신호를 간략하게 "CBF 신호"로 호칭할 수 있다.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 머리착용형 장치의 외관을 도시한 도면이고, 도 2는 도 1에 도시된 머리착용형 장치를 착용한 모습을 도시한 도면이다. 도 1-2를 참조하면, 본 실시예에 따른 머리착용형 장치는 착용구(1), 한 쌍의 전극(electrode)(2), 한 쌍의 광전극(optode)(3), 전자 디바이스(4), 및 배터리(5)로 구성된다. 한 쌍의 전극(2)과 한 쌍의 광전극(3) 각각은 착용구(1)에 내장되어 있는 전선을 통해 전자 디바이스(4)와 전기적으로 연결될 수 있다. 마찬가지로, 배터리(5)도 착용구(1)에 내장되어 있는 전선을 통해 전자 디바이스(4)와 전기적으로 연결될 수 있다. 도면의 간략화를 위해 착용구(1)에 내장되어 있는 전선은 생략된다. 이러한 전자 소자들은 착용구(1)의 외부에 노출되어 있는 전선으로 연결될 수도 있으나, 머리착용형 장치의 외관, 단선 등을 고려할 때에 착용구(1)에 내장되어 있는 전선으로 연결됨이 바람직하다.

도 1-2에는 한 쌍의 전극(2)과 한 쌍의 광전극(3)이 도시되어 있으나, 보다 많은 개수의 전극들과 광전극들을 사용하여 보다 정확하게 사용자의 상태가 관리될 수도 있다. 이하에서는 머리착용형 장치의 경박단소화를 실현하기 위하여, 한 쌍의 전극(2)과 한 쌍의 광전극(3)만을 사용하여 사용자의 상태를 관리하는 실시예를 설명하기로 한다. 그러나, 본 실시예가 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 보다 많은 개수의 전극과 광전극이 사용될 수 있음을 이해할 수 있다.

착용구(1)는 사용자의 머리에 착용되며, 사용자의 머리에 착용되기에 용이한 형상을 갖는다. 도 1-2에 도시된 바와 같이, 착용구(1)는 사용자의 이마에 밀착되어 부착되는 사각판 형상의 프레임(11)과 이러한 프레임의 양측 말단에 연결되어 사용자의 머리에 씌어져 프레임을 사용자의 이마에 고정시키는 고무 밴드(12)로 구현될 수 있다. 이러한 착용구(1)는 도 1-2에 도시된 밴드 형태 이외에 모자나 헬멧 형태 등 다양한 형태로 변형 설계될 수도 있다. 착용구(1)의 프레임(11)은 사용자의 이마의 형상에 따라 휘어질 수 있도록 유연한 소재, 예를 들어 고무 소재로 제작될 수 있다. 착용구(1)의 프레임의 내측에는 한 쌍의 전극(2)과 한 쌍의 광전극(3)이 설치된다.

도 1에 도시된 바와 같이, 착용구(1)의 프레임의 내측에는 탄성을 갖는 두 쌍의 돌기들이 형성되어 있다. 두 쌍의 돌기들 중 한 쌍의 돌기의 중심 홀에는 한 쌍의 전극(2)이 설치되고, 다른 한 쌍의 중심 홀에는 한 쌍의 광전극(3)이 설치됨으로써 한 쌍의 전극(2)과 한 쌍의 광전극(3)은 사용자의 이마에 보다 밀착되어 부착될 수 있다. 이러한 돌기들은 착용구(1)의 프레임(11)과 일체형으로 고무 소재로 제작될 수 있다. 이와 같이, 한 쌍의 전극(2)과 한 쌍의 광전극(3)이 설치되는 착용구(1)의 내측이 사용자의 이마에 밀착되어 부착됨으로써 사용자의 뇌의 전두엽으로부터 발생되는 EEG 신호와 CBF 신호가 측정될 수 있다.

한 쌍의 전극(2)은 착용구(1)의 내측에 부착되어 착용구(1)가 사용자의 머리에 씌워짐에 따라 착용구(1)의 내측과 사용자의 두피 사이에 위치하게 된다. 도 1-2에 도시된 바와 같이, 본 실시예에서 한 쌍의 전극(2)은 착용구(1)의 내측과 사용자의 이마 영역의 두피 사이에 위치하여 사용자의 이마 영역의 두피 상에 발생되는 전기적 신호를 검출한다. 한 쌍의 전극(2)은 접지(ground)에 해당하는 기준전극(21)과 두피의 전위차를 검출하기 위해 기준전극(21)으로 이격되어 위치하는 검출전극(22)으로 구성될 수 있다. 사용자의 심신의 상태에 따라 대뇌피질에는 서로 다른 양상의 전기적 활동이 발생하고, 이로 인해 사용자의 두피에 접촉해 있는 한 쌍의 전극(2) 사이에는 서로 다르게 변화되는 전위차가 검출되게 된다.

한 쌍의 광전극(3)은 착용구(1)의 내측에 부착되어 착용구(1)가 사용자의 머리에 씌워짐에 따라 착용구(1)의 내측과 사용자의 두피 사이에 위치하게 된다. 도 1-2에 도시된 바와 같이, 본 실시예에서 한 쌍의 광전극(3)은 착용구(1)의 내측과 사용자의 이마 영역의 두피 사이에 위치하여 사용자의 이마 영역의 두피 아래에 흐르는 뇌혈류의 변동으로 인해 발생되는 전기적 신호를 검출한다. 한 쌍의 광전극(3)은 광원에 해당하는 발광소자(31)와 발광소자(31)로부터 출력되어 사용자의 두피 아래의 조직을 통과한 광을 검출하는 수광소자(32)로 구성될 수 있다. 사용자의 심신의 상태에 따라 두피 아래에는 서로 다른 양상의 뇌혈류가 발생하고, 이로 인해 사용자의 두피에 접촉해 있는 한 쌍의 광전극(3) 중 수광소자(32)에는 서로 다르게 변화되는 전기적 신호의 흐름이 검출되게 된다.

생체 조직은 근적외선 영역의 파장을 가진 광을 상대적으로 잘 투과시키며, 산화 상태에 따라 광의 흡수 정도가 달라지는 색소포(chromophore)를 함유하고 있다. 이러한 생체 조직의 특성을 이용하여 신체의 질병을 진단하거나 신체의 상태를 진단하는 생체신호 기술을 근적외선 분광법(NIRS: near-infrared spectroscopy)라고 한다. 뇌조직에 존재하는 대표적인 색소포로는 산화 헤모글로빈, 환원 헤모글로빈 등을 들 수 있다. 사용자가 각성 상태에 있을 경우, 즉 인체의 대사 활동이 왕성할 경우에는 뇌혈류 내의 산화 헤모글로빈의 양이 증가한다. 반면, 사용자가 수면 상태에 있을 경우, 즉 인체의 대사 활동이 저조할 경우에는 뇌혈류 내의 산화 헤모글로빈의 양이 감소한다.

이와 같이, 사용자의 상태에 따라 두피 아래에 흐르는 뇌혈류 내의 산화 헤모글로빈의 양이 변화되고, 이로 인해 뇌혈류에 의한 광의 흡수 정도가 달라지게 된다. 본 실시예에서는 근적외선 분광법을 채용하여 발광소자(31)는 두피에 근적외선 영역의 파장을 가진 광을 조사하고, 수광소자(32)는 사용자의 상태에 따라 서로 다른 세기의 광을 검출한다. 이러한 발광소자(31)는 근적외선 LED(light emitting diode)로 구현될 수 있고, 수광소자(32)는 포토다이오드(photodiode)로 구현될 수 있다. 한편, 뇌혈류 내의 산화 헤모글로빈의 변화 이외에 환원 헤모글로빈의 변화도 함께 고려하여 사용자의 상태가 진단될 수도 있고, 수광소자(32)에 의해 검출된 광 세기 정보 이외에 위상 천이 정보도 함께 고려하여 사용자의 상태가 진단될 수도 있다.

