KR100486703B1 - Method for compensating baseline variation presenting in blood component analyze using spectroscopy - Google Patents
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Abstract
분광학을 이용한 혈액 성분 분석 과정에서 발생되는 기저선 변동 보상 방법에 관해 개시되어 있다. 본 발명은 기저선(baseline) 변동 성분이 포함된 초기 신호를 측정하는 단계와 상기 초기 신호에서 펄스 성분만을 추출하는 단계와 상기 초기 신호에서 상기 펄스 성분을 추출하는 과정에서 소거되는 비 펄스 성분을 보상하기 위한 오프셋(offset) 값을 추출하는 단계 및 상기 펄스 성분과 상기 오프셋 값을 더하여 상기 기저선 변동 성분을 보상하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 기저선 보상 방법을 제공한다.Disclosed is a method for compensating baseline fluctuations generated in the analysis of blood components using spectroscopy. The present invention provides a method for compensating a non-pulsing component that is canceled in the process of measuring an initial signal including a baseline variation component, extracting only a pulse component from the initial signal, and extracting the pulse component from the initial signal. And extracting an offset value for the baseline and compensating the baseline variation component by adding the pulse component and the offset value.
Description
본 발명은 혈액 성분 분석 방법에 관한 것으로써, 자세하게는 분광학을 이용한 혈액 성분 분석에서 나타나는 기저선 변동 성분 보상 방법에 관한 것이다.The present invention relates to a method for analyzing blood components, and more particularly, to a method for compensating baseline variation shown in blood component analysis using spectroscopy.
생체에 광을 조사한 다음, 생체를 투과된 광량을 측정하면 상기 생체, 예컨대 인체의 손가락이나, 팔, 다리에 흡수된 광량이 입사 광량 대비 어느 정도인지 알 수 있다. 이를 통해서 상기 생체를 구성하는 조직에 어떠한 요소들이 있고, 그 요소들이 시변(time variant) 광 흡수율을 갖는지 아니면 일정한 광 흡수율을 갖는지도 알 수 있다.When the light is irradiated to the living body, the amount of light transmitted through the living body is measured to determine how much the amount of light absorbed by the living body, for example, a finger, an arm, and a leg of the human body is compared with the incident light amount. Through this, it is possible to know what elements are present in the tissue constituting the living body, and whether the elements have a time variant light absorption rate or a constant light absorption rate.
이와 같이 생체를 투과한 광량의 분포, 곧 생체를 구성하는 각 조직에 의한 흡수율 변화는 아래의 수학식으로 표기되는 비어-램버트(Beer-Lambert) 모델을 통해서 알 수 있다. The distribution of the amount of light transmitted through the living body, that is, the change in absorption rate by each tissue constituting the living body can be known through a Beer-Lambert model represented by the following equation.
[수학식][Equation]
여기서, I, I0 및-ε(λ)는 각각 투과된 광량, 입사 광량 및 파장에 따른 흡수 계수이고, c 및 d는 각각 농도 및 광 투과 구간의 길이를 나타낸다. 광 투과 구간은 바로 광 경로 상에 놓인 생체의 두께이므로, 생체 투과 광량은 생체의 두께에 따라, 곧 생체를 구성하는 각 요소에 따라 크게 변화된다는 것을 알 수 있다.Here, I, I 0 and -ε (λ) are absorption coefficients according to the amount of transmitted light, the amount of incident light, and the wavelength, respectively, and c and d represent the concentration and the length of the light transmission section, respectively. Since the light transmission section is the thickness of the living body directly placed on the light path, it can be seen that the amount of transmitted biological light varies greatly according to the thickness of the living body, that is, each element constituting the living body.
