Adhesive Polyurethane-based Capacitive Electrode for Patch-type Wearable Electrocardiogram Measurement System

학 술 논 문

203

패치형 웨어러블 심전도 측정 시스템을 위한 접착성 폴리우레탄 기반의 용량성 전극

이정수

·이원규

·임용규

·박광석

1서울대학교 대학원 협동과정 바이오엔지니어링 전공

2상지대학교 한방의료공학과, ³서울대학교 의과대학 의공학교실

Adhesive Polyurethane-based Capacitive Electrode for Patch-type Wearable Electrocardiogram Measurement System

Jeong Su Lee

, Won Kyu Lee

, Yong Gyu Lim

and Kwang Suk Park

1

Interdisciplinary Program for Bioengineering, Graduate School, Seoul National University

2

Department of Oriental Biomedical Engineering, Sangji University

3

Department of Biomedical Engineering, College of Medicine, Seoul National University (Manuscript received 20 September 2014; revised 11 November 2014; accepted 12 December 2014)

Abstract: Wearable medical device has been a resurgence of interest thanks to the development of technology and propagation of smart phone in recent years. Various types of wearable devices have been introduced and available in market. Capacitive coupled electrode which measures electrocardiogram over cloth is able to be applied wearable device. In previous approaches of capacitive electrode, they need proper pressure for stable contact of the electrode to body surface. However, wearable device that gives pressure on body surface is not suitable for long-term mon- itoring. In this study, we proposed adhesive polyurethane-based capacitive electrode for patch-type wearable elec- trocardiogram (ECG) monitoring device. Self-adhesive polyurethane make the electrode and whole system be adhered to the surface of skin without any pressure. The patch-type system is consisted of analog filter, analog-to- digital converter and wireless transmission module and designed to be attached on the body as a patch. To validate the feasibility of the developed system, we measured ECG signal in stable and active state and extracted heart rate.

Therefore, we observed skin response after long-term attachment for biocompatibility of the adhesive polyurethane and adhesive strength of it. The result shows the possibility of applying the developed system for ECG monitoring in real-life.

Key words: Capacitive coupled electrode, Wearable device, Patch-type

I. 서 론

최근 몇 년간 웨어러블 디바이스(wearable device)를 이

용한 생체신호 측정 시스템들이 학계를 통해 다양한 형태로 보고되어 왔으며, 구글, 삼성, 애플, 소니 등과 같은 국제적 인 IT 기업들이 경쟁적으로 상업용 디바이스들을 선보이고 있다. 이러한 디바이스들은 생체신호 측정을 통한 건강관리 제품의 형태로 주로 출시되고 있으며, 스마트폰의 발달과 보 급의 도움으로 급성장하고 있다. ABI Research는 웨어러 블 디바이스 시장규모가 2018년까지 연간 4억 8,500만 대 를 기록할 것으로 전망하였다[1].

웨어러블 디바이스를 통해 일상생활 중에 생체신호를 측 정할 수 있는 가장 핵심적인 기술은 일상생활에 방해가 없 Corresponding Author : Kwang Suk Park

713, Basic Science Building, Seoul National University College of Medicine, 103, Daehak-ro, Jongno-gu, Seoul, Korea TEL: +82-2-740-8594 / FAX: +82-2-744-7446

E-mail: [email protected]

이 논문은 2014년도 정부(미래창조과학부)의 재원으로 한국연구재

단-공공복지안전사업의 지원을 받아 수행한 연구임(No. NRF-2010-

0020808).

