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KR102203988B1 - 피드백 알고리즘을 구비한 뇌파 측정 장치 - Google Patents

피드백 알고리즘을 구비한 뇌파 측정 장치 Download PDF

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KR102203988B1
KR102203988B1 KR1020190026218A KR20190026218A KR102203988B1 KR 102203988 B1 KR102203988 B1 KR 102203988B1 KR 1020190026218 A KR1020190026218 A KR 1020190026218A KR 20190026218 A KR20190026218 A KR 20190026218A KR 102203988 B1 KR102203988 B1 KR 102203988B1
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Abstract

본 발명에 의한 뇌파 측정 장치는 뇌파 신호를 증폭하여 출력하는 계측 증폭기(instrument amplifier)와, 계측 증폭기의 출력에서 고역을 통과시키는 고역 통과 필터와, 고역 통과 필터의 출력을 제공받고 저역을 통과시켜 디지털 신호로 출력하는 고정 대역 전하-시간 변환기와, 고역 통과 필터의 출력을 제공받고 저역을 통과시켜 디지털 신호로 출력하는 가변 대역 전하 시간 변환기 및 고정 대역 전하-시간 변환기와 가변 대역 전하-시간 변환기가 출력한 디지털 신호를 제공받고 이완 지표를 연산하고, 가변 대역 전하 시간 변환기의 차단 주파수를 제어하는 뇌파 분석부를 포함한다.

Description

피드백 알고리즘을 구비한 뇌파 측정 장치{EEG SENSING APPARATUS WITH FEEDBACK ALGORITHM}
본 기술은 신규한 이완 지표를 이용하여 명상 상태와 비 명상 상태를 보다 명확하게 파악할 수 있는 뇌파 측정 장치에 관한 것이다.
뇌파는 신경계에서 뇌신경 사이에 신호가 전달될 때 생기는 전기의 흐름으로 심신의 상태에 따라 다르게 나타나며 뇌의 활동 상황을 측정하는 가장 중요한 지표이다. 뇌파는 뇌신경 세포의 활성에 수반되어 일어나는 세포외 전류의 총합을 두피상에 여러 개의 전극을 부착하여 기록한 것으로 뇌전도(EEG: Electroencephalogram)라고도 한다.
인간의 사고와 행동에 영향을 미치는 인지와 기억 수행에는 실시하는 일에 따라 활성화되는 영역도 다르며 또한 나이, 개개인의 능력 그리고 뇌 질환의 유무 등에 따라서도 그 패턴이 변할 수도 있다.
인간의 뇌파는 아래의 표 1과 같이 구분될 수 있다. 측정된 뇌파를 이용하여 여러 지표를 얻을 수 있으며, 이들 중 Alpha / H-Beta로 정의되는 RAHB(ratio of alpha to high beta power)를 연산하여 안정, 스트레스 여부를 판별할 수 있다.
Figure 112019023418226-pat00001
사람은 긴장이나 흥분 상태 혹은 스트레스 상태에서 H-Beta파가 강하게 나타나고, 알파 파는 정신 및 육체적 긴장이 이완되어 스트레스가 해소될 때 강하게 나타난다. 이러한 두 가지 특성을 고려하여 H-베타파에 대한 알파파의 비율인 RAHB가 이완(Meditation, Relaxation)을 나타내는 지표로 사용된다. RAHB 지표는 보통 정서적으로 불안할 때 활성화되는 H-Beta파가 적어질수록, 뇌가 쉬고 있거나 이완 시 활성화되는 Alpha파가 많아질수록 높은 수치로 나타난다.
그러나, 종래의 RAHB 지표로는 명상시와 비명상시의 구분이 곤란한 경우가 있다는 단점이 있었다.
본 기술은 상기한 종래 기술의 단점을 해소하기 위한 것이다. 즉, 명상시와 비명상시의 구분을 더욱 뚜렷하게 나타낼 수 있는 이완 지표를 사용하여 사용자의 상태를 보다 명확하게 파악할 수 있는 뇌파 측정 장치를 제공하는 것이 본 기술로 해결하고자 하는 주요한 과제 중 하나이다.