상기 생체가 인체의 일부, 예컨대 손가락인 경우 그 구성은 뼈와 혈액과 기타 생체 성분으로 나눌 수 있는데, 흡수되는 광 중의 대부분은 뼈와 기타 생체 성분에 의해 흡수된다. 혈액에 의해 흡수되는 광량은 상기 뼈와 기타 생체 성분에 의한 흡수되는 광량의 1∼2%정도이다. 도 1은 상기한 내용을 요약한 것으로, 참조부호 G는 인체에 광을 조사하였을 때, 인체에 의해 흡수된 광량의 분포를 나타내는 그래프이고, I0는 조사 광량을 나타내고, IT 는 인체를 투과한 광량을 나타낸다. 그래프(G)에 펄스 영역(P1)과 비펄스영역(P2)으로 구분된다. 참조번호 T0는 및 Ia 펄스의 주기 및 인체에 의해 흡수된 광량을 나타낸다. 펄스 영역(P1)은 심장의 박동에 따른 혈관의 두께가 주기적으로 변하기 때문에 나타난다. 이와 같은 펄스 영역(P1)의 존재로 인해 그래프(G)는 시간적 가변성을 갖는다. 곧, 인체의 광 흡수율은 시간에 따라 변하게 된다. 자연히, 인체의 광 투과율도 시간에 따라 변하게 된다.When the living body is a part of the human body, such as a finger, its composition can be divided into bone, blood and other biological components, and most of the light absorbed is absorbed by the bone and other biological components. The amount of light absorbed by the blood is about 1 to 2% of the amount of light absorbed by the bone and other biological components. FIG. 1 is a summary of the above contents, and reference numeral G is a graph showing the distribution of light absorbed by the human body when light is irradiated to the human body, I 0 represents the amount of irradiated light, and I T is transmitted through the human body. It represents one light quantity. The graph G is divided into a pulse region P1 and a non-pulse region P2. Reference numeral T 0 denotes the period of the I a pulse and the amount of light absorbed by the human body. The pulse region P1 appears because the thickness of the blood vessel periodically changes due to the heartbeat. Due to the presence of such a pulse region P1, the graph G has temporal variability. In other words, the light absorption rate of the human body changes over time. Naturally, the light transmittance of the human body also changes with time.
광을 이용한 혈액 성분 분석은 도 1에 도시된 바와 같이 인체에 흡수되는 광량 그래프에 나타나는 펄스 영역(P1)을 통해서 이루어진다. 즉, 펄스 영역(P1)에서 최정점(T0)과 최저점(B0) 사이의 높이 차(H)는 심장의 박동에 따른 혈관 직경의 변화를 대변한다. 최정점(T0)은 혈관의 직경이 최대인 경우에, 최저점(B0)은 혈관의 직경이 최소인 경우에 각각 해당된다. 이와 같이, 혈관의 직경이 변화하면, 혈관에 흐르는 혈액의 양도 변하게 된다. 높이 차(H)에 해당되는 광 흡수는 혈관 직경 변화에 따라 증가되는 혈액에 의한 것이므로, 이를 분석하여 혈액의 성분 분석이 가능해진다.Blood component analysis using light is performed through the pulse region P1 shown in the light amount graph absorbed by the human body, as shown in FIG. 1. That is, the height difference H between the highest point T 0 and the lowest point B 0 in the pulse region P1 represents a change in the diameter of the blood vessel according to the heartbeat. The highest point T 0 corresponds to the case where the diameter of the blood vessel is the maximum, and the lowest point B 0 corresponds to the case where the diameter of the vessel is the smallest. In this way, when the diameter of a blood vessel changes, the amount of blood flowing through the blood vessel also changes. Since the light absorption corresponding to the height difference H is due to the blood increased according to the change in the diameter of the blood vessel, the component of the blood can be analyzed by analyzing it.
한편, 이러한 개념의 혈액 성분 분석은 광이 조사되는 생체, 곧 피검체의 움직임을 고려하지 않은 경우로써, 실제의 피검체는 대개 호흡하는 생명체이다. 따라서, 피검체는 호흡이나 기타 요인으로 인해 측정과정에 움직임이 있게 마련이다. 이러한 움직임으로 인해 도 1의 그래프(G)의 최저점(B0)의 위치가 시간에 따라 변화하는(time-variant) 기저선 변동 성분이 나타나게 된다. 상기 기저선 변동 성분은 분광학을 이용한 혈액 성분 분석에 오차를 발생시키는 요인이 된다.On the other hand, the analysis of blood components in this concept does not take into account the movement of the living body to which light is irradiated, that is, the actual subject, and the actual subject is usually a breathing organism. Therefore, the subject is subject to movement in the measurement process due to respiration or other factors. This movement results in a baseline variation component in which the position of the lowest point B 0 of the graph G of FIG. 1 is time-variant. The baseline variation component causes an error in the analysis of blood components using spectroscopy.