204

고 동잡음(Motion artifact)에 둔감한 시스템을 통해 신뢰 할 수 있는 수준의 생체신호를 잡아내는 것이다. 현재까지 웨어러블 디바이스를 통해 측정 가능한 생체신호들은 심전 도(Electocardiogram), 심탄도(Ballistocardiogram), 광용 적맥파(Photoplethysmogram), 체온, 혈압, 호흡 등이 있 다[2-11]. 이중 심전도는 가장 연구가 많이 진행된 생체신 호 중 하나이며, 주기적인 측정을 통해 심혈관계 질환 등을 관찰할 수 있다. 일반적으로 심전도를 측정하기 위해서는 Ag/AgCl 전극을 피부에 부착하여 유선으로 신호를 받는 형 태로 병원 환경에서 사용해 왔지만, 최근 유비쿼터스 헬스 케어(ubiquitous healthcare) 기술의 개발로 일상생활 중 에서 심전도를 측정 할 수 있는 시스템들이 많이 개발 되고 있다. Ag/AgCl 전극은 장시간 사용시 전도성 젤의 탈수현 상으로 인해 신호 대 잡음비(Signal to Noise Ratio, SNR) 가 감소하며, 피부에 직접 Ag/AgCl 전극을 부착하기 위해 사용되는 아크릴계 화합물은 피부와 반응해 알레르기를 일 으키는 단점이 보고되어왔다[8]. 이러한 단점들을 극복하기 위한 여러 방법들이 보고되어 왔으며, 대표적인 방법으로는 용량성 전극을 이용하는 것이다[5,12-15]. 용량성 전극의 특 징은 신체와 전기적 접촉 없이, 건조한 전극을 통해 절연체 ( 의복) 위에서 심전도를 측정할 수 있는 것이다. 용량성 전 극의 장점은 일상생활 중에 장시간 측정할 때 발생할 수 있 는 전극에 대한 피부 자극을 줄 일 수 있고, 의복 위에서 측 정 가능하기 때문에 탈의 없이 일상생활에서 쉽게 무구속, 무자각적으로 측정이 가능하다는 것이다. 현재까지 보고된 용량성 전극기반 심전도 측정 시스템은 크게 부착형 시스템 과 착용형 시스템으로 나눌 수 있다. 부착형 시스템은 의자 나 침대처럼 사용자가 일상생활 중 수시로 접촉하는 가구 등에 시스템을 삽입하여 측정하도록 개발되었으나, 사용자가 그 가구와 접촉할 때만 생체신호를 측정할 수 있는 단점이 있다[12-15]. 착용형은 사용자가 일상생활 중 착용이 가능한 형태로 개발되어 원하는 생체신호를 지속적으로 받을 수 있 는 장점이 있으며, 인체와 전극의 안정적인 접촉을 위해 일 정 이상의 압력을 지속적으로 가할 수 있는 벨트형태로 개 발 되어왔다. 하지만 이러한 압력은 장시간 사용 시 사용자 에게 불편함을 줄 수 있다[5]. 또한 착용하고 있는 의복 위 에 시스템이 위치하기 때문에 시스템이 밖으로 노출되어 의 복의 모양새를 해치고, 사람들의 이목을 끌게 하여 피실험 자에게 심리적 부담을 줄 수 있는 단점이 존재 한다[5,16].

그래서 최근 패치형 용량성 전극을 기반으로 심전도 측정 시스템들이 몇몇 보고되었다. 이 시스템들의 특징은 전극과 신체 사이를 접착력이 있으면서 생체에 적합한 물질을 이용 해 부착하여 심전도를 측정하는 것이다[8,17]. 하지만 이러 한 연구들은 전극만 패치형태로 만들어 결과를 제시한 한계 점이 있다. 웨어러블 시스템을 만들기 위해서는 전극뿐만 아

니라 측정된 신호를 처리해 무선으로 보내거나 저장장치에 데이터를 저장할 수 있는 시스템까지 하나의 시스템으로 완 성시켜 제시를 해야 하나 기존 연구들에서는 전극에 관한 내용만 언급하고 있다. 또한 웨어러블 시스템을 개발할 때 중요하게 고려해야 하는 동잡음에 대한 테스트를 수행하지 못한 한계가 있어 실제 적용 가능성에 의문이 남아있다.

본 연구에서는 용량성 전극와 시스템을 통합한 단일 모듈 의 패치형 심전도 측정 시스템을 제안하였다. 패치형 시스 템 개발을 위해 접착성의 폴리우레탄을 이용한 시스템을 제 안하였으며, 제작된 시스템의 검증을 위해 심전도 측정을 통 한 심전도 파형 분석 및 심박수 검출능력의 유효성을 분석 하였다. 또한 접착성 폴리우레탄의 접착력 및 생체적합성 검 증을 수행하여 기존 Ag/AgCl 전극과 비교하였다. 마지막으 로 동잡음 발생시 패치형 시스템의 접착력 및 심전도 신호 검출 여부도 분석하였다. 본 연구에서 제안한 용량성 패치 형 시스템은 벨트형 시스템과 달리 일정 이상의 압력을 가 하지 않고도 부착력에 의해 인체와 접촉을 유지 할 수 있으 며, 외부로 노출되지 않음으로서 사용자의 심리적 안정감을 줄 수 있도록 전극 부분과 모듈 부분 전체가 하나의 패치형 태로 구성되어 있다. 전극과 신호처리부 및 무선 전송부를 통합으로 제작하여 하나의 패치형태로 시스템을 구성하였으 며 인체의 가슴 부위에 부착되어 심전도를 측정할 수 있도 록 고안되었다.