본 발명에 의한 뇌파 측정 장치는 뇌파 신호를 증폭하여 출력하는 계측 증폭기(instrument amplifier)와, 계측 증폭기의 출력에서 고역을 통과시키는 고역 통과 필터와, 고역 통과 필터의 출력을 제공받고 저역을 통과시켜 디지털 신호로 출력하는 고정 대역 전하-시간 변환기와, 고역 통과 필터의 출력을 제공받고 저역을 통과시켜 디지털 신호로 출력하는 가변 대역 전하 시간 변환기 및 고정 대역 전하-시간 변환기와 가변 대역 전하-시간 변환기가 출력한 디지털 신호를 제공받고 이완 지표를 연산하고, 가변 대역 전하 시간 변환기의 차단 주파수를 제어하는 뇌파 분석부를 포함한다.
본 발명의 일실시태양에 의하면, 뇌파 분석부는, 수학식
Figure 112019023418226-pat00002
를 연산하여 이완 지표를 구한다.(a, b:가중치, A: 알파파, H-beta: high 베타파, ATP(absolute total power): 절대 전체파의 파워)
본 발명의 일실시태양에 의하면, 고정 대역 전하-시간 변환기는, 고역 통과 필터의 출력 전압과 기준 전압과의 차이에 상응하는 전류를 출력하는 제1 전달컨덕터스 증폭기(transconductance amplifier)와, 제1 전달컨덕턴스 증폭기의 출력 전류에 상응하는 제1 전압을 형성하는 커패시터와, 제1 전압과 비교기 임계 전압을 비교하는 비교기와, 일 입력으로 클록 신호가 제공되고, 타 입력으로 비교기의 출력이 제공되며, 비교기의 출력 펄스폭에 상응하는 클록 신호의 개수를 계수하여 출력하는 카운터를 포함한다.
본 발명의 일실시태양에 의하면, 가변 대역 전하-시간 변환기는, 고역 통과 필터의 출력 전압과 기준 전압과의 차이에 상응하는 전류를 출력하는 제2 전달컨덕터스 증폭기와, 제2 전달컨덕턴스 증폭기의 출력 전류에 상응하는 제2 전압을 형성하는 커패시터 뱅크와, 제2 전압과 비교기 임계 전압을 비교하는 비교기와, 일 입력으로 클록 신호가 제공되고, 타 입력으로 비교기의 출력이 제공되며, 비교기의 출력 펄스폭에 상응하는 클록 신호의 개수를 계수하여 출력하는 카운터를 포함한다.
본 발명의 일실시태양에 의하면, 비교기 임계 전압은 주기 신호로, 한 주기 내에서 상승 및 하강하는 구간을 포함한다.
본 발명의 일실시태양에 의하면, 뇌파 분석부는, 제2 전달컨덕턴스 증폭기의 전달 컨덕턴스 및 커패시터 뱅크의 커패시턴스 중 어느 하나 이상을 제어하여 가변 대역 전하-시간 변환기의 대역을 제어한다.
본 발명의 일실시태양에 의하면, 커패시터 뱅크는 복수의 커패시터들을 포함하며, 가변 대역 전하-시간 변환기는, 커패시터 뱅크에 포함된 복수의 커패시터들에 충전된 전하를 방전하는 방전 스위치를 더 포함한다.
본 발명의 일실시태양에 의하면, 뇌파 분석부는, 수학식
Figure 112019023418226-pat00003
를 연산하여 집중력 지표를 더 구한다.(SMR: 12-15Hz의 SMR 베타파, M-beta: 15-20Hz의 M 베타파, Theta: 4-7 Hz 세타파)
본 발명의 어느 한 모습으로, a, b 가중치는, 사용자의 수준에 따라 달리 설정된다.