상기한 개념을 이용한 혈액 성분 분석과 관련된 종래 기술은 미국특허(특허번호:US5469856, US4892101) 또는 일본 특허(특허번호:JP11155841)에서 찾아 볼 수 있는데, US5469856에는 오프셋(offset)에 대한 보상이 기재되어 있지 않을 뿐만 아니라 적합한 필터 특성의 구현을 위해서 많은 연산이 필요하다. 그리고 US4892101은 안정화 대역내에서 기저선 변동에 대한 해결 방법을 제시하고 있지 않다. 또, JP11155841은 A/D출력 기울기와 심전도 신호를 동시에 모니터 해야 하는 난점이 있다.Conventional techniques related to blood component analysis using the above concept can be found in US patents (Patent No .: US5469856, US4892101) or Japanese Patents (Patent No .: JP11155841), and US5469856 describes compensation for offsets. Not only that, but many operations are required to implement the proper filter characteristics. In addition, US4892101 does not provide a solution for baseline fluctuations within the stabilization band. In addition, JP11155841 has a difficulty in simultaneously monitoring the A / D output slope and the ECG signal.
따라서, 본 발명이 이루고자하는 기술적 과제는 상술한 종래 기술의 문제점을 해소하기 위한 것으로서, 공급 전원의 동작 범위내 나타나는 기저선 변동 성분을 제거하면서도 맥동을 대변하는 펄스 영역에 대한 영향은 최소화할 수 있는 분광학을 이용한 혈액성분 분석에서 발생되는 기저선 보상 방법을 제공함에 있다.Therefore, the technical problem to be achieved by the present invention is to solve the above-mentioned problems of the prior art, the spectroscopy that can minimize the influence on the pulse region representing the pulsation while removing the baseline fluctuation components appearing in the operating range of the power supply To provide a baseline compensation method generated in the analysis of blood components using.
상기 기술적 과제를 달성하기 위하여, 본 발명은 기저선 변동이 포함된 초기 신호를 측정하는 단계와 상기 초기 신호에서 펄스 성분만을 추출하는 단계와 상기 초기 신호에서 상기 펄스 성분을 추출하는 과정에서 소거되는 비 펄스 성분을 보상하기 위한 오프셋(offset) 값을 추출하는 단계 및 상기 펄스 성분과 상기 오프셋 값을 더하여 상기 기저선 변동분을 보상하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 분광학을 이용한 혈액 성분 분석에서의 기저선 변동 보상 방법을 제공한다.In order to achieve the above technical problem, the present invention is a non-pulsed erased in the process of measuring the initial signal including the baseline variation, extracting only the pulse component from the initial signal and extracting the pulse component from the initial signal Extracting an offset value for compensating a component and compensating the baseline variation by adding the pulse component and the offset value to compensate for baseline variation in blood component analysis using spectroscopy To provide.
이 과정에서, 상기 펄스성분 추출 단계는 상기 초기 신호를 이동 평균하는 단계 및 상기 초기 신호로부터 상기 이동 평균한 결과를 감하는 단계를 더 포함한다.In this process, the extracting the pulse component may further include moving average of the initial signal and subtracting the result of the moving average from the initial signal.
상기 오프셋 값을 추출하는 단계는 상기 초기 신호를 비트(beat) 평균하는 단계와 상기 비트 평균한 결과에서 최정점(peak)과 최저점(valley)을 구하는 단계와 상기 최정점과 최저점의 중간값을 구하는 단계 및 상기 중간값을 상기 최저점에 더하는 단계를 더 포함한다. 상기 초기 신호가 상기 기저선 보상을 위한 분석 및 처리 시스템의 동작 전원 범위를 초과하는 경우 상기 시스템에 구비된 메모리 버퍼(buffer)를 비우고, 상기 동작 범위를 초과하지 않는 경우 상기 버퍼에 저장한다. 상기 초기 신호를 상기 버퍼에 저장하되, 상기 버퍼가 차면 상기 초기 신호에 대한 기저선 변동 보상을 위한 데이터 처리를 시각함과 동시에 다른 버퍼에 상기 초기 신호를 저장한다. 상기 이동 평균 단계와 상기 오프셋 값을 구하는 단계는 동시에 진행한다.The extracting of the offset value may include performing a bit averaging of the initial signal, obtaining a peak and a valley from the result of the bit averaging, obtaining a median value between the peak and the lowest point, and Adding the median to the lowest point. When the initial signal exceeds the operating power range of the analysis and processing system for the baseline compensation, the memory buffer provided in the system is emptied and stored in the buffer when the initial signal does not exceed the operating range. The initial signal is stored in the buffer, and when the buffer is full, the initial signal is stored in another buffer at the same time as data processing for baseline variation compensation for the initial signal is visualized. The moving average step and the step of calculating the offset value proceed simultaneously.