II. 연구재료 및 방법

1. 패치형 용량성 전극 및 시스템

신체에 부착 가능한 패치형의 용량성 전극 기반 심전도 측정 시스템을 제작하였다. 먼저 용량성 전극은 그림 1과 같 이 전극표면, 초단회로, 쉴드(shield), 그리고 접착성 패드 로 구성이 되어있다. 전극의 크기는 가로 20 mm, 세로 30 mm 이며 두께는 10.2 mm 이다. 전극은 PCB (Printed Circuit Board) 를 사용해 제작하였으며, PCB의 한쪽 면을 도금하여 전극표면으로 사용하였다. 전극표면에 접착성이 있 는 폴리우레탄 패드(두깨 3 mm)를 부착하였는데 이 패드는 양쪽면이 모두 접착성이 있어서 한쪽엔 전극, 다른 한쪽엔 신체와 부착되게 된다. 이 패드는 사용 후 접착성이 떨어지 면 물로 씻은 후 건조시켜 다시 접착력을 회복시킬 수 있다.

이러한 이유로 재사용이 가능해 일회용인 Ag/AgCl 전극보 다 경제적인 장점도 가지고 있다. 하지만 접착력은 100%

회복되지 않고 재사용 횟수가 증가함에 따라 서서히 감소하

게 된다. PCB의 다른 면에는 초단회로가 있으며 쉴드를 세

울 수 있는 기둥을 부착하여 쉴드를 고정하였다. 쉴드에 사

용된 금속은 알루미늄이며 두께는 0.5 mm 이다. 전극의 등

가회로를 그림 2에 나타내었다. 그림에서 A-pad는 접착성

205

패드를 나타내며, 접착성 패드는 저항(R

)과 캐패시터 (C

) 의 병렬조합으로 모델링 되었다. 이 등가회로의 이 득(G

(s)) 은 아래의 식 (1)로 나타낼 수 있다. 여기에서 Z

는 그림 2의 R

와 C

의 병렬 임피던스를 나타내며,

C

는 전극면과 쉴드면 사이에서 발생하는 기생 캐패시턴

스이다. Z

는 op-amp의 입력 임피던스, Z

는 접착성 폴리우레탄 패드의 임피던스를 나타낸다. 기호∥는 두 임피 던스의 병렬연결을 의미한다.

(1)

| Z

| ≫|Z

| (2)

하지만 식 (1)에서 식 (2)의 경우가 성립되면 식 (1)에서 Z

는 무시하고 계산할 수 있다[15,16,19]. 제안된 전극은 R

의 값이 5GΩ, C

의 값은 3pF이고, 사용된 Op-amp (OPA124, Texas Instruments, Dallas, TX, USA) 의 임 력 임피던스 값은 각각 10

Ω와 1pF이므로 Z

를 무시할

수 있었다. 최종적으로 등가회로의 이득은 식 (3)으로 표현 할 수 있다.

(3)

기존 심전도 측정 방법에 사용되는 오른발 구동 접지 (DRL, Driven Right Leg) 전극 또한 용량성 전극 시스템 에서는 간접접촉으로 구현이 되어야 한다. 오른발 구동 회 로는 주로 움직임에 의한 동잡음과 전원선 잡음(60 Hz)의 영향을 감소시켜 신호 대 잡음비가 높은 신호를 획득하는데 도움을 준다. 본 연구에서는 DRL전극으로 전도성 폴리머 폼(Polymer foam)을 사용하였다. 전도성 폴리머 폼은 인 체의 굴곡을 반영해 변형되는 특징이 있어 안정적으로 신호 를 인체로 보낼 수 있다. DRL전극으로 사용된 전도성 폴 리머 폼은 접착력이 없기 때문에 접착성 패드를 이용해 신 체에 간접 접촉하도록 설계를 하였다. 두 측정 전극에서 측 정되는 공통성분 신호를 반전 증폭하여 DRL 전극을 통해 신체로 귀환시켜 잡음을 억제 한다. 본 연구에서는 공통성 분 신호를 100배로 반전 증폭하여 몸으로 보내주었다. 전체 적인 시스템의 형태와 착용 모습이 그림 3에 나타나 있다.