본 발명에 의하면 신규한 이완 지표를 이용하여 명상 상태와 비 명상 상태를 보다 명확하게 파악할 수 있다는 장점이 제공된다.
도 1은 본 발명에 의한 뇌파 측정 장치의 블록도.
도 2는 국제 10-20 시스템에 따라 배치된 전극들(P1, P2)을 예시한 도면.
도 3은 계측 증폭기(100)의 개요적 회로도.
도 4는 고정 대역 전하-시간 변환기의 개요를 도시한 도면.
도 5(A)는 종래 기술에 의한 전하-시간 변환기의 타이밍 도이며, 도 5(B)는 본 발명에 의한 전하-시간 변환기의 개요적 타이밍 도.
도 6은 가변 대역 전하-시간 변환기의 개요를 도시한 도면.
도 7은 커패시터 뱅크(Cbank)의 개요를 나타내는 예시도.
도 8(A) 도 8(B) 및 8(C)는 초급자에서 취득한 뇌파와, 종래의 RAHB 지표 및 본 발명에 의한 이완 지표를 도시한 도면.
도 9(A), 도 9(B) 및 도 9(C)는 중급자에서 취득한 뇌파와, 종래의 RAHB 지표 및 본 발명에 의한 이완 지표를 도시한 도면.
도 10(A), 도 10(B) 및 도 10(C)는 고급자에서 취득한 뇌파와, 종래의 RAHB 지표 및 본 발명에 의한 이완 지표를 도시한 도면.
이하에서는 첨부된 도면들을 참조하여 본 발명에 의한 뇌파 측정 장치를 설명한다.
도 1은 본 발명에 의한 뇌파 측정 장치의 블록도이다. 도 1을 참조하면, 본 발명에 의한 뇌파 측정 장치는 뇌파 신호를 증폭하여 출력하는 계측 증폭기(instrumentation amplifier, 100)와, 계측 증폭기의 출력에서 고역을 통과시키는 고역 통과 필터(200)와, 고정 대역 전하-시간 변환기(310)와, 가변 대역 전하 시간 변환기(320) 및 디지털 신호를 제공받고 이완 지표를 연산하고, 가변 대역 전하 시간 변환기의 차단 주파수를 제어하는 뇌파 분석부(400)를 포함한다.
뇌파 신호는 일반적으로 두피에서 측정되며 도 2로 예시된 것과 같이 국제 10-20 시스템에 따라 배치된 전극들(P1, P2)로부터 검출된다. "10"과 "20"은 인접한 전극 사이의 실제 거리가 두개골의 총 앞-뒤 또는 좌측-우측 거리의 10% 또는 20%임을 의미한다. 일 예로, 측정은 비근점(鼻根點, nasion)에서 외후두융기정점(外後頭隆起頂點, inion)까지 머리를 가로질러 이루어진다.
두피상에서 측정되는 뇌파는 약 1-60Hz의 주파수와 5-300μV의 전압을 가진다. 일 예로, 일반적인 알파파와 베타파는 각각 대략 50μV 및 20μV의 전압을 가진다. 전극들(P1, P2)이 측정한 뇌파 신호는 계측 증폭기(instrumentation amplifier, 100)에 제공된다.
일반적으로 뇌파측정시스템은 미세한 인체 신호를 1,000 배 이상 증폭하여 사용하고, 신호의 주파수 성분을 이용하는 특성 상, 원하는 밴드(Band) 내에서 일정한 증폭도를 가져야 정확한 뇌파측정 및 분석이 가능하다.
종래의 뇌파측정시스템에서는 비교기와, 고역통과필터와, 저역통과필터와, 아날로그-디지털 컨버터(ADC)를 구비하되, 아날로그-디지털 컨버터를 통과한 EEG 신호를 이용하여 뇌파를 분석하는 구성으로 되어 있었다.