본 발명에 의한 방법은 기저선 변동 성분을 제거하는 과정에서 펄스 성분에 대한 영향을 최소화할 수 있다. 또, 광전 변화된 초기 측정 신호 중에서 정해진 조건에 부합되는 신호만을 선택하여 처리함으로써 무의미한 데이터 처리를 방지할 수 있어 시스템의 메모리 공간을 효과적으로 활용할 수 있다. 또, 기저선 변동 성분을 제거하여 보상하는 과정을 병렬로 처리하기 때문에 비교적 계산량이 적은 신호처리 방법을 사용할 수도 있어 시스템 구현이 용이하고 성능이 다소 떨어지는 프로세서(processor)를 사용할 수도 있다. 또, 맥동 성분이외의 신호를 비교적 정확하게 소거하는 것이 가능하며, 초기 조건에 무관하게 안정적이며 선형적인 위상 응답 특성을 가진다.The method according to the present invention can minimize the influence on the pulse component in the process of removing the baseline variation component. In addition, by selecting and processing only signals that meet a predetermined condition among photoelectrically changed initial measurement signals, it is possible to prevent meaningless data processing, thereby effectively utilizing the memory space of the system. In addition, since the process of removing and compensating the baseline variation component is processed in parallel, a signal processing method having a relatively small amount of computation may be used, so that a system may be easily implemented and a processor having a somewhat poor performance may be used. In addition, it is possible to cancel signals other than pulsating components with relative accuracy, and has a stable and linear phase response characteristic regardless of initial conditions.
이하, 본 발명의 실시예에 의한 분광학을 이용한 혈액 성분 분석에서 발생되는 기저선 보상 방법을 첨부된 도면들을 참조하여 상세하게 설명한다.Hereinafter, a baseline compensation method generated in blood component analysis using spectroscopy according to an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
도 2를 참조하면, 분광학을 이용한 혈액 성분 분석 시스템은 기본적으로 광원으로 사용되는 발광부(40), 피검체(42)를 통해서 수광되는 광을 수광하고 수광된 광을 광전 변환시키는 수광부(44), 상기 광전 변환된 전기적 신호를 정해진 절차 또는 방법에 따라 가공하기 위한 신호 처리부(46) 및 상기 가공된 신호를 사용자에게 표시하고 저장하기 위한 표시 장치(48) 및 저장 장치(50)로 구성되어 있다. 발광부(40)에는 혈액 성분의 광에 대한 투과 및 흡수 특성에 따라 선택된 두가지 이상의 파장을 갖는 광을 방출할 수 있는 광원, 예컨대 발광 다이오드가 구비되어 있다. 발광부(40)에 구비된 광원은 피검체(42)에 광이 조사되면서 신호 처리부(46)에 내장된 CPU에 의해 자동적으로 정해진 순서에 따라 점멸된다. 또, 신호 처리부(46)에 하기한 바와 같은 기저선 변동 성분 보상을 실행할 수 있는 프로그램이 기록되어 있고, 컴퓨터로 판독이 가능한 기록매체가 내장되어 있다.Referring to FIG. 2, the blood component analysis system using spectroscopy basically includes a light emitting unit 40 used as a light source and a light receiving unit 44 which receives light received through the subject 42 and photoelectrically converts the received light. And a signal processor 46 for processing the photoelectrically converted electrical signal according to a predetermined procedure or method, and a display device 48 and a storage device 50 for displaying and storing the processed signal to a user. . The light emitting unit 40 is provided with a light source, for example, a light emitting diode that can emit light having two or more wavelengths selected according to the transmission and absorption characteristics of the blood component. The light source provided in the light emitting unit 40 is flashed in a predetermined order automatically by the CPU built in the signal processing unit 46 while light is irradiated onto the subject 42. In the signal processor 46, a program capable of performing baseline variation component compensation as described below is recorded, and a recording medium that can be read by a computer is built in.
상기 시스템을 이용한 혈액 성분 분석 과정을 설명한다.The blood component analysis process using the system will be described.