전체 시스템의 크기는 가로 7.7 cm, 세로 13.7 cm 이다. 두 개의 측정 전극에서 나온 신호들은 아날로그 회로의 차동증 폭기(INA118, Texas Instruments, Dallas, TX, USA)을 거쳐 증폭된 후 고역필터(High pass filter, 0.5 Hz), 노치 필터(Notch filter, 60 Hz), 저역필터(Low pass filter, 35 Hz) 를 거쳐 증폭된다. 증폭된 신호는 디지털 회로에서 16Bit, 256 Hz 로 샘플링된 후 블루투스(Bluetooth) 모듈을 통해 무선으로 태블릿 PC에 전송되어 저장된다.

2. 실험방법

8 명의 피실험자(남자: 4명, 여자: 4명)가 실험에 참여 하 였다. 평균 나이는 31.5세이고, 심혈관에 특별한 이상이 없 는 건강한 피실험자들이 참여 하였다. 실험전 피실험자들에 게 실험에 대한 목적과 과정을 구두로 전달하였으며, 임상 시험 사전 동의서를 통해 자발적으로 실험에 참여하도록 하 였다. 또한 실험중 어떠한 신체적, 정신적 문제가 발생할시 바로 실험자에게 보고하도록 교육 받았다. 제안된 시스템의 검증을 위해 그림 3(d)와 같이 시스템을 피실험자의 왼쪽 가 슴부분에 부착하고 심전도를 측정했다. 먼저 측정된 신호의 파형을 관찰하기 위해 편안하게 누워있는 상태로 각각 5분 간 측정하였다. 두 번째로 동잡음에 대한 영향을 알아보기 위하여 5분 동안 장비로 심전도를 측정하면서 지시에 따라 앉았다 일어나기를 반복하는 과정을 거쳤다. 또한 접착성패 드의 생체적합성을 시험하기 위해 기존 Ag/AgCl 전극과 함 께 피부변화를 관찰하는 실험을 진행하였다. 여덟 명중 다 G

( ) s V

( ) s

V

( ) s

--- Z

|| Z

Z

+ Z

|| Z

---

= =

G_S( )s V_S( )s V_O( )s

--- R_Bias+sC_{A pad–} R_BiasR_{A pad–} R_Bias+R_{A pad–} + Cs _StrayC_{A pad–} R_BiasR_{A pad–} ---

= =

그림 1. (a) 전극의 횡단면도, (b) 분해된 전극의 실제 모습.

Fig. 1. (a) Cross-sectional view of electrode, (b) Photograph of disassembled electrode.

그림 2. 전극의 등가회로.

Fig. 2. Diagram of Electrode.

206

섯 명의 피실험자의 위팔에 Ag/AgCl 전극과 접착성 폴리 우레탄 패드를 각각 붙여놓고 약 6시간 뒤 제거하여 피부의 반응을 관찰하였다. 마지막으로 접착성패드의 접착력의 한 계를 시험하기 위한 실험을 진행 하였다. 실험 프로토콜은 5 분 측정 후 30초 휴식하는 과정을 반복하여 패드의 접착 력이 감소해 신체에 부착이 어려울 때까지 실험을 반복하였 다. 시스템 검증을 위한 레퍼런스 심전도 신호를 동시에 얻기 위해 생체신호 측정 시스템인 BIOPAC MP-150 (BIOPAC systems Inc., Goleta, CA, USA) ECG 모듈 사용하였다.

이 시스템은 Ag/AgCl 전극을 이용해 심전도를 측정하며, 제 안된 시스템의 전극의 위치 바로 옆에 부착을 하여 제안된 시스템의 전위벡터와 같은 방향이 되도록 하였다.

3. 신호 처리 및 심박 추출 알고리즘

측정된 신호는 R피크 검출을 위해 디지털 3차 버터워스 (Butterworth) 15 Hz - 35 Hz 대역통과 필터를 이용해 필 터링 하였다. R피크들은 자동 피크(peak) 검출 알고리즘을 통해 검출되었다[18]. 피크 검출 알고리즘은 컴퓨팅 파워가 상대적으로 작은 웨어러블 디바이스에 구현 가능하도록 설 계 되었다. 먼저 초기 예상되는 신호의 평균 주기를 입력하 면 신호를 그 주기의 4개의 동일한 간격의 세그먼트로 나누 게 된다. 예를 들어, 초기 주기 값을 1초로 지정하였다면 처

음 1초 동안의 신호를 1/4 등분하여 한 세그먼트가 0.25초 가 되게 된다. 그 후 각각의 세그먼트에서 가장 큰 값을 찾 게 되며, 신호를 미분하여 그 각각의 세그먼트 최대값이 피 크점인지 단지 그 세그먼트에서 가장 큰 값인지를 찾아내어 단순 최대값이면 제거한다. 남아있는 피크들의 간격을 검사 해 주기의 1/2 이하이면 피크중 크기가 가장 큰 것만 남겨

Fig. 3. Schematic of patch-type system (a) top view, (b) side view, (c) Photograph of the system, (d) Photograph of wearing the system.