그런데, 종래의 뇌파측정시스템은 저역통과필터(Low Pass Filter; LPF)의 커프오프 주파수(Cutoff Frequency)가 외부의 저항, 커패시터에 의해 결정되는 구조로 되어 있으므로, 뇌파 분석을 통한 상세한 모니터링이 필요한 경우에는 커프오프 주파수 제어(Cutoff Frequency Control)가 불가능한 단점이 있었다.
따라서, 본 발명은 종래의 뇌파측정시스템에서 저역통과필터를 삭제하고, 도 1에서 볼 수 있듯이 고역통과필터(200)에 병렬적으로 고정 대역 전하-시간 변환기(310) 및 가변 대역 전하-시간 변환기(320)를 연결하고, 상기 고정 대역 전하-시간 변환기(310) 및 가변 대역 전하-시간 변환기(320)를 뇌파 분석부(400)에 연결하는 구조를 취하게 된다.
결국, 위와 같은 구조를 취하면, 고정 대역 전하-시간 변환기(310)로부터 출력되는 뇌파 신호는 뇌파 분석부(400)에 입력되어 뇌파 분석에 이용되게 되며, 뇌파 분석 결과 현재 뇌파 상태에 따라 필요로하는 특정 밴드(Band) 내의 신호를 상세하게 모니터링 할 수 있도록 뇌파 분석부(400)에 의해 가변 대역 전하-시간 변환기(320)를 통한 커프오프 주파수 제어(Cutoff Frequency Control)를 수행하게 된다.
이와 같이 본 발명은, 고정 대역 전하-시간 변환기(310)로부터 입력되는 뇌파의 전체 밴드를 모니터링함과 동시에 이중 더욱 상세하게 모니터링하고 싶은 특정 밴드를 모니터링 할 수 있도록 함으로서 이완지표, 명상도, 집중도의 분석 및 추출이 더욱 명확한 장점이 있다.
도 3은 계측 증폭기(100)의 개요적 회로도이다. 도 3을 참조하면, 계측 증폭기(100)는 전극들(P1, P2)이 검출하여 출력한 뇌파 신호에서 노이즈 성분을 제거하고 뇌파 신호를 증폭하여 출력한다.
전극들(P1, P2)이 제공한 뇌파 신호에는 차동 모드(differential mode) 신호인 뇌파 신호 뿐만 아니라 공통 모드(common mode)인 노이즈 성분이 중첩되어 존재한다. 계측 증폭기(100)는 높은 공통 모드 제거율(CMRR, common mode rejection ratio)을 가지므로 공통 모드 성분인 노이즈를 제거할 수 있다. 또한, 높은 입력 임피던스를 가지므로 전극들 사이의 임피던스 부정합(impedance mismatch)에 의하여 발생하는 검출 신호 불균일성에 따른 오차를 감소시킬 수 있다.
도시되지 않은 실시예에 의하면, 계측 증폭기(100)는 네거티브 피드백 경로(negative feedback path)를 더 포함하며, 네거티브 피드백 경로에는 저역 통과 필터(LPF, Low pass filter)가 배치될 수 있다. 결과적으로, 계측 증폭기(100)는 전체적으로 고역 통과 특성을 가질 수 있으며, 신체 피부와 전극 접촉면에서의 저항에 의해 발생하는 DC 옵셋(DC offset) 전압을 제거할 수 있다.
다시 도 1을 참조하면, 고역 통과 필터(200)는 차단 주파수(cut-off frequency) 이하의 주파수 성분을 배제하는 구성으로, 계측 증폭기가 출력한 신호 중 차단 주파수 이상의 주파수 대역 생체 신호를 통과시킨다.
고역 통과 필터(200)는 일 예로, 1차 또는 2차 이상의 고차 RC 필터로 구현될 수 있으며, 능동 필터(active filter) 및 수동 필터(passive filter) 등의 타입에 무관하다. 또한, 베셀 필터(Bessel Filter), 버터워스 필터(Butterworth Filter) 또는 체비셰프 필터(Chebyshev Filter) 등 다양한 종류의 필터로 구현될 수 있다.