먼저, 피검체(42)를 발광부(40)와 수광부(44) 사이에 위치시킨다. 피검체(42)에 특정 파장을 갖는 광을 조사한다. 조사된 광은 수광부(44)에 수광되어 광전 변환기에 의해 전기적 신호로 변환된다. 상기 전기적 신호에는 호흡 등에 의한 피검체(42)의 움직 임에 기인한 기저선 변동 성분이 포함되어 있다. 신호 처리부(46)에서 상기 전기적 신호에 대한 A/D 변환이 이루어지고, 상기 기저선 변동 성분에 대한 보상을 위한 신호 분석 및 처리가 이루어진다. 이 과정에서 신호처리부(46)의 CPU는 상기 신호가 공급 전원의 동작 범위내에 있는지를 판단하게 되고, 동작 범위내에 있는 경우 메모리 버퍼에 상기 신호를 채운다. 이때, 상기 신호가 메모리 버퍼의 용량을 초과하는 경우 상기 신호에 포함된 기저선 변동 성분에 대한 보상을 위한 처리를 시작하고 동시에 다른 버퍼에 상기 신호의 초과된 부분을 저장한다. 반면, 상기 신호가 상기 공급 전원의 동작 범위를 벗어나는 경우 메모리 버퍼를 비우고 새로이 광전 변환된 신호의 분석에 들어간다.First, the subject 42 is positioned between the light emitting part 40 and the light receiving part 44. Light having a specific wavelength is irradiated to the subject 42. The irradiated light is received by the light receiving portion 44 and converted into an electrical signal by the photoelectric converter. The electrical signal includes a baseline variation component due to movement of the subject 42 due to respiration. The signal processor 46 performs A / D conversion on the electrical signal, and performs signal analysis and processing to compensate for the baseline variation component. In this process, the CPU of the signal processor 46 determines whether the signal is within the operating range of the power supply, and if it is within the operating range, fills the signal into the memory buffer. In this case, when the signal exceeds the capacity of the memory buffer, processing for compensating for the baseline variation component included in the signal is started, and at the same time, the excess portion of the signal is stored in another buffer. On the other hand, when the signal is out of the operating range of the power supply, the memory buffer is emptied and a new photoelectrically converted signal is analyzed.
계속해서, 상기 신호처리부(46)에서 이루어지는 상기 신호의 기저선 변동 성분에 대한 보상 과정에 대해 보다 상세하게 설명한다.Subsequently, a compensation process for the baseline variation component of the signal made by the signal processor 46 will be described in more detail.
먼저, 본 발명에 의한 기저성 변동 성분 보상 방법은 크게 도 3에 도시한 바와 같이 기저선 변동 성분이 포함된 초기 신호를 측정하는 단계(60)와 상기 초기 신호로부터 펄스 성분만을 추출하는 단계(62)와 비펄스 성분을 보상하기 위한 오프셋 값을 추출하는 단계(64) 및 상기 추출한 펄스 성분과 오프셋 값을 더하는 단계(66)로 나타낼 수 있다.First, the method for compensating the baseline variation component according to the present invention includes measuring 60 an initial signal including a baseline variation component and extracting only a pulse component from the initial signal, as shown in FIG. 3. And extracting an offset value for compensating for the non-pulse component (64) and adding the extracted pulse component and the offset value (66).
계속해서, 상기 각 단계를 도 4 내지 도 6을 참조하여 보다 상세하게 설명한다.Subsequently, each of these steps will be described in more detail with reference to FIGS. 4 to 6.
도 4를 참조하면, 제1 그래프(G1)는 분광학적 방법을 이용하여 혈액 성분을 분석하기 위해 수광된 광 세기 분포를 나타낸 것으로써, 가로축은 시간을, 세로 축은 광 세기에 부합되는 신호 전압을 각각 나타낸다. 제1 그래프(G1)에서 펄스 성분은 심장 박동에 따른 혈관의 이완 및 수축에 따른 광 투과율 또는 흡수율 변화를 대변한다. 곧, 한 주기내에서 제1 그래프(G1)의 펄스 성분의 최정점(T1)은 심장의 수축에 따른 혈관내 압력 상승으로 인해 혈관이 확장된 결과로써, 혈관에 보다 많은 양의 혈액이 흐르게됨으로써 혈액에 의해 흡수되는 광량은 증가된다. 반대로, 한 주기내에서 제1 그래프(G1)의 최저점(B1)은 심장 이완에 따른 혈관내 압력 하강으로 인해 혈관이 수축된 결과로써, 심장 수축 때에 비해 혈관에 흐르는 혈액의 양이 감소되므로 혈액에 의해 흡수되는 광량은 작아진다.Referring to FIG. 4, the first graph G1 shows a light intensity distribution received for analyzing blood components using a spectroscopic method, in which the horizontal axis represents time and the vertical axis represents signal voltage corresponding to the light intensity. Represent each. In the first graph G1, the pulse component represents a change in light transmittance or absorption rate due to relaxation and contraction of blood vessels according to the heartbeat. In other words, the peak T1 of the pulse component of the first graph G1 within one cycle is a result of the expansion of blood vessels due to an increase in intravascular pressure due to the contraction of the heart. The amount of light absorbed by is increased. In contrast, the lowest point B1 of the first graph G1 within a period is a result of the contraction of blood vessels due to the decrease in intravascular pressure due to the relaxation of the heart. The amount of light absorbed by this becomes small.