인간의 대뇌는 사고와 기억을 담당하는 전두엽, 청각과 운동을 담당하는 측두엽, 공간지각력과 인지를 담당하는 두정엽, 시각을 담당하는 후두엽으로 구분될 수 있다. 본 실시예에서는 사용자가 각성 상태에 있는지, 아니면 수면 상태에 있는지를 진단하기 위해 전두엽 근처의 대뇌피질의 전기적 활동으로부터 EEG 신호를 검출하고 전두엽 근처의 두피 아래의 뇌혈류 변화로부터 CBF 신호를 검출한다. 한 쌍의 전극(2)과 한 쌍의 광전극(3)은 도 1-2에 도시된 위치에 설치될 수 있으나 일례일 뿐이며, 보다 충실한 EEG 신호 및 CBF 신호가 측정될 수 있도록 다른 위치에 설치될 수도 있다.

전자 디바이스(4)는 착용구(1)에 설치되어 한 쌍의 전극(2)에 의해 검출된 전기적 신호로부터 사용자의 두피 상에서 발생되는 뇌전도를 나타내는 EEG 신호를 측정하여 분석하고, 한 쌍의 광전극(3)에 의해 검출된 전기적 신호로부터 사용자의 두피 아래에 흐르는 뇌혈류를 나타내는 CBF 신호를 측정하여 분석한다. 이어서, 전자 디바이스(4)는 EEG 신호의 분석 결과와 CBF 신호의 분석 결과의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출하고, 이와 같이 산출된 상태값에 따라 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호를 생성하여 한 쌍의 전극(2)으로 출력한다.

한 쌍의 전극(2)만을 이용하여 측정된 EEG 신호의 분석 결과에 기초하여 사용자의 상태를 진단하면 사용자의 상태 진단의 오류가 증가될 수 있다. 마찬가지로, 한 쌍의 광전극(3)만을 이용하여 측정된 CBF 신호의 분석 결과에 기초하여 사용자의 상태를 진단하면 사용자의 상태 진단의 오류가 증가될 수 있다. 이에 따라, 본 실시예에서는 EEG 신호의 분석 결과의 결함은 CBF 신호의 분석 결과에 의해 보완되고 CBF 신호의 분석 결과의 결함은 EEG 신호의 분석 결과에 의해 보완될 수 있도록 EEG 신호의 분석 결과와 CBF 신호의 분석 결과를 상보적으로 사용함으로써 사용자의 상태 진단의 오류가 감소될 수 있다.

즉, 본 실시예에서는 EEG 신호의 분석 결과와 CBF 신호의 분석 결과의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 진단함으로써 한 쌍의 전극(2)과 한 쌍의 광전극(3)만으로 사용자의 보다 정확한 상태 진단이 가능하도록 하였다. 그 결과, 본 실시예에 따른 머리착용형 장치를 경박단소화할 수 있어 휴대성과 착용성이 우수하면서도 사용자의 상태를 정확하게 진단할 수 있는 머리착용형 장치를 제공할 수 있다.

배터리(5)는 착용구(1)에 설치되어 전자 디바이스(4)에 전원을 공급한다. 이와 같이, 본 실시예에 따른 머리착용형 장치는 착용구(1)에 부착된 배터리(5)의 전원을 이용하여 전자 디바이스(4)를 구동시키기 때문에 다른 장치와의 결선 없이 단독형으로 동작할 수 있다. 이에 따라, 사용자는 본 실시예에 따른 머리착용형 장치를 착용하더라도 자유로운 활동을 할 수 있다. 도 1-2에 도시된 바와 같이, 본 실시예에 따른 머리착용형 장치의 외관을 미려하게 하고 본 실시예의 착용에 따른 사용자의 불편을 최소화하기 위하여 전자 디바이스(4)와 배터리(5)가 착용구(1)에 내장되는 형태로 설치될 수 있다. 본 실시예가 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 전자 디바이스(4)와 배터리(5)가 착용구(1)의 외면에 부착되는 형태로 설치될 수도 있음을 이해할 수 있다.

도 3은 도 1에 도시된 전자 디바이스(4)의 구성도이다. 도 3을 참조하면, 전자 디바이스(4)는 EEG 측정부(41), CBF 측정부(42), 신호 처리부(43), 신호 생성부(44), 스위칭부(45), 및 사용자 인터페이스(46)로 구성된다. 본 실시예가 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 전자 디바이스(4)는 상기된 구성 요소들 외에 추가적인 다른 구성 요소를 더 포함할 수 있음을 이해할 수 있다. 예를 들어, 전자 디바이스(4)는 사용자의 상태가 비정상 상태이면 사용자에게 청각적인 자극을 주는 소리를 출력하는 구성 요소를 더 포함할 수도 있다.

EEG 측정부(41)는 착용구(1)의 내측과 사용자의 두피 사이에 위치하는 한 쌍의 전극(2)을 이용하여 사용자의 두피 상의 뇌전도를 나타내는 EEG 신호를 측정한다. EEG 측정부(41)는 한 쌍의 전극(2)으로부터 출력된 전기적 신호, 즉 한 쌍의 전극(2) 사이의 전위차를 나타내는 전기적 신호를 신호 처리부(43)의 제어에 따라 스위칭부(45)를 경유하여 수신하고, 이와 같이 수신된 신호로부터 EEG 신호를 측정한다.

CBF 측정부(42)는 착용구(1)의 내측과 사용자의 두피 사이에 위치하는 한 쌍의 광전극(3)을 이용하여 사용자의 두피 아래의 뇌혈류를 나타내는 CBF 신호를 측정한다. CBF 측정부(42)는 한 쌍의 광전극(3) 중 수광소자로부터 출력된 전기적 신호를 신호 처리부(43)의 제어에 따라 수신하고, 이와 같이 수신된 신호부터 CBF 신호를 측정한다.

신호 처리부(43)는 EEG 측정부(41)에 의해 측정된 EEG 신호를 분석함과 동시에 CBF 측정부(42)에 의해 측정된 CBF 신호를 분석하고, EEG 신호의 분석 결과와 CBF 신호의 분석 결과의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출한다. 사용자의 심신 상태는 시간의 흐름에 따라 변화하기 때문에 서로 다른 시간대에 측정된 EEG 신호와 CBF 신호 각각은 사용자의 서로 다른 상태를 나타낼 수 있다. 따라서, EEG 신호의 분석 결과와 CBF 신호의 분석 결과의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 진단하기 위해서는 한 쌍의 전극(2)과 한 쌍의 광전극(3) 중 수광소자로부터 동일한 시간대에 출력된 전기적 신호에 대해 EEG 신호와 CBF 신호가 측정되고, 이와 같이 측정된 EEG 신호의 분석 결과와 CBF 신호의 분석 결과의 조합에 기초하여 사용자의 상태가 진단되어야 한다.