도 4는 고정 대역 전하-시간 변환기(310)의 개요를 도시한 도면이다. 도 4를 참조하면, 고정 대역 전하-시간 변환기(310)는 고역 통과 필터(200)를 통과한 뇌파 신호(VIN)와 기준 전압(VRLD)을 입력 받아 그 차이에 상응하는 전류(IOTA)를 출력하는 제1 전달컨덕터스 증폭기(trans-conductance amplifier, 312)와, 제1 전달컨덕턴스 증폭기의 출력 전류에 상응하는 제1 전압을 형성하는 커패시터(C)와, 제1 전압과 기준 전압을 비교하는 비교기(316)와, 일 입력으로 클록 신호(CLK)가 제공되고, 타 입력으로 비교기의 출력이 제공되며, 비교기의 출력 펄스폭에 상응하는 클록 신호의 개수를 계수하여 출력하는 카운터(318)를 포함한다.
제1 전달컨덕턴스 증폭기(312)는 고역 통과 필터(200)를 거친 뇌파 신호(VIN)와 기준 전압(VRLD)을 입력받고, 그 차이에 상응하는 전류(IOTA)를 출력한다. 전달 컨덕턴스 증폭기의 출력 전류 IOTA는 아래의 수학식 1과 같이 표현될 수 있다.
Figure 112019023418226-pat00004
gm: 증폭기의 전달 컨덕턴스
전달 컨덕턴스 gm 은 증폭기의 특성 값으로 고정된 값을 가질 수 있으며, 외부에서 제공된 신호에 따라 제어될 수 있다.
전달 컨덕턴스 증폭기(312)가 출력하는 전류(IOTA)는 커패시터(C)로 제공되며, 커패시터(C)는 전류(IOTA)를 누적하여 상응하는 전달 컨덕턴스 증폭기(312)의 출력 노드에 아래의 수학식 2로 표시되는 전압(VOTA_OUT)을 형성한다.
Figure 112019023418226-pat00005
비교기(316)는 일 입력으로 제공된 전달 컨덕턴스 증폭기(312)의 출력 노드에 형성되는 전압(VOTA_OUT)과, 타 입력으로 제공된 임계 전압 제너레이터(314)가 출력한 비교기 임계 전압(VREFT)을 비교하여 그 대소에 상응하는 펄스를 출력한다. 도 4로 예시된 실시예에서, 전달 컨덕턴스 증폭기(312)의 출력 노드에 형성되는 전압(VOTA_OUT)이 비교기 임계 전압(VREFT)보다 크면 논리 하이 상태를 출력하고, 전달 컨덕턴스 증폭기(312)의 출력 노드에 형성되는 전압(VOTA_OUT)이 비교기 임계 전압(VREFT)보다 작으면 논리 로우 상태를 출력한다.
방전 스위치는 주기적으로 리셋 신호(RST)가 제공되어 커패시터(C)에 충전된 전하를 방전한다. 따라서, 전달 컨덕턴스 증폭기(312)의 출력 노드에 형성된 전압은 주기적으로 리셋된다.
따라서, 비교기(316)는 주기적으로 리셋되며, 전달 컨덕턴스 증폭기(312)의 출력 노드에 형성되는 전압(VOTA_OUT)이 비교기 임계 전압(VREFT) 사이의 크기에 따라 듀티비(duty ratio)를 가지는 펄스(OUT)를 출력한다.
도 5(A)는 종래 기술에 의한 전하-시간 변환기의 타이밍 도이며, 도 5(B)는 본 발명에 의한 전하-시간 변환기(310)의 개요적 타이밍 도이다.
도 4 및 도 5(A)를 참조하면, 종래 기술에 의한 전하-시간 변환기(310)는 비교기 임계 전압(VRLD)의 레벨이 변화하지 않는다. 따라서, 전달 컨덕턴스 증폭기에 생체 신호가 전달되어 전달 컨덕턴스 증폭기의 출력 노드에 전압이 형성되었으나, 그 크기가 비교 전압에 도달하지 못하는 경우가 있을 수 있다. 이러한 경우에는 도 5(A)에서 파선으로 도시된 부분과 같이 뇌파 신호는 발생하였으나 뇌파 신호 측정 시스템에서는 뇌파 신호가 발생하지 않은 것으로 측정된다.