한편, 제1 그래프(G1)를 참조하면, 제1 그래프(G)는 일정한 주기(T)를 갖는 펄스 성분들로 구성되어 있는 것을 알 수 있고, 각 펄스 성분들의 최저점(B1)의 위치는 시간에 따라 하향화되는 것을 볼 수 있다. 즉, 각 펄스 성분의 최저점(B1)을 연결해서 만들어지는 기저선(70)이 시간에 따라 변화한다. 기저선(70)은 음(-)의 기울기를 갖는다.Meanwhile, referring to the first graph G1, it can be seen that the first graph G is composed of pulse components having a constant period T, and the position of the lowest point B1 of each pulse component is time. It can be seen that the downward downward. That is, the baseline 70 formed by connecting the lowest point B1 of each pulse component changes over time. Baseline 70 has a negative slope.
이러한 결과는 제1 그래프(G1)에 생체의 조직이나 혈액 성분에 기인한 신호뿐만 아니라 이와 무관한 피검체의 미세한 움직임에 의해 유발되는 신호까지 모두 포함되어 있기 때문에 나타난다. 따라서, 정확한 혈액 분석을 위해서는 제 1 그래프(G1)에서 생체 조직이나 혈액 성분 이외의 요인에 의해 유발된 신호는 제거하는 것이 바람직하다. 이를 위해, 제1 그래프(G1)를 이동평균 한다. 즉, 제1 그래프(G1)를 나타내는 함수를 x(n)이라 하고, 임의의 주기 동안 샘플의 수, 곧 임의의 주기를 이루는 펄스 성분의 수를 N이라 하면, 제1 그래프(G1)를 이동 평균한 결과로써 얻어지는 제2 그래프(G2)를 나타내는 함수 μ(n)는 다음 수학식 1로 나타낼 수 있다.This result appears because the first graph G1 includes not only a signal due to a tissue or blood component of a living body, but also a signal caused by a minute movement of an unrelated subject. Therefore, for accurate blood analysis, it is preferable to remove a signal caused by factors other than biological tissue or blood components in the first graph G1. For this purpose, the moving average of the first graph G1 is obtained. In other words, a function representing the first graph G1 is called x (n), and if the number of samples during an arbitrary period, that is, the number of pulse components constituting an arbitrary period is N, the first graph G1 is moved. The function μ (n) representing the second graph G2 obtained as the averaged result can be expressed by the following equation.
x(n)의 값에서μ(n)의 값을 감하면, 제1 그래프(G1)에서 기저선 변동(70)이 제거되고 펄스 성분만이 추출된다. 즉, μ(n)로 표시되는 제2 그래프(G2)는 도 4에서 볼 수 있듯이 펄스 성분의 최정점(T1)과 최저점(B1) 사이에서 제1 그래프(G1)와 만난다. 따라서, x(n)에서 μ(n)을 감하는 경우 제1 그래프(G1)의 각 펄스 성분의 최정점(T1)은 +값으로 표시되고, 최저점(B1)은 최정점(T1)과 동일한 크기를 갖되, -값으로 표시된다. 결과적으로 상기 추출된 펄스 성분은 도 5에 도시한 바와 같이, 기저선 변동 성분이 제거된, 원점을 중심으로 주기적으로 변화하는 펄스 파형(P)으로 이루어진 제3 그래프(G3)로 표시할 수 있다. 도 5의 제3 그래프(G3)는 다음의 수학식으로 나타낼 수 있다.Subtracting the value of μ (n) from the value of x (n), the baseline variation 70 is removed from the first graph G1 and only the pulse component is extracted. That is, as shown in FIG. 4, the second graph G2 represented by μ (n) meets the first graph G1 between the highest point T1 and the lowest point B1 of the pulse component. Therefore, in the case of subtracting μ (n) from x (n), the peak T1 of each pulse component of the first graph G1 is represented by a + value, and the lowest point B1 has the same magnitude as the peak T1. With a-value. As a result, as shown in FIG. 5, the extracted pulse component may be displayed as a third graph G3 including a pulse waveform P periodically changing around the origin, from which the baseline variation component is removed. The third graph G3 of FIG. 5 may be represented by the following equation.
여기서, x*(n)는 제3 그래프(G3)를 기술하는 함수이다.Here, x * (n) is a function for describing the third graph G3.