이에 따라, 신호 처리부(43)는 동일한 시간대에 한 쌍의 전극(2)으로부터 출력된 전기적 신호와 한 쌍의 광전극(3) 중 수광소자로부터 출력된 전기적 신호에 대해 EEG 신호와 CBF 신호가 동시에 측정되도록 EEG 측정부(41)와 CBF 측정부(42)를 제어한다. 상술한 바와 같이, EEG 측정부(41)와 CBF 측정부(42)는 이와 같은 신호 처리부(43)의 제어에 따라 한 쌍의 전극(2)으로부터 출력된 전기적 신호와 한 쌍의 광전극(3) 중 수광소자로부터 출력된 전기적 신호의 수신을 동시에 시작하고 종료한다. 결과적으로, 신호 처리부(43)에는 동일한 시간대에 한 쌍의 전극(2)으로부터 출력된 전기적 신호와 한 쌍의 광전극(3) 중 수광소자로부터 출력된 전기적 신호에 대한 측정 값들이 입력되게 된다.

신호 생성부(44)는 신호 처리부(43)에 의해 산출된 상태값에 따라 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호를 생성하여 한 쌍의 전극(2)으로 출력한다. 즉, 신호 생성부(44)는 신호 처리부(43)에 의해 산출된 상태값이 사용자의 상태가 정상 상태임을 나타내면 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호를 생성하지 않는다. 반면, 신호 생성부(44)는 신호 처리부(43)에 의해 산출된 상태값이 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내면 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호를 생성하여 한 쌍의 전극(2)으로 출력한다. 이러한 자극 신호가 한 쌍의 전극(2)으로 출력되면 한 쌍의 전극(2)이 접촉해 있는 두피 영역에 전기적 신호가 인가되게 되고, 그 결과 사용자의 상태는 비정상 상태로부터 정상 상태로 전환될 수 있다.

신호 생성부(44)는 신호 처리부(43)의 제어에 따라 자극 신호를 생성한다. 신호 처리부(43)는 신호 처리부(43)에 의해 산출된 상태값이 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내면 자극 신호가 생성되도록 신호 생성부(44)를 제어하고 신호 생성부(44)에 의해 생성된 자극 신호가 한 쌍의 전극(2)으로 출력되도록 스위칭부(45)를 제어한다. 본 실시예에서는 도 1-2에 도시된 바와 같은 머리착용형 장치의 경박단소화를 꾀하기 때문에 착용구(1)에 가급적 한 쌍의 전극(2)만이 부착됨이 바람직하다. 이에 따라, 착용구(1)에 부착된 한 쌍의 전극(2)은 EEG 신호의 측정용으로도 사용되고 자극 신호의 출력용으로도 사용된다.

예를 들어, 사용자의 정상 상태가 각성 상태이고 사용자의 비정상 상태가 수면 상태이면, 한 쌍의 전극(2)으로 출력된 자극 신호에 의해 사용자의 상태는 수면 상태로부터 각성 상태로 전환될 수 있다. 본 실시예에 따른 머리착용형 장치가 보초를 서고 있는 군인, 자동차 운전자, 항공기 파일럿 등에게 착용될 경우, 사용자가 수면 상태에 빠짐으로 인한 각종 사고를 예방할 수 있다. 한 쌍의 전극(2)으로 출력된 자극 신호의 세기는 사용자의 전기자극에 대한 민감도에 따라 변경될 수 있으나, 최대 80mA를 넘지 않는 것이 바람직하다.

신호 처리부(43)는 사용자 인터페이스(46)를 통해 사용자 또는 의료전문가에 의해 입력된 정보에 따라 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호의 세기가 변경되도록 신호 생성부(44)를 제어할 수 있다. 신호 생성부(44)는 신호 처리부(43)의 제어에 따라 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호의 세기를 변경하고, 이와 같이 변경된 세기를 갖는 자극 신호를 생성할 수 있다. 예를 들어, 신호 생성부(44)는 사용자의 연령, 성별, 키, 몸무게 등에 따라 자극 신호의 세기를 변경할 수 있다. 또한, 신호 생성부(44)는 사용자 또는 의료 진단에 의해 설정된 값에 따라 자극 신호의 세기를 변경할 수도 있다.

스위칭부(45)는 신호 처리부(43)의 제어에 따라 한 쌍의 전극(2)을 EEG 측정부(41)와 신호 생성부(44) 중 어느 하나에 연결한다. 스위칭부(45)는 평상시에는 한 쌍의 전극(2)에 의해 검출된 전기적 신호가 EEG 측정부(41)에 전달될 수 있도록 신호 처리부(43)의 제어에 따라 한 쌍의 전극(2)을 EEG 측정부(41)에 연결한다. 바꾸어 말하면, 스위칭부(45)는 신호 처리부(43)에 의해 산출된 상태값이 존재하지 않거나 신호 처리부(43)에 의해 산출된 상태값이 사용자의 상태가 정상 상태임을 나타내면 신호 처리부(43)의 제어에 따라 한 쌍의 전극(2)을 신호 생성부(44)로부터 분리시키고 EEG 측정부(41)에 연결한다.

반면, 스위칭부(45)는 신호 처리부(43)에 의해 산출된 상태값이 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내면 신호 처리부(43)의 제어에 따라 한 쌍의 전극(2)을 EEG 측정부(41)로부터 분리시키고 신호 생성부(44)에 연결한다. 예를 들어, 스위칭부(45)는 신호 처리부(43)에 의해 산출된 상태값이 사용자의 상태가 각성 상태임을 나타내면 한 쌍의 전극(2)을 신호 생성부(44)로부터 분리시키고 EEG 측정부(41)에 연결함으로써 한 쌍의 전극(2)에 의해 검출된 전기적 신호가 EEG 측정부(41)에 전달될 수 있도록 한다. 스위칭부(45)는 신호 처리부(43)에 의해 산출된 상태값이 사용자의 상태가 수면 상태임을 나타내면 한 쌍의 전극(2)을 EEG 측정부(41)로부터 분리시키고 신호 생성부(44)에 연결함으로써 한 쌍의 전극(2)에 의해 출력된 자극 신호에 의해 사용자가 깨어날 수 있도록 한다. 스위칭부(45)는 스위칭 트랜지스터, 계전기(relay) 등에 의해 구현될 수 있다.

사용자 인터페이스(46)는 사용자 또는 의료전문가로부터 어떤 정보를 입력받아서 신호 처리부(43)로 출력한다. 이러한 사용자 인터페이스(46)는 딥(dip) 스위치, 로터리(rotary) 스위치 등으로 구현될 수 있다. 사용자에 의해 입력되는 정보의 예로는 사용자의 연령, 성별, 키, 몸무게 등과 같은 사용자 신체정보, 사용자 또는 의료전문가에 의해 설정된 EEG 임계값 정보, 사용자 또는 의료전문가에 의해 설정된 상태 임계값 정보, 사용자 또는 의료전문가에 의해 설정된 EEG 신호의 분석 결과에 대한 가중치 정보와 CBF 신호의 분석 결과에 대한 가중치 정보, 사용자 또는 의료전문가에 의해 설정된 자극 신호의 세기 정보 등을 들 수 있다. 사용자 인터페이스(46)는 사용자에게 어떤 정보를 출력할 수도 있다. 사용자에게 출력되는 정보의 예로는 사용자의 상태 정보, 상기된 바와 같은 사용자 입력 정보 등을 들 수 있다. 이러한 사용자 인터페이스(46)는 터치스크린 등으로 구현될 수 있다.

도 4는 도 3에 도시된 EEG 측정부(41)의 구성도이다. 도 4를 참조하면, EEG 측정부(41)는 EEG 수신부(411), EEG 증폭부(412), EEG 필터(413), 및 EEG ADC(Analog-Digital Converter)로 구성된다. 본 실시예가 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 EEG 측정부(41)의 구성 요소들의 연결 관계가 변형될 수 있음을 이해할 수 있다. 예를 들어, 상기된 바와 같은 EEG 측정부(41)는 한 쌍의 전극(2)으로부터 입력된 전기적 신호를 증폭하고 필터링하나, EEG 수신부(411), EEG 필터(413), EEG 증폭부(412), 및 EEG ADC(414)의 순서로 구성되어 한 쌍의 전극(2)으로부터 입력된 전기적 신호를 필터링하고 증폭할 수도 있다.