도 5(B)로 예시된 본 실시예의 타이밍 도와 도 4를 참조하면, 본 실시예에 의한 임계 전압 제너레이터(314)는 한 주기 동안 상승 구간과 하강 구간을 포함하는 비교기 임계 전압(VREFT)을 형성하여 출력한다. 따라서, 종래 기술에 의한 전하 시간 변환기가 뇌파 신호가 발생하지 않은 것으로 측정된 부분에 대하여 측정이 가능하며, 그에 따라 펄스 신호(OUT)가 형성되는 파악할 수 있다.
카운터(318)는 일 입력으로 클록 신호가 입력되고, 타 입력으로 비교기(316)가 출력한 펄스 신호(OUT)가 제공된다. 카운터(318)는 일 실시예로, 펄스 신호(OUT)의 논리 하이 상태 동안 클록 신호(CLK)에 포함된 펄스의 개수를 계수(count)하고, 상응하는 디지털 코드를 출력한다. 카운터(318)에 제공되는 클록 신호(CLK)의 주파수가 높을수록 높은 해상도의 디지털 코드를 얻을 수 있다.
도 6은 가변 대역 전하-시간 변환기(320)의 개요를 도시한 도면이다. 도 6을 참조하면, 가변 대역 전하-시간 변환기(320)는 고역 통과 필터(200)를 통과한 뇌파 신호(VIN)와 기준 전압(VRLD)을 입력 받아 그 차이에 상응하는 전류(IOTA)를 출력하는 제2 전달컨덕터스 증폭기(322)와, 제2 전달컨덕턴스 증폭기(322)의 출력 전류에 상응하는 제2 전압을 형성하는 커패시터 뱅크(Cbank)와, 제1 전압과 기준 전압을 비교하는 비교기(326)와, 일 입력으로 클록 신호(CLK)가 제공되고, 타 입력으로 비교기(OUT)의 출력이 제공되며, 비교기 출력 펄스폭에 상응하는 클록 신호의 개수를 계수하여 출력하는 카운터(328)를 포함한다.
가변 대역 전하-시간 변환기(320)를 설명함에 있어서 위에서 설명된 고정 대역 전하-시간 변환기(320)과 동일하거나, 유사한 요소에 대한 설명은 생략될 수 있다. 제2 전달컨덕턴스 증폭기(322)의 출력 전류(IOTA)는 커패시터 뱅크(Cbank)에 제공될 수 있다. 커패시터 뱅크(Cbank)는 도 7로 예시된 바와 같이 복수의 커패시터들(C1, C2, C3, ..., Cn)이 병렬로 연결되며, 커패시터들(C1, C2, C3, ..., Cn)의 일 전극은 각각 스위치에 연결될 수 있다. 스위치들은 뇌파 분석부(400)이 제공하는 커패시터 제어 신호(Ccont)에 의하여 도통 및 차단이 제어될 수 있다.
뇌파 분석부(400)는 커패시터 제어 신호(Ccont)를 출력하여 커패시터 뱅크(Cbank)가 목적하는 등가 커패시턴스를 가지도록 제어할 수 있다. 또한 뇌파 분석부(400)는 전달 컨덕턴스 증폭기에 전달 컨덕턴스 제어 신호를 제공하여 전달 컨덕턴스를 제어할 수 있다.
뇌파 분석부(400)는 가변 대역 전하-시간 변환기(320)에 포함된 제2 전달컨덕턴스 증폭기(320)의 전달 컨덕턴스(gm) 값과 커패시터 뱅크(Cbank)의 등가 커패시턴스 값을 조정하여 저역 차단 주파수(Low-pass cutoff frequency)를 제어할 수 있다.