펄스 파형(P)은 심장 박동에 따른 혈관, 예컨대 동맥의 이완 및 팽창에 따른 투과 광량의 차이에 대한 정보만을 표시하는 것으로, 피검체를 구성하는 생체 조직의 일부에 대한 것이다. 곧, 제3 그래프(G3)로부터 피검체의 혈관을 제외한 다른 구성요소, 예컨대 뼈 등과 같이 일정한 광 흡수율을 갖는 요소에 대한 투과 광량 정보는 얻을 수 없다. 따라서, 피검체인 생체조직에 대한 완전한 투과 광량 정보를 얻기 위해서는 펄스 파형(P)을 보상할 필요가 있다. 즉, 오프셋(offset) 보상을 하는 것이 필수적이다.The pulse waveform P only displays information on the difference in the amount of transmitted light due to the relaxation and expansion of blood vessels, such as arteries, according to the heartbeat, and is for a part of the biological tissue constituting the subject. In other words, transmitted light quantity information cannot be obtained from the third graph G3 for elements having a constant light absorptance such as other components except blood vessels of the subject, such as bone. Therefore, it is necessary to compensate the pulse waveform P in order to obtain complete transmitted light quantity information on the biological tissue as the subject. In other words, it is necessary to make offset compensation.
이를 위해, 제2 그래프(G2)를 구하기 위한 이동 평균 과정에서의 상기 임의의 주기 수(M)와 한 주기마다 샘플 수의 평균(N/M)으로 상기 주기 수(M)에 포함된 샘플의 총수(N), 곧 N개의 펄스를 비트 단위로 평균한다. 상기 비트 평균한 결과는 다음의 수학식 3으로 표현된다.To this end, the arbitrary number of cycles (M) in the moving average process for obtaining a second graph (G2) and the average of the number of samples (N / M) per one period of the sample included in the cycle number (M) The total number N, or N pulses, is averaged in bits. The bit averaged result is expressed by the following equation (3).
여기서, μ*(n)는 펄스 파형(P)을 비트 평균한 결과를 나타내는 함수로써, 도 6에 도시한 바와 같이 제4 그래프(G4)로 나타낼 수 있다.Here, μ * (n) is a function representing the result of bit average of the pulse waveform P, and may be represented by a fourth graph G4 as shown in FIG. 6.
계속해서, μ*(n)의 최정점(T2) 및 최저점(B2) 사이의 중간값을 계산하여 다음의 수학식 4와 같이 오프셋 값(I*)을 구한다.Subsequently, an intermediate value between the highest point T2 and the lowest point B2 of μ * (n) is calculated to obtain an offset value I * as shown in Equation 4 below.
x*(n)에 오프셋 값(I*)을 더하면, 최종적으로 아래의 수학식 5로 표현되는 기저선 변동이 보상된 결과가 얻어진다.By adding an offset value I * to x * (n), a result is finally obtained in which the baseline variation represented by Equation 5 below is compensated.
도 6을 참조하면, Ivalley 값은 펄스 발생 시기에 관계없이 일정하다. 또, 제4 그래프(G4)의 최정점(T2)과 최저점(B2) 역시 일정하다. 곧, Ipeak - Ivalley는 일정한 값이 된다. 따라서, I*는 상수가 되고 수학식 5는 도 5에 도시한 제3 그래프(G3)에 I*라는 상수를 더한 결과가 되므로, 결국 x**는 기저선 변동이 보상된 원하는 신호가 된다.Referring to FIG. 6, the I valley value is constant regardless of the timing of generating the pulse. In addition, the highest point T2 and the lowest point B2 of the fourth graph G4 are also constant. In other words, I peak -I valley is a constant value. Therefore, I * becomes a constant, and Equation 5 is the result of adding the constant of I * to the third graph G3 shown in FIG. 5, so that x ** becomes a desired signal whose baseline variation is compensated for.
이와 같이, 초기 신호를 측정한 다음, 이동 평균하여 펄스 파형을 분리한 뒤, 비트 평균으로 오프셋을 보상함으로써 기저선 변동 부분이 제거된 신호를 측정하는 것이 가능해진다.In this manner, after the initial signal is measured, the moving waveform is separated by the moving average, and the offset is compensated by the bit average, thereby making it possible to measure the signal from which the baseline variation is removed.