EEG 수신부(411)는 상술한 바와 같이 EEG 신호의 측정과 CBF 신호의 측정을 동기화하기 위하여 신호 처리부(43)의 제어에 따라 스위칭부(45)를 경유하여 한 쌍의 전극(2)으로부터 입력된 전기적 신호의 수신을 시작하고 종료한다. EEG 증폭부(412)는 EEG 수신부(411)에 의해 수신된 전기적 신호를 증폭한다. EEG 증폭부(412)는 한 쌍의 전극(2)으로부터 입력된 미세한 신호의 증폭에 적합한 차동 증폭기(differential amplifier)로 구현될 수 있다. EEG 필터(413)는 EEG 증폭부(412)에 의해 증폭된 전기적 신호를 필터링함으로써 한 쌍의 전극(2)으로부터 입력된 전기적 신호의 노이즈 성분을 제거한다. 예를 들어, EEG 필터(413)는 한 쌍의 전극(2)으로부터 입력된 전기적 신호의 4-26 Hz의 주파수 대역을 통과시키고, 노이즈 성분에 해당하는 나머지 주파수 대역을 차단할 수 있다. EEG 필터(413)는 밴드 패스 필터(band pass filter)로 구현될 수 있다. EEG ADC(414)는 EEG 필터(413)에 의해 필터링된 아날로그 신호를 디지털 신호로 변환한다. EEG ADC(414)로부터 출력된 디지털 신호는 EEG 신호로서 신호 처리부(43)에 입력된다.

도 5는 도 3에 도시된 CBF 측정부(42)의 구성도이다. 도 4를 참조하면, CBF 측정부(42)는 CBF 수신부(421), CBF 증폭부(422), CBF 필터(423), 및 CBF ADC(Analog-Digital Converter)(424)로 구성된다. 본 실시예가 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 CBF 측정부(42)의 구성 요소들의 연결 관계가 변형될 수 있음을 이해할 수 있다. 예를 들어, 상기된 바와 같은 CBF 측정부(42)는 수광소자(32)로부터 입력된 전기적 신호를 증폭하고 필터링하나, CBF 수신부(421), CBF 필터(423), CBF 증폭부(422), 및 CBF ADC(424)의 순서로 구성되어 수광소자(32)로부터 입력된 전기적 신호를 필터링하고 증폭할 수도 있다.

CBF 수신부(421)는 EEG 신호의 측정과 CBF 신호의 측정을 동기화하기 위하여 신호 처리부(43)의 제어에 따라 스위칭부(45)를 경유하여 수광소자(32)로부터 입력된 전기적 신호의 수신을 시작하고 종료한다. CBF 증폭부(422)는 CBF 수신부(421)에 의해 수신된 전기적 신호를 증폭한다. 수광소자(32)로부터 입력된 신호의 출력이 CBF 신호를 측정하는데 충분하다면 CBF 증폭부(422)는 생략될 수도 있다. CBF 필터(423)는 CBF 증폭부(422)에 의해 증폭된 전기적 신호를 필터링함으로써 수광소자(32)로부터 입력된 전기적 신호의 노이즈 성분을 제거한다. 예를 들어, CBF 필터(423)는 수광소자(32)로부터 입력된 전기적 신호의 0.2 Hz 이하의 주파수 대역을 통과시키고, 노이즈 성분에 해당하는 나머지 주파수 대역을 차단할 수 있다. CBF 필터(423)는 로우 패스 필터(low pass filter)로 구현될 수 있다. CBF ADC(424)는 CBF 필터(423)에 의해 필터링된 아날로그 신호를 디지털 신호로 변환한다. CBF ADC(424)로부터 출력된 디지털 신호는 CBF 신호로서 신호 처리부(43)에 입력된다.

도 6은 도 3에 도시된 신호 처리부(43)의 구성도이다. 도 6을 참조하면, 신호 처리부(43)는 EEG 추출부(431), EEG 분석부(432), CBF 추출부(433), CBF 분석부(434), 상태 산출부(435), 및 제어부(436)로 구성된다. 본 실시예가 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 신호 처리부(43)는 상기된 구성 요소들 외에 추가적인 다른 구성 요소를 더 포함할 수 있음을 이해할 수 있다. 예를 들어, EEG 측정부(41)와 CBF 측정부(42)가 상기된 바와 같은 ADC를 구비하고 있지 않아 이것들로부터 아날로그 신호가 출력된다면, 신호 처리부(43)는 아날로그 신호를 디지털 신호로 변환하는 구성 요소를 더 포함할 수도 있다. 신호 처리부(43)는 마이크로프로세서와 메모리로 구현될 수 있다.

EEG 추출부(431)는 제어부(436)의 제어에 따라 EEG 측정부(41)에 의해 측정된 EEG 신호를 EEG 구간(window)의 시간 길이 단위로 분할하여 추출한다. EEG 측정부(41)에 의해 측정된 EEG 신호는 연속해서 신호 처리부(43)에 입력되기 때문에 EEG 측정부(41)에 의해 측정된 EEG 신호를 분석하기 위해서는 일정한 길이로 분할되어야 한다. EEG 구간은 EEG 신호의 분석을 위해 EEG 신호가 일정한 길이로 분할되는 단위에 해당하는 시구간을 의미한다. 동일한 시간대에 한 쌍의 전극(2)에 의해 검출된 전기적 신호와 수광소자(32)에 의해 검출된 전기적 신호로부터 사용자의 상태 진단이 이루어질 수 있도록 하기 위하여 EEG 구간의 추출은 아래에서 설명되는 CBF 구간의 추출과 동기화되어야 한다. 이에 따라, EEG 추출부(431)는 제어부(436)의 제어에 따라 EEG 신호를 추출한다.

EEG 분석부(432)는 EEG 측정부(41)에 의해 측정된 EEG 신호를 EEG 구간 별로 분석함으로써 각 EEG 구간의 특징값을 산출한다. 보다 상세하게 설명하면, EEG 분석부(432)는 EEG 추출부(431)에 의해 EEG 구간 별로 추출된 EEG 신호에 대한 알파 대역의 파워 평균값, 세타 대역의 파워 평균값, 베타 대역의 파워 평균값을 산출하고, 다음 수학식 1에 따라 알파 대역의 파워 평균값과 세타 대역의 파워 평균값을 합한 값에 베타 대역의 파워 평균값을 나눔으로써 각 EEG 구간의 특징값을 산출한다.

수학식 1

EEG 신호는 뇌 활동에 따라 다양한 형태의 파형으로 나타나며 주파수에 따라 감마 대역의 신호, 베타 대역의 신호, 알파 대역의 신호, 세타 대역의 신호, 델타 대역의 신호로 분류될 수 있다. 감마 대역의 신호는 30Hz 이상의 주파수를 갖는 파형으로서 극도의 각성, 흥분 상태에 있을 때에 발생한다. 베타 대역의 신호는 14 ~ 30 Hz 대역의 주파수를 갖는 파형으로서 불안, 긴장 상태에 있을 때에 나타난다. 알파 대역의 신호는 8 ~ 13 Hz 대역의 주파수를 갖는 파형으로서 정신적으로 안정된 상태에서 나타난다. 세타 대역의 신호는 4 ~ 8 Hz 대역의 주파수를 갖는 파형으로서 졸릴 때 나타난다. 델타 대역의 신호는 0.1 ~ 4 Hz 대역의 주파수를 갖는 파형으로서 수면 상태에서 나타난다.