그림 4. 피크 검출 알고리즘의 순서도.

Fig. 4. Flow chart of the peak detection algorithm.

207

두고 크기가 작은 것들은 지운다. 그렇지 않은 경우에는 피 크의 간격을 구해 다음 신호의 주기 값으로 사용한다. 이렇 게 얻어진 새로운 주기값을 이용해 주기만큼의 신호를 다시 4 개의 세그먼트로 나누고 일련의 과정을 반복한다. 검출 알

고리즘의 순서도를 그림 4에 나타내었다. 사용된 피크 검출 알고리즘의 성능을 관찰하기 위해 민감도(sensitivity)와 정 확도(accuracy)를 구하였다. 또한 제안된 시스템의 심전도 측정 성능을 검증하기 위해 R-R 간격의 상관계수(R)를 레퍼

Fig. 5. Comparison of morphology of acquired signal.

그림 6. 패치 시스템으로부터 추출한 R-R 간격의 분석결과. 4명의 피실험자의 산점도 및 상관계수(R). (상좌: 피실험자 3, 상우: 피실험자 1, 하좌: 피실험자 2, 하우: 피실험자 5).

Fig. 6. Result of validation analysis of R-R interval using proposed patch system. The scatter plot and correlation coefficient(R) of four subjects. (Top-left : Subject 3, Top-right: Subject 1, Bottom-left: Subject 2, Bottom-right: Subject 5).

208

런스 심전도 신호와 비교 하였다. 상관계수를 구하기 위해 피크 검출 알고리즘을 통해 찾지 못하거나(False Negative) 잘못 찾아진(False Positive) 피크들은 피크 수정 프로그램 을 통하여 레퍼런스 심전도 신호를 기반으로 매뉴얼하게 수 정되었다.

III. 연구결과

그림 5는 여덟 명의 피실험자에게서 측정된 심전도 신호 를 나타낸 것이다. 안정적으로 바르게 누워있는 자세에서 안 정적으로 심전도 신호가 측정되는 것을 확인할 수 있다. 레 퍼런스 신호와 비교하여 QRS-complex 뿐만 아니라 피실 험자마다 다양하게 나타나는 T-wave의 모습도 관찰되는 것 을 확인 할 수 있다. 하지만 QRS complex의 크기는 레퍼 런스의 그것과는 상대적으로 작은 것을 확인 할 수 있었으 며 평균적으로 크기가 약 70%로 나타났다. 또한 피실험자 5 의 경우 DRL 전극의 불안정한 접촉으로 노이즈가 상쇄되 지 못해 다른 피실험자에 비해 상대적으로 노이즈가 크게 발 생한 것도 관찰 할 수 있었다. 측정된 신호에서 R 피크간의 간격을 추출하여 네 명의 피실험자에 대한 선형회기분석을 그림 6에 나타내었다. 상관계수(R)는 각각 0.9984, 0.9991, 0.9931, 0.9878 이었으며, 나머지 피실험자에 대한 상관계 수는 표 1에 나타내었다. 그림 6에 피실험자 5의 경우 부 정맥이 관찰되었으며 그에 따라 R-R 간격의 범위가 다른 피 실험자에 비해 넓은 것을 확인 할 수 있었다. 본 연구에서 사용된 피크검출 알고리즘의 성능 결과를 표 1에 나타내었 다. 5분 측정으로 얻은 피실험자의 평균 피크의 개수는 398.75 개 이었으며, 민감도의 평균은 98.64%로 나타났다.