뇌파 분석부(400)는 고정 대역 전하-시간 변환기(310) 및 가변 대역 전하-시간 변환기(320)가 디지털 신호를 제공받고 이완 지표를 연산한다. 본 실시예에 의한 이완 지표는 아래의 수학식 3과 같이 연산될 수 있다.
Figure 112019023418226-pat00006
일 실시예로, 가중치 a, b는 명상 초급자, 중급자 및 고급자에 따라 달리 정해질 수 있다.
일 실시예로, 뇌파 분석부(400)는 고정 대역 전하-시간 변환기(310) 및 가변 대역 전하-시간 변환기(320)가 디지털 신호를 제공받고 집중력 지표를 연산할 수 있다. 집중력 지표는 아래의 수학식 4와 같이 연산될 수 있다.
Figure 112019023418226-pat00007
(SMR: 12-15Hz의 SMR 베타파, M-beta: 15-20Hz의 M 베타파, Theta: 4-7 Hz 세타파)
뇌파 분석부(400)는 뇌파 신호를 분석하여 얻어진 이완 지표로부터 현재 상태에 따라 필요한 대역 내의 신호를 상세하게 모니터링 할 수 있도록 커패시터 제어 신호(Ccont)를 출력하여 가변 대역 전하-시간 변환기(320) 저역 차단 주파수를 조정할 수 있다.
실험예
초급자, 중급자 및 고급자를 포함하는 실험 대상자들에게 아래와 같은 테스트를 수행하였다. 테스트의 시간 및 단계들은 아래와 같다.
준비(22~30초): 테스트 절차를 설명하는 단계
하늘 이미지(20초): 다음 단계를 준비하는 단계
과녁 이미지(1분): 집중하는 단계
하늘 이미지(20초): 다음 단계를 준비하는 단계
계곡 이미지(1분): 명상하는 단계
하늘 이미지: 다음 단계를 준비하는 단계
도 8(A) 도 8(B) 및 8(C)는 각각 위와 같이 수행된 테스트에서 초급자에서 취득한 뇌파와, 종래의 RAHB 지표 및 본 발명에 의한 이완 지표를 도시한 도면이고, 도 9(A), 도 9(B) 및 도 9(C)는 중급자에서 취득한 뇌파와, 종래의 RAHB 지표 및 본 발명에 의한 이완 지표를 도시한 도면이며, 도 10(A), 도 10(B) 및 도 10(C)는 고급자에서 취득한 뇌파와, 종래의 RAHB 지표 및 본 발명에 의한 이완 지표를 도시한 도면이다. 각 도면에서 명상 상태는 굵은 사각형으로 표시하였다.
초급자에서 취득한 뇌파를 도시한 도 8(A)와 그로부터 얻어진 종래의 RAHB 지표를 참조하면, 전반적으로 준비 단계와 명상 단계가 구분되지 않으며, 명상 단계가 준비 단계에 비하여 더 낮게 나오는 현상이 발생하기도 하는 것을 확인할 수 있다. 그러나, 초급자에 대한 가중치(a, b)를 적용한 본 발명에 의한 이완 지표를 도시한 도 8(C)를 참조하면, 명상 단계에서 이완 지표가 준비 단계보다 높게 나오는 것을 확인할 수 있다.
중급자에서 취득한 뇌파를 도시한 도 9(A)와 그로부터 얻어진 종래의 RAHB 지표를 참조하면, 전반적으로 준비 단계와 명상 단계의 구분은 가능하나 큰 차이가 없는 것을 확인할 수 있다. 그러나, 중급자에 대한 가중치(a, b)를 적용한 본 발명에 의한 이완 지표를 도시한 도 9(C)를 참조하면, 명상 단계에서의 이완 지표가 준비 단계보다 큰 차이로 형성되는 것을 확인할 수 있다.