본 실시예에서는 머리착용형 장치를 경박단소화하기 위해 한 쌍의 전극(2)만을 사용하기 때문에 상기된 바와 같은 여러 주파수 대역의 신호들 중 어느 하나의 신호만에 기초하여 사용자의 상태를 진단할 경우에 사용자의 상태 진단의 오류가 증가될 수 있다. 이에 따라, 본 실시예에서는 사용자의 상태 진단의 오류를 감소시키기 위해 알파 대역의 파워 평균값, 세타 대역의 파워 평균값, 베타 대역의 파워 평균값의 조합을 사용자의 상태를 진단하기 위한 값으로 사용한다. 즉, 어느 하나 대역의 신호의 분석에 결함이 있다고 하더라도 다른 대역의 신호의 분석에 의해 보안될 수 있다.

예를 들어, EEG 분석부(432)는 EEG 추출부(431)에 의해 EEG 구간 별로 추출된 EEG 신호에 대해 EEG 구간 별로 단구간 푸리에 변환(Short Term Fourier Transform)을 수행함으로써 각 EEG 구간의 베타 대역, 알파 대역, 세타 대역 각각의 주파수 성분들에 대한 파워 스펙트럼을 산출한다. 이어서, EEG 분석부(432)는 각 EEG 구간의 베타 대역의 파워 스펙트럼의 파워 평균값, 알파 대역의 파워 스펙트럼의 파워 평균값, 세타 대역의 파워 스펙트럼의 파워 평균값을 산출한다. 이어서, EEG 분석부(432)는 수학식 1에 따라 각 EEG 구간의 알파 대역의 파워 평균값과 세타 대역의 파워 평균값을 합한 값에 베타 대역의 파워 평균값을 나눔으로써 각 EEG 구간의 특징값을 산출할 수 있다.

CBF 추출부(433)는 제어부(436)의 제어에 따라 CBF 측정부(42)에 의해 측정된 CBF 신호를 CBF 구간의 시간 길이 단위로 분할하여 추출한다. CBF 측정부(42)에 의해 측정된 CBF 신호는 연속해서 신호 처리부(43)에 입력되기 때문에 CBF 측정부(42)에 의해 측정된 CBF 신호를 분석하기 위해서는 일정한 길이로 분할되어야 한다. CBF 구간은 CBF 신호의 분석을 위해 CBF 신호가 일정한 길이로 분할되는 단위에 해당하는 시구간을 의미한다. 상술한 바와 같이, CBF 구간의 추출은 EEG 구간의 추출과 동기화되어야 하기 때문에 CBF 추출부(433)는 제어부(436)의 제어에 따라 CBF 신호를 추출한다.

CBF 분석부(434)는 CBF 측정부(42)에 의해 측정된 신호를 CBF 구간 별로 분석함으로써 각 CBF 구간의 특징값을 산출한다. 보다 상세하게 설명하면, CBF 분석부(434)는 CBF 추출부(433)에 의해 CBF 구간 별로 추출된 CBF 신호의 세기의 평균값을 산출함으로써 각 CBF 구간의 특징값을 산출한다. 예를 들어, CBF 분석부(434)는 CBF 추출부(433)에 의해 CBF 구간 별로 추출된 CBF 신호에 대해 CBF 구간별로 적분을 수행하고, 이와 같은 적분된 값을 CBF 구간의 길이로 나눔으로써 각 CBF 구간의 특징값을 산출할 수 있다. 이 방법은 수광소자(32)에 의해 검출된 전기적 신호의 파형을 적분할 뿐이기 때문에 매우 단순하여 머리착용형 장치의 경박단소화를 꾀할 수 있지만 산화 헤모글로빈의 농도 변화, 환원 헤모글로빈의 농도 변화 등 실질적인 뇌혈류의 변화를 고려하지 않기 때문에 사용자의 상태 진단의 오류가 증가할 수 있다.

아니면, CBF 분석부(434)는 CBF 추출부(433)에 의해 CBF 구간 별로 추출된 CBF 신호에 대해 변형된 비어-램버트 법칙(Modified Beer-Lambert law)을 적용함으로써 각 CBF 구간의 산화 헤모글로빈의 농도 변화와 환원 헤모글로빈의 농도 변화를 산출하고, 각 CBF 구간의 산화 헤모글로빈의 농도 변화와 환원 헤모글로빈의 농도 변화로부터 각 CBF 구간의 특징값을 산출할 수도 있다. 이와 같은 산화 헤모글로빈의 농도 변화와 환원 헤모글로빈의 농도 변화는 두 가지 파장, 예를 들어 690 nm의 파장과 830 nm의 파장의 CBF 신호로부터 산출될 수 있기 때문에 한 쌍의 광전극(3) 외에 다른 한 쌍의 광전극이 추가적으로 설치될 수 있고, 제어부(436)가 발광소자(31)를 두 가지 주파수로 변조함으로서 수광소자(32)가 두 가지 파장의 신호를 수신할 수 있도록 할 수도 있다.

상태 산출부(435)는 EEG 분석부(432)에 의해 산출된 특징값과 CBF 분석부(434)에 의해 산출된 특징값의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출한다. EEG 신호는 시간 분행능(time resolution)이 높지만 공간 분해능(spatial resolution)이 낮다. 반면, 근적외선 분광법에 의해 측정된 CBF 신호는 EEG 신호에 비해 공간 분해능이 높지만 시간 분해능이 낮다. 바꾸어 말하면, EEG 신호는 CBF 신호에 비해 심신의 상태를 나타내는 신호 자체의 신뢰성은 낮지만 심신의 상태를 보다 짧은 간격으로 나타낼 수 있다. 본 실시예에서는 이와 같은 EEG 신호의 특성과 CBF 특성을 이용하여 머리착용형 장치의 경박단소화를 꾀하면서 사용자의 상태 진단의 정확성을 높이기 위해서 CBF 구간의 길이를 EEG 구간의 길이의 적어도 2배수 이상의 배수로 설정한다.

CBF 구간의 길이가 EEG 구간의 길이의 적어도 2배수 이상의 배수이면, 하나의 CBF 구간의 특징값이 산출될 때에 여러 개의 EEG 구간의 특징값이 산출된다. 본 실시예에서는 여러 개의 EEG 구간의 특징값 중 적어도 하나가 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내면 여러 개의 EEG 구간과 동시간대를 형성하는 CBF 구간의 특징값을 산출하고, 여러 개의 EEG 구간의 특징값 중 어느 하나도 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내지 않으면 여러 개의 EEG 구간과 동시간대를 형성하는 CBF 구간의 특징값의 산출은 스킵(skip)된다.

즉, 상태 산출부(435)는 각 EEG 구간의 특징값 중 적어도 하나의 EEG 구간의 특징값이 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내면 적어도 하나의 EEG 구간의 시간대를 포함하는 어느 하나의 CBF 구간의 특징값과 이 CBF 구간과 동일한 시간대를 형성하는 복수의 EEG 구간의 특징값의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출한다. 이와 같이, 동일한 시간대를 형성하는 각 EEG 구간의 특징값과 각 CBF 구간의 특징값의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출하기 때문에 EEG 신호의 분석 결과의 결함은 CBF 신호의 분석 결과에 의해 보완되고 CBF 신호의 분석 결과의 결함은 EEG 신호의 분석 결과에 의해 보완될 수 있어 사용자의 상태 진단의 오류가 감소될 수 있다.