특히 피실험자 5의 결과가 상대적으로 나쁜 것을 볼 수 있 는데, 이는 측정시 DRL 전극의 불안정한 접촉으로 인해 나 타난 결과이다. 동잡음 발생 시 예상되는 신호의 왜곡과 패

드의 접착력 확인을 위한 실험의 결과를 그림 7에 나타내었 다. 앉았다 일어나기를 반복하며 발생된 동잡음 구간(그림 7, 약 224~232초 구간)에서 심전도 신호가 왜곡되는 것을 확인 할 수 있지만 대역필터를 통해 피크들을 추출할 수 있 는 것을 볼 수 있다. 또한 동잡음이 발생할 때에도 패드가 신체와 떨어지지 않고 안정적으로 부착력을 유지하는 것을 확인 할 수 있었다. 동잡음 발생 실험의 결과는 표 2에 나 타냈다. 동잡음의 영향으로 FP와 FN의 개수가 상대적으로 많아져 전체적으로 81.64%의 정확도를 나타내었다. 마지막 으로 접착성 폴리우레탄 패드와 Ag/AgCl 전극의 피부 자 극정도 실험 결과를 그림 8과 표 3에 나타내었다. 그림 8 은 두 명의 피실험자에 대한 피부반응에 대한 결과이다. 그 림과 같이 Ag/AgCl 전극 부착 부위의 경우 6시간 경과 후 전극이 부착되어 있던 부분이 주위 피부에 비해 빨갛게 변

Table 1. Performance result of peak detection algorithm and correlation coefficient of R-R interval.

Subject R-R Interval

correlation (r) Total beats 알고리즘 성능

TP (beats) FP (beats) FN (beats) Sen (%) Acc (%)

Subject 1 0.9991 402 402 0 0 100 100

Subject 2 0.9931 329 320 6 9 97.26 95.52

Subject 3 0.9984 412 411 0 1 99.76 99.76

Subject 4 0.9942 450 450 0 0 100 100

Subject 5 0.9878 401 372 9 29 92.77 90.73

Subject 6 0.9947 399 398 1 1 99.75 99.50

Subject 7 0.9984 362 362 0 0 100 100

Subject 8 0.9642 435 433 2 2 99.54 99.08

Mean 0.9912 398.75 393.5 2.25 5.25 98.64 98.07

그림 7. 앉았다 일어나기를 반복하며 동잡음 발생시킨 구간(회색)의 예. (위: 측정된 신호, 중간: 필터링 된 신호 (대역필터 : 15~35Hz), 아래: 레퍼런스 심전도).

Fig. 7. Example of acquired signal with motion artifact produced when the subject standing up and sitting down repeatedly(grey area) (Top: acquired signal, Middle: filtered signal (band pass filter : 15~35Hz), Bottom: Reference ECG.

209

하거나(그림 8(a)), 전극자국이 심하게 남았다(그림 8(b)). 또 한 대부분의 피실험자들은 전도성 젤과 아크릴계 혼합물에 의한 피부가려움을 호소하였다. 반면 부착성 패드의 경우 Ag/AgCl 전극보다 피부에 대한 자극이 상대적으로 적었으 며 자국 외에는 특별한 이상증상을 발견하지 못했다. 표 3 는 각각의 피실험자의 피부 상태에 대한 정량적인 결과를 보여주고 있다. 피부가려움, 피부변색, 만족도에 대한 점수 를 1에서 5의 범위로 피실험자가 직접 판단하여 나타내었 다. 숫자가 낮을수록 비부가려움이나 피부변색의 결과가 낮 다는 것을 의미하며, 만족도는 점수가 높을수록 좋다는 것 을 나타낸다. 전체적으로 피부가려움 증상은 Ag/AgCl 전극 에서 모든 피실험자가 상대적으로 더 느꼈으며, 피부변색정 도도 Ag/AgCl 전극에서 모두 더 심하게 나타났다. 전반적인 만족도에서도 피실험자들은 Ag/AgCl 전극 보다는 접착성 폴 리우레탄 패드를 선택하였다. 마지막으로 접착력에 대한 실 험의 결과는 시스템의 반복 사용시 약 6번까지 사용할 수

있었다. 즉, 시스템을 처음 부착하고 5분 측정 후 시스템을 다시 떼어내는 횟수를 반복했을 때 약 6번 사용 후 패드의 접착력이 시스템을 신체에 유지 시키지 못할 정도로 감소했 다는 것이다. 하지만 패드를 다시 물로 세척한 뒤 건조 시 키면 접착력이 복원되었다.

IV. 고 찰

본 연구에서는 접착성 폴리우레탄을 이용한 용량성 전극 을 기반으로 패치형 심전도 측정 웨어러블 디바이스의 접근 방법을 제시하였다. 접착성이 있는 폴리우레탄 패드를 이용 해 전체 시스템을 인체에 부착시켜 힘을 가하지 않고도 안

피부 변화의 예시 (a) 피실험자6, (b) 피실험자8.