고급자에서 취득한 뇌파를 도시한 도 10(A)와 그로부터 얻어진 종래의 RAHB 지표를 참조하면, RAHB 지표가 명상 단계에서 보다 준비 단계에서의 더 높게 나오는 경우가 존재하는 것을 확인할 수 있다. 그러나, 고급자에 대한 가중치(a, b)를 적용한 본 발명에 의한 이완 지표를 도시한 도 10(C)를 참조하면, 명상 단계에서의 이완 지표가 다른 어떤 상태보다 큰 폭으로 차이나는 것을 확인할 수 있다.
상기한 실험 결과에서, 본 발명에 의한 가변 대역 전하-시간 변환기의 대역폭을 조절하여 획득한 뇌파와, 그로부터 획득한 초급, 중급 및 고급자의 수준에 따라 가중치를 달리 설정한 본 발명에 의한 이완 지표를 사용하면 비명상시와 명상시의 구분을 더욱 뚜렷하게 나타낼 수 있다는 것을 확인할 수 있다.
100: 계측 증폭기
200: 고역 통과 필터
310: 고정 대역 전하-시간 변환기
312: 제1 전달 컨덕턴스 증폭기
314: 임계 전압 제너레이터
316: 비교기
318: 카운터
320: 가변 대역 전하-시간 변환기
322: 제2 전달 컨덕턴스 증폭기
324: 임계 전압 제너레이터
326: 비교기
400: 뇌파 분석부
Cbank: 커패시터 뱅크

Claims (5)

  1. 뇌파 신호를 증폭하여 출력하는 계측 증폭기(instrument amplifier);
    상기 계측 증폭기의 출력에서 고역을 통과시키는 고역 통과 필터;
    상기 고역 통과 필터의 출력 전압과 기준 전압과의 차이에 상응하는 전류를 출력하는 제1 전달컨덕턴스 증폭기(transconductance amplifier)와, 상기 제1 전달컨덕턴스 증폭기의 출력 전류에 상응하는 제1 전압을 형성하는 커패시터와, 상기 제1 전압과 비교기 임계 전압을 비교하는 비교기 및 일 입력으로 클록 신호가 제공되고, 타 입력으로 상기 비교기의 출력이 제공되며, 상기 비교기의 출력 펄스폭에 상응하는 클록 신호의 개수를 계수하여 출력하는 카운터를 구비하는 고정 대역 전하-시간 변환기;
    상기 고역 통과 필터의 출력 전압과 기준 전압과의 차이에 상응하는 전류를 출력하는 제2 전달컨덕턴스 증폭기와, 상기 제2 전달컨덕턴스 증폭기의 출력 전류에 상응하는 제2 전압을 형성하는 커패시터 뱅크와, 상기 제2 전압과 비교기 임계 전압을 비교하는 비교기 및 일 입력으로 클록 신호가 제공되고, 타 입력으로 상기 비교기의 출력이 제공되며, 상기 비교기의 출력 펄스폭에 상응하는 클록 신호의 개수를 계수하여 출력하는 카운터를 구비하는 가변 대역 전하-시간 변환기; 및
    상기 고정 대역 전하-시간 변환기와 상기 가변 대역 전하-시간 변환기가 출력한 디지털 신호를 제공받고 이완 지표를 연산하고, 상기 가변 대역 전하 시간 변환기의 차단 주파수를 제어하는 뇌파 분석부;를 포함하되,
    상기 뇌파 분석부는,
    수학식
    Figure 112020101560560-pat00020
    (a, b:가중치, A: 알파파, H-beta: high 베타파, ATP(absolute total power): 절대 전체파의 파워)를 연산하여 상기 이완 지표를 구하되, 상기 a, b 가중치는 사용자의 수준에 따라 다르게 설정되고,
    상기 뇌파 분석부는,
    수학식
    Figure 112020101560560-pat00021
    .(SMR: 12-15Hz의 SMR 베타파, M-beta: 15-20Hz의 M 베타파, Theta: 4-7 Hz 세타파)를 연산하여 집중력 지표를 더 구하는 것을 특징으로 하는 뇌파 측정 장치.
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