예를 들어, 상태 산출부(435)는 각 EEG 구간의 특징값 중 적어도 하나의 EEG 구간의 특징값과 EEG 임계값을 비교하고, 그 결과 상태 산출부(435)에 의해 산출된 상태값이 EEG 임계값 이상이면 적어도 하나의 EEG 구간의 시간대를 포함하는 어느 하나의 CBF 구간의 특징값과 이 CBF 구간과 동일한 시간대를 형성하는 복수의 EEG 구간의 특징값의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출한다. 여기에서, EEG 임계값은 사용자 인터페이스(46)를 통해 사용자 또는 의료전문가에 의해 입력된 정보에 따라 가변될 수 있다. 사용자의 개인적 특성에 따라 수면 상태를 나타내는 특징값의 최소값은 달라질 수 있다.

이와 같이, CBF 구간의 특징값을 고려하지 않고 보다 짧은 EEG 구간의 특징값만을 고려하여 일차적으로 사용자의 상태를 진단하기 때문에 사용자의 상태를 보다 짧은 간격으로 진단할 수 있다. 결과적으로, 사용자의 실시간 상태 진단이 가능하게 된다. 상술한 바와 같이, 변형된 비어-램버트 법칙을 적용하여 각 CBF 구간의 특징값을 산출한다면 CBF 분석부(434)의 계산량이 증가되어 고성능의 마이크로프로세서가 요구된다. 고성능의 마이크로프로세서는 일반 마이크로프로세서에 비해 고가이며 사이즈가 크다. 고성능의 마이크로프로세서와 연동하기 위해서는 고성능의 주변 소자들이 요구되기 때문에 머리착용형 장치의 경박단소화가 어렵게 된다. 상술한 바와 같이, 상태 산출부(435)는 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내는 EEG 구간에 대해서만 CBF 구간의 특징값이 산출되기 때문에 대부분 구간에서의 CBF 구간의 특징값 산출이 생략될 수 있어 저성능의 마이크로프로세서로 신호 처리부(43)가 구현될 수 있고, 그 결과 경박단소의 머리착용형 장치를 저렴하게 제작할 수 있다.

상태 산출부(435)는 다음 수학식 2에 따라 복수의 EEG 구간의 특징값의 평균과 복수의 EEG 구간과 동시간대를 형성하는 어느 하나의 CBF 구간의 특징값 각각에 서로 다른 가중치를 곱하여 합산함으로써 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출할 수도 있다. EEG 구간의 특징값의 스케일과 CBF 구간의 특징값의 스케일이 서로 다를 수 있기 때문에 EEG 구간의 특징값의 스케일과 CBF 구간의 특징값의 스케일을 매칭시키기 위하여 복수의 EEG 구간의 특징값의 평균과 어느 하나의 CBF 구간의 특징값 각각에 서로 다른 가중치를 곱해질 수 있다. 수학식 2에 기재된 바와 같이, 복수의 EEG 구간의 개수가 N 개인 경우, 복수의 EEG 구간의 특징값의 평균은 복수의 EEG 구간의 특징값의 합을 N으로 나눔으로써 산출될 수 있다.

수학식 2

또한, 상술한 바와 같은 이유로 복수의 EEG 구간의 특징값의 평균보다 어느 하나의 CBF 구간의 특징값의 신뢰도가 높을 수 있기 때문에 복수의 EEG 구간의 특징값의 평균에 곱해지는 가중치 a의 크기보다 어느 하나의 CBF 구간의 특징값에 곱해지는 가중치 b의 크기가 클 수 있다. 또한, 복수의 EEG 구간의 특징값의 평균과 어느 하나의 CBF 구간의 특징값 각각에 곱해지는 가중치는 사용자 인터페이스(46)를 통해 사용자 또는 의료전문가에 의해 입력된 정보에 따라 가변될 수 있다. 예를 들어, 인간은 일반적으로 65세 이후에 연령이 증가함에 따라 뇌혈류가 감소한다. 즉, 사용자 인터페이스(46)를 통해 사용자에 의해 입력된 연령에 따라 CBF 구간의 특징값 각각에 곱해지는 가중치 b는 감소될 수 있다.

제어부(436)는 상태 산출부(435)에 의해 산출된 상태값의 크기에 따라 한 쌍의 전극(2)이 EEG 측정부(41)와 신호 생성부(44) 중 어느 하나에 연결되도록 스위칭부(45)를 제어한다. 예를 들어, 제어부(436)는 상태 산출부(435)에 의해 산출된 상태값과 상태 임계값의 비교 결과에 따라 한 쌍의 전극(2)이 EEG 측정부(41)와 신호 생성부(44) 중 어느 하나에 연결되도록 스위칭부(45)를 제어한다. 제어부(436)는 상태 산출부(435)에 의해 산출된 상태값과 상태 임계값을 비교하고, 그 결과 상태 산출부(435)에 의해 산출된 상태값이 상태 임계값 이상이면 한 쌍의 전극(2)이 신호 생성부(44)에 연결되도록 스위칭부(45)를 제어한다. 반면, 제어부(436)는 상태 산출부(435)에 의해 산출된 상태값이 상태 임계값 미만이면 한 쌍의 전극(2)이 EEG 측정부(41)에 연결되도록 스위칭부(45)를 제어한다.

상태 산출부(435)에 의해 산출된 상태값이 상태 임계값 이상이라는 것은 사용자의 상태가 비정상 상태라는 것을 의미하고, 상태 산출부(435)에 의해 산출된 상태값이 상태 임계값 미만이라는 것은 사용자의 상태가 정상 상태라는 것을 의미한다. 제어부(436)는 상태 산출부(435)에 의해 산출된 상태값이 상태 임계값 미만인 경우 외에 상태 산출부(435)에 의해 산출된 상태값이 없는 경우 등 상태 산출부(435)에 의해 산출된 상태값이 상태 임계값 이상인 경우를 제외한 모든 경우에 한 쌍의 전극(2)이 EEG 측정부(41)에 연결되도록 스위칭부(45)를 제어한다. 여기에서, 상태 임계값은 사용자 인터페이스(46)를 통해 사용자 또는 의료전문가에 의해 입력된 정보에 따라 가변될 수 있다. 사용자의 개인적 특성에 따라 수면 상태를 나타내는 상태값의 최소값은 달라질 수 있다.

제어부(436)는 상술된 바와 같은 신호 처리부(43)의 모든 제어 동작을 수행한다. 예를 들어, 제어부(436)는 동일한 시간대에 한 쌍의 전극(2)으로부터 출력된 전기적 신호와 한 쌍의 광전극(3) 중 수광소자로부터 출력된 전기적 신호에 대해 EEG 신호와 CBF 신호가 동시에 측정되도록 EEG 측정부(41)와 CBF 측정부(42)를 제어한다. 또한, 제어부(436)는 상태 산출부(435)에 의해 산출된 상태값이 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내면 자극 신호가 생성되도록 신호 생성부(44)를 제어하고 신호 생성부(44)에 의해 생성된 자극 신호가 한 쌍의 전극(2)으로 출력되도록 스위칭부(45)를 제어한다. 또한, 제어부(436)는 사용자 인터페이스(46)를 통해 사용자 또는 의료전문가에 의해 입력된 정보를 수신하고, 사용자에게 표시하고자 하는 정보를 생성하여 사용자 인터페이스(46)로 출력할 수도 있다.