Fig. 8. Examples of skin response caused by long-term attachment of Ag/AgCl electrode and adhesive polyurethane.

(a) Subject6, (b) Subject8.

표 2. 동잡음 발생 실험 결과.

Table 2. Result of peak detection performance in motion artifact experiment.

Subject Total beats

동잡음 발생 (beats)TP FP

(beats) FN (beats) Sen

(%) Acc (%)

Subject 1 435 414 16 21 95.17 91.80

Subject 2 465 415 26 50 89.25 84.52

Subject 3 403 308 37 44 87.50 79.81

Subject 4 347 269 46 78 77.52 68.45

Subject 5 356 316 34 40 88.76 81.03

Subject 6 443 357 80 86 80.59 68.26

Subject 7 395 353 27 42 89.37 83.65

Subject 8 412 394 22 18 90.78 95.63

Mean 407 353.25 36 47.38 87.37 81.64

표 3. 두 전극에 의한 피부 반응 비교.

Table 3. Comparison of skin response caused by two electrode.

피실험자 전극 피부가려움 피부변색 만족도

Subject 1

Ag/AgCl 2 5 2

polyur-

ethane 1 1 4

Subject 2

Ag/AgCl 2 4 1

polyur-

ethane 1 1 4

Subject 3

Ag/AgCl 2 3 2

polyur-

ethane 1 2 4

Subject 4

Ag/AgCl 2 4 2

polyur-

ethane 2 2 3

Subject 5

Ag/AgCl 2 1 2

polyur-

ethane 1 1 4

210

정적으로 신호를 측정할 수 있도록 하였다. 전체적인 시스 템은 배터리로 구동가능하면서 무선으로 데이터를 보낼 수 있도록 설계를 하였다. 실험을 통해 심전도 측정이 가능한 것을 확인 하였으며, 접착력에 대한 실험, 동잡음 발생 시 신호의 측정 가능 여부들을 실험을 통해 검증하였다. 하지 만 제안된 시스템을 이용해 실생활에 사용할 수 있을 정도 의 시스템으로 발전시키기 위해서는 더욱 많은 피실험자의 검증과 장시간 실험 및 극한상황(뛰거나 운동중인 상황)에 서의 실험을 통한 신호 측정의 재현성을 파악하고 문제점을 개선해야 한다. 또한 장시간 측정 시 요구되는 외부환경에 대한 영향 및 전력소비 문제 등이 이 연구에서는 고려되지 못하였다. 그리고 본 연구에서 사용한 접착성의 폴리우레탄 패드가 기존 Ag/AgCl 전극 보다 우수한 점을 밝혀냈지만, 패 치형 시스템을 만드는데 최적의 생체적합도와 접착력을 가지 는 물질인지는 다른 물질들과의 비교를 통해 밝혀내야 한다.

향후 저전력 설계와 신호처리부와 디지털회로부를 하나의 칩으로 설계할 수 있는 아날로그 프론트-엔드(front-end) 칩 을 이용하여 전체적인 시스템의 크기를 줄이고 플렉시블 (flexible) 형태의 시스템으로 완성하여 실생활 측정에서의 검증을 이어나갈 계획이다.

Reference

[1] H.S. Jeon, “Next generation of PC Wearable device market and technology trend,” Weekly Technology Trend (www.

nipa.kr), vol. 1635, pp. 14-26, 2014.

[2] A. Pantelopoulos and N.G. Bourbakis, “A survey on wear- able sensor-based systems for health monitoring and progno- sis,” Systems, Man, and Cybernetics, Part C: Applications and Reviews, IEEE Transactions on, vol. 40, pp. 1-12, 2010.J.

[3] H.H. Asada, P. Shaltis, A. Reisner, S. Rhee, and R.C. Hutch- inson, “Mobile monitoring with wearable photoplethysmo- graphic biosensors,” Engineering in Medicine and Biology Magazine, IEEE, vol. 22, pp. 28-40, 2003.

[3] P.A. Shaltis, A. Reisner, and H.H. Asada, “Wearable, cuff- less PPG-based blood pressure monitor with novel height sensor,” Engineering in Medicine and Biology Society, 28th Annual International Conference of the IEEE, pp. 908-911, 2006.