도 7은 도 1에 도시된 전자 디바이스(4)의 다른 구성도이다. 도 7을 참조하면, 전자 디바이스(4)는 EEG 측정부(41), CBF 측정부(42), 신호 처리부(43), 신호 생성부(44), 스위칭부(45), 사용자 인터페이스(46), 및 통신부(47)로 구성된다. 도 7에 도시된 전자 디바이스(4)는 도 3에 도시된 EEG 측정부(41), CBF 측정부(42), 신호 처리부(43), 신호 생성부(44), 스위칭부(45), 및 사용자 인터페이스(46) 외에 통신부(47)를 더 포함한다. EEG 측정부(41), CBF 측정부(42), 신호 처리부(43), 신호 생성부(44), 스위칭부(45), 및 사용자 인터페이스(46)는 도 3에 도시된 구성 요소들과 동일한 동작을 수행하므로 이상에서 이미 설명된 내용으로 갈음하기로 하며 이하에서는 통신부(47)의 동작과 통신부(47)의 추가에 따른 신호 처리부(43)의 동작만을 설명하기로 한다.

신호 처리부(43)는 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호가 한 쌍의 전극(2)으로 출력되도록 스위칭부(45)를 제어한 시점부터 일정시간 동안 측정된 EEG 신호의 분석 결과와 일정시간 동안 측정된 CBF 신호의 분석 결과의 조합에 기초하여 산출된 상태값이 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내면 사용자의 상태가 비정상 상태임을 표시하는 경고 메시지를 출력한다. 여기에서, 일정시간은 사용자의 두피에 자극 신호가 인가된 시점부터 사용자가 각성 상태로 전환될 수 있는 최대 시간보다 길고 사용자의 두피에 자극 신호가 인가된 시점부터 사용자가 각성 상태에 전환되었다가 다시 수면 상태에 들어갈 수 있는 최소 시간보다 짧다.

통신부(47)는 신호 처리부(43)에 의해 출력된 경고 메시지를 사용자의 상태를 감시하는 감시자에 의해 관리되는 원격지 단말(100)에 전송한다. 사용자의 불편을 최소화하고 사용자의 자유로운 활동을 최대한 보장하기 위하여, 통신부(47)는 이러한 경고 메시지를 무선 네트워크를 통하여 원격지 단말(100)에 전송함이 바람직하다. 무선 네트워크의 예로는 와이파이(Wi-Fi) 네트워크 등을 들 수 있고, 원격지 단말(100)의 예로는 PC(personal computer), 스마트폰 등을 들 수 있다.

사용자의 두피에 자극 신호가 인가되면, 일반적으로 사용자의 상태는 수면 상태로부터 각성 상태로 전환된다. 그러나, 사용자가 어떤 원인으로 인해 사용자의 두피에 자극 신호가 인가되더라도 각성 상태로 전환되지 않는 경우가 발생할 수 있다. 예를 들어, 사용자가 어떤 사고를 당하여 실신 상태에 있거나 사용자를 깨우기에 자극 신호의 세기가 불충분한 경우에 각성 상태로 전환되지 않을 수 있다. 상술한 바와 같이, 본 실시예에서는 사용자의 두피에 자극 신호가 인가되더라도 각성 상태로 전환되지 않는 경우에 감시자의 원격지 단말(100)에 사용자의 상태가 비정상 상태임을 표시하는 메시지를 전송함으로써 이러한 메시지를 인지한 감시자가 사용자에게 적절한 조치를 취할 수 있도록 하였다.

도 8은 본 발명의 다른 실시예에 따른 사용자 상태 관리 방법의 흐름도이다. 도 8을 참조하면, 본 실시예에 따른 사용자 상태 관리 방법은 사용자의 뇌의 생체신호를 이용하여 사용자의 상태를 관리하는 방법으로서 도 7에 도시된 신호 처리부(43)에서 시계열적으로 처리되는 단계들로 구성된다. 따라서, 이하 생략된 내용이라 하더라도 도 7에 도시된 신호 처리부(43)에 관하여 이상에서 기술된 내용은 이하에서 기술될 사용자 관리 방법에도 적용된다.

81 단계에서 신호 처리부(43)는 한 쌍의 전극(2)으로부터 출력된 전기적 신호로부터 측정된 EEG 신호를 EEG 구간의 시간 길이 단위로 분할하여 추출하고, 수광소자(32)로부터 출력된 전기적 신호로부터 측정된 CBF 신호를 CBF 구간의 시간 길이 단위로 분할하여 추출한다. CBF 구간의 길이가 EEG 구간의 길이의 적어도 2배수 이상의 배수인 경우, 하나의 CBF 구간의 CBF 신호가 추출될 때에 여러 개의 EEG 구간의 EEG 신호가 추출된다.

82 단계에서 신호 처리부(43)는 81 단계에서 EEG 구간 별로 추출된 EEG 신호를 EEG 구간 별로 분석함으로써 각 EEG 구간의 특징값을 산출하고, 81 단계에서 CBF 구간 별로 추출된 CBF 신호를 CBF 구간 별로 분석함으로써 각 CBF 구간의 특징값을 산출한다. CBF 구간의 길이가 EEG 구간의 길이의 적어도 2배수 이상의 배수인 경우, 하나의 CBF 구간의 특징값이 산출될 때에 여러 개의 EEG 구간의 특징값이 산출된다. 여러 개의 EEG 구간의 특징값 모두가 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내지 않으면 여러 개의 EEG 구간과 동시간대를 형성하는 CBF 구간의 특징값의 산출은 스킵되어 81 단계로 돌아갈 수 있다.

83 단계에서 신호 처리부(43)는 82 단계에서 산출된 각 EEG 구간의 특징값과 각 CBF 구간의 특징값의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출한다. CBF 구간의 길이가 EEG 구간의 길이의 적어도 2배수 이상의 배수인 경우, 복수의 EEG 구간의 특징값의 평균과 복수의 EEG 구간과 동시간대를 형성하는 어느 하나의 CBF 구간의 특징값 각각에 서로 다른 가중치를 곱하여 합산함으로써 사용자의 상태를 나타내는 값이 산출될 수도 있다.

84 단계에서 신호 처리부(43)는 85 단계에서 산출된 상태값과 상태 임계값을 비교한다. 그 결과, 85 단계에서 산출된 상태값이 상태 임계값 이상이면, 즉 사용자의 상태가 비정상 상태이면 85 단계 또는 85 단계로 진행한다. 85 단계에서 산출된 상태값이 상태 임계값 미만이면, 즉 사용자의 상태가 정상 상태이면 81 단계로 돌아간다. 85 단계에서 산출된 상태값이 상태 임계값 이상인 경우에 있어서 85 단계에서의 상태값 산출 직전에 산출된 상태값이 상태 임계값 미만이면, 즉 사용자의 직전 상태가 정상 상태이면 85 단계로 진행하고, 85 단계에서의 상태값 산출 직전에 산출된 상태값이 상태 임계값 이상이면, 즉 사용자의 이전 상태가 비정상 상태이면 87 단계로 진행한다.

사용자의 이전 상태가 정상 상태이었으나 사용자의 현재 상태가 비정상 상태로 전환된 경우를 도 8에 "비정상 A"로 표시하였고, 사용자의 이전 상태가 비정상 상태인 경우에 사용자의 두피에 전기적 자극을 주었음에도 불구하고 사용자의 현재 상태가 비정상 상태로 유지되는 경우를 도 8에 "비정상 B"로 표시하였다.

85 단계에서 신호 처리부(43)는 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호가 생성되도록 신호 생성부(44)를 제어하고, 신호 생성부(44)에 의해 생성된 자극 신호가 한 쌍의 전극(2)으로 출력되도록 스위칭부(45)를 제어한다. 신호 처리부(43)는 이러한 자극 신호에 의해 사용자가 수면 상태로부터 각성 상태로 전환되기에 충분한 시간동안 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호가 생성되도록 신호 생성부(44)와 스위칭부(45)를 제어한다. 사용자의 두피에 대한 자극이 종료되면, 신호 처리부(43)는 한 쌍의 전극(2)에 의해 검출된 전기적 신호가 EEG 측정부(41)로 전달되도록 스위칭부(45)를 제어한다. 86 단계에서 81 단계로 돌아간 후에는 상술된 바와 같은 일정시간 동안 EEG 신호와 CBF 신호 각각의 측정과 분석이 수행된다.

87 단계에서 신호 처리부(43)는 사용자의 상태가 비정상 상태임을 표시하는 경고 메시지를 출력함으로써 이러한 경고 메시지가 사용자의 상태를 감시하는 감시자에 의해 관리되는 원격지 단말(100)에 전송되도록 한다.

한편, 상술한 본 발명의 실시예들은 컴퓨터에서 실행될 수 있는 프로그램으로 작성가능하고, 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 이용하여 상기 프로그램을 동작시키는 범용 디지털 컴퓨터에서 구현될 수 있다. 또한, 상술한 본 발명의 실시예에서 사용된 데이터의 구조는 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체에 여러 수단을 통하여 기록될 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.

Claims

사용자의 상태를 관리하는 머리착용형 장치에 있어서,

사용자의 머리에 착용되는 착용구;

상기 착용구의 내측과 사용자의 두피 사이에 위치하는 적어도 한 쌍의 전극을 이용하여 사용자의 두피 상에서 발생되는 뇌전도(EEG: electroencephalography)를 나타내는 EEG 신호를 측정하는 EEG 측정부;

상기 착용구의 내측과 사용자의 두피 사이에 위치하는 적어도 한 쌍의 광전극을 이용하여 사용자의 두피 아래에 흐르는 뇌혈류(CBF: cerebral blood flow)를 나타내는 CBF 신호를 측정하는 CBF 측정부;

상기 EEG 측정부에 의해 측정된 EEG 신호의 분석 결과와 상기 CBF 측정부에 의해 측정된 CBF 신호의 분석 결과의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출하는 신호 처리부;

상기 신호 처리부에 의해 산출된 상태값에 따라 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호를 생성하여 상기 적어도 한 쌍의 전극으로 출력하는 신호 생성부; 및

상기 신호 처리부의 제어에 따라 상기 적어도 한 쌍의 전극을 상기 EEG 측정부와 상기 신호 생성부 중 어느 하나에 연결하는 스위칭부를 포함하는 머리착용형 장치.
제 1 항에 있어서,

상기 신호 처리부는 상기 신호 처리부에 의해 산출된 상태값이 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내면 상기 자극 신호가 생성되도록 상기 신호 생성부를 제어하고 상기 신호 생성부에 의해 생성된 자극 신호가 상기 적어도 한 쌍의 전극으로 출력되도록 상기 스위칭부를 제어하고,

상기 신호 생성부는 상기 신호 처리부의 제어에 따라 상기 자극 신호를 생성하고,

상기 스위칭부는 상기 신호 처리부의 제어에 따라 상기 적어도 한 쌍의 전극을 상기 EEG 측정부로부터 분리시키고 상기 신호 생성부에 연결하는 머리착용형 장치.
제 2 항에 있어서,

상기 신호 처리부는 상기 자극 신호가 상기 적어도 한 쌍의 전극으로 출력되도록 상기 스위칭부를 제어한 시점부터 일정시간 동안 측정된 EEG 신호의 분석 결과와 상기 일정시간 동안 측정된 CBF 신호의 분석 결과의 조합에 기초하여 산출된 상태값이 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내면 사용자의 상태가 비정상 상태임을 표시하는 경고 메시지를 출력하고,

상기 신호 처리부에 의해 출력된 경고 메시지를 사용자의 상태를 감시하는 감시자에 의해 관리되는 원격지 단말에 전송하는 통신부를 더 포함하는 머리착용형 장치.
제 1 항에 있어서,

상기 신호 처리부는

상기 EEG 측정부에 의해 측정된 신호를 EEG 구간 별로 분석함으로써 각 EEG 구간의 특징값을 산출하는 EEG 분석부;

상기 CBF 측정부에 의해 측정된 신호를 CBF 구간 별로 분석함으로써 각 CBF 구간의 특징값을 산출하는 CBF 분석부;

상기 EEG 분석부에 의해 산출된 특징값과 상기 CBF 분석부에 의해 산출된 특징값의 조합에 기초하여 상기 상태값을 산출하는 상태 산출부; 및

상기 상태 산출부에 의해 산출된 상태값의 크기에 따라 상기 적어도 한 쌍의 전극이 상기 EEG 측정부와 상기 신호 생성부 중 어느 하나에 연결되도록 상기 스위칭부를 제어하는 제어부를 포함하는 머리착용형 장치.
제 4 항에 있어서,

상기 제어부는 상기 상태 산출부에 의해 산출된 상태값과 상태 임계값의 비교 결과에 따라 상기 적어도 한 쌍의 전극이 상기 EEG 측정부와 상기 신호 생성부 중 어느 하나에 연결되도록 상기 스위칭부를 제어하고,

상기 상태 임계값은 사용자 또는 의료전문가에 의해 입력된 정보에 따라 가변되는 머리착용형 장치.
제 5 항에 있어서,

상기 CBF 구간의 길이는 상기 EEG 구간의 길이의 적어도 2배수 이상의 배수이고,

상기 상태 산출부는 상기 각 EEG 구간의 특징값 중 적어도 하나의 EEG 구간의 특징값이 사용자의 상태가 비정상 상태임을 나타내면 상기 적어도 하나의 EEG 구간의 시간대를 포함하는 어느 하나의 CBF 구간의 특징값과 상기 어느 하나의 CBF 구간과 동일한 시간대를 형성하는 복수의 EEG 구간의 특징값의 조합에 기초하여 상기 상태값을 산출하는 머리착용형 장치.
제 6 항에 있어서,

상기 상태 산출부는 상기 복수의 EEG 구간의 특징값의 평균과 상기 어느 하나의 CBF 구간의 특징값 각각에 서로 다른 가중치를 곱하여 합산함으로써 상기 상태값을 산출하는 머리착용형 장치.
제 8 항에 있어서,

상기 어느 하나의 CBF 구간의 특징값과 상기 복수의 EEG 구간의 특징값의 평균 각각에 곱해지는 가중치는 사용자 또는 의료전문가에 의해 입력된 정보에 따라 가변되는 머리착용형 장치.
뇌의 생체신호를 이용하여 사용자의 상태를 관리하는 방법에 있어서,

사용자의 두피 상에서 발생되는 뇌전도를 나타내는 EEG 신호를 EEG 구간의 시간 길이 단위로 분할하여 추출하고, 사용자의 두피 아래에 흐르는 뇌혈류를 나타내는 CBF 신호를 CBF 구간의 시간 길이 단위로 분할하여 추출하는 단계;

상기 EEG 구간 별로 추출된 EEG 신호를 EEG 구간 별로 분석함으로써 각 EEG 구간의 특징값을 산출하고, 상기 CBF 구간 별로 추출된 CBF 신호를 CBF 구간 별로 분석함으로써 각 CBF 구간의 특징값을 산출하는 단계;

상기 산출된 각 EEG 구간의 특징값과 각 CBF 구간의 특징값의 조합에 기초하여 사용자의 상태를 나타내는 값을 산출하는 단계; 및

상기 산출된 상태값에 따라 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호가 생성되도록 사용자의 두피를 자극하기 위한 신호를 생성하는 신호 생성부를 제어하는 단계를 포함하는 사용자 상태 관리 방법.