[4] M. Di Rienzo, F. Rizzo, G. Parati, G. Brambilla, M. Ferratini, and P. Castiglioni, “MagIC system: A new textile-based wearable device for biological signal monitoring. Applicabil- ity in daily life and clinical setting,” Engineering in Medicine and Biology Society, 27th Annual International Conference of the IEEE, pp. 7167-7169, 2005.

[5] J.S. Lee, J. Heo, W.K. Lee, Y.G. Lim, Y.H. Kim, and K.S.

Park, “Flexible Capacitive Electrodes for Minimizing Motion Artifacts in Ambulatory Electrocardiogram,” Sensors, vol.

14, pp. 14732-14743, 2014.

[6] L.B. Wood and H.H. Asada, “Noise cancellation model vali- dation for reduced motion artifact wearable PPG sensors

using MEMS accelerometers,” Engineering in Medicine and Biology Society, 28th Annual International Conference of the IEEE, pp. 3525-3528, 2006.

[7] M. Sung, R. DeVaul, S. Jimenez, J. Gips, and A. Pentland,

“Shiver motion and core body temperature classification for wearable soldier health monitoring systems,” Wearable Computers, Eighth International Symposium on, pp. 192- 193, 2004.

[8] L.F. Wang, J.Q. Liu, Y. Dong, B. Yang, X. Chen, and C.S.

Yang, “Polydimethyl- siloxane film for biomimetic dry adhe- sive integrated with capacitive biopotentials sensing,” Sen- sors and Actuators B: Chemical, 2014.

[9] T. Reinvuo, M. Hannula, H. Sorvoja, E. Alasaarela, and R.

Myllyla, “Measurement of respiratory rate with high-resolu- tion accelerometer and EMFit pressure sensor,” Sensors Applications Symposium, Proceedings of the 2006 IEEE, pp.

192-195, 2006.

[10] E. Sardini and M. Serpelloni, “Instrumented wearable belt for wireless health monitoring,” Procedia Engineering, vol. 5, pp. 580-583, 2010.

[11] D. Wu, L. Wang, Y.-T. Zhang, B.-Y. Huang, B. Wang, S.-J.

Lin, et al., “A wearable respiration monitoring system based on digital respiratory inductive plethysmography,” Engineer- ing in Medicine and Biology Society, Annual International Conference of the IEEE, pp. 4844-4847, 2009.

[12] Y.G. Lim, K.K. Kim, and S. Park, “ECG measurement on a chair without conductive contact,” Biomedical Engineering, IEEE Transactions on, vol. 53, pp. 956-959, 2006.

[13] H.J. Baek, G.S. Chung, K.K. Kim, and K.S. Park, “A smart health monitoring chair for nonintrusive measurement of bio- logical signals,” Information Technology in Biomedicine, IEEE Transactions on, vol. 16, pp. 150-158, 2012.

[14] T. Matsuda and M. Makikawa, “ECG monitoring of a car driver using capacitively-coupled electrodes,” Engineering in Medicine and Biology Society, 30th Annual International Conference of the IEEE, pp. 1315-1318, 2008.

[15] Y.G. Lim, K.K. Kim, and K.S. Park, “ECG recording on a bed during sleep without direct skin-contact,” Biomedical Engineering, IEEE Transactions on, vol. 54, pp. 718-725, 2007.

[16] S.M. Lee, K.S. Sim, K.K. Kim, Y.G. Lim, and K.S. Park,

“Thin and flexible active electrodes with shield for capaci- tive electrocardiogram measurement,” Medical & biological engineering & computing, vol. 48, pp. 447-457, 2010.

[17] J.W. Jeong, M.K. Kim, H. Cheng, W.H. Yeo, X. Huang, Y.

Liu, et al., “Capacitive Epidermal Electronics for Electri- cally Safe, Long-Term Electrophysiological Measurements,”

Advanced healthcare materials, vol. 3, pp. 642-648, 2014.

[18] W.K. Lee, H.J. Lee, H.N. Yoon, G.S. Chung, and K.S. Park,

“Automatic Noise Removal and Peak Detection Algorithm for ECG Measured from Capacitively Coupled Electrodes Included within a Cloth Mattress Pad,” J. Biomed. Eng. Res., vol. 35, no. 4, pp.87-94, 2014.

[19] H.J. Baek, H.J. Lee, Y.G. Lim, and K.S. Park, “Conductive polymer foam surface improves the performance of a capac- itive EEG electrode,” Biomedical Engineering, IEEE Trans- actions on, vol. 59, pp. 3422-3431, 2012.