<실험예>Experimental Example
본 발명의 실시예에 의한 상기 기저선 보상 방법에 대한 정량적 결과를 얻기 위해, 본 발명자는 5명의 피검자를 대상으로 하루에 두 차례 3회 반복해서 맥동 파형을 측정하였으며, 기저선 보상을 위해 기존의 산소 포화도 측정 장비에서 사용하는 비트 평균 방법과 본 발명에서 제안한 방법을 각각 적용하였다. 결과치는 헤모글로빈에 대하여 판별력이 있는 특성을 나타내는 세 파장 대역에 대한 R 값으로 계산하였다. 또, 본 발명자는 통계적으로 실험의 재현성을 판단하기 위하여 반복 측정에서 F-검증을 실시하여 다음 표 1 및 2와 같은 결과를 얻었다. 아래의 표 1은 본 발명에서 제안한 방법을 적용한 경우이고, 표 2는 기존의 비트 평균 방법을 적용한 경우이다.In order to obtain a quantitative result of the baseline compensation method according to an embodiment of the present invention, the present inventors measured the pulsation waveform three times a day twice for five subjects, the conventional oxygen saturation for baseline compensation The bit averaging method used in the measurement equipment and the method proposed in the present invention were applied, respectively. The results were calculated as R values for the three wavelength bands, which are distinguishable for hemoglobin. In addition, the present inventors performed F-verification in repeated measurements in order to statistically determine the reproducibility of the experiment to obtain the results shown in Tables 1 and 2. Table 1 below is a case of applying the method proposed in the present invention, Table 2 is a case of applying the conventional bit averaging method.
아래의 표 1 및 2에서 R1, R2 및 R3는 각각 상기 3회 반복 측정에서 측정한 상기 세 파장 대역에 대한 R값들을 나타낸다. 그리고 '시행 측정'은 일정한 시간 간격을 두고 2회 측정한 결과를 나타낸다. 또한, F-값과 P-값은 반복 측정에서의 F 검정시 얻어지는 통계적 수치이다.In Tables 1 and 2 below, R1, R2 and R3 represent R values for the three wavelength bands measured in the three repeated measurements, respectively. And 'trial measurement' shows the results of two measurements at regular intervals. In addition, F-values and P-values are the statistical values obtained at the F test in a repeated measurement.
표 1 및 표 2를 참조하면, 상기 F-검증 결과 반복 측정에서 P-값이 0.05 이상으로 나타나서, 본 발명의 제안 방법 및 기존의 방법 모두가 재현성이 있는 것으로 나타났다. 하지만, 시행 측정에서 본 발명에 의한 방법을 적용한 경우 P 값이 R1, R2 및 R3 모두에서 O.05 이상으로 여전히 재현성이 있는 것으로 나타났으나, 기존의 방법을 적용한 경우 R3 값이 0.0340으로써, 재현성의 기준인 0.05 보다 작아서 재현성이 없는 것으로 나타났다.Referring to Table 1 and Table 2, the F-validation result shows that the P-value is 0.05 or more in the repeated measurement, so that both the proposed method and the existing method of the present invention are reproducible. However, in the trial measurement, when the method according to the present invention is applied, the P value is still more reproducible than O.05 in all of R1, R2, and R3. However, when the existing method is applied, the R3 value is 0.0340. It was found to be less than 0.05 which is a criterion of no reproducibility.
이와 같이, 본 발명이 제안한 방법의 효과 및 신뢰성은 실험예를 통해서도 입증되었다.As such, the effectiveness and reliability of the method proposed by the present invention were also demonstrated through the experimental examples.
상기한 설명에서 많은 사항이 구체적으로 기재되어 있으나, 그들은 발명의 범위를 한정하는 것이라기보다, 바람직한 실시예의 예시로서 해석되어야 한다. 예들 들어 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 상기한 본 발명의 기술적 사상을 인체뿐만 아니라 살아 있는 모든 생물체에도 적용할 수 있을 것이며, 광원과 수광부 사이에 피검체외에 광에 영향을 줄 수 있는 다른 요소가 위치하는 경우 광전변환으로 나타나는 측정 그래프에 기저선 변동외에 상기 다른 요소에 의한 변화가 나타날 수 있는데, 이것을 상기 기저선 변동을 보정하는 과정에서 함께 보정할 수도 있을 것이다. 본 발명의 기술적 사상을 적용함에 있어 이와 같은 다양성을 고려할 수 있기 때문에 본 발명의 범위는 설명된 실시예에 의하여 정하여 질 것이 아니고 특허 청구범위에 기재된 기술적 사상에 의해 정하여져야 한다. While many details are set forth in the foregoing description, they should be construed as illustrative of preferred embodiments, rather than to limit the scope of the invention. For example, those skilled in the art to which the present invention pertains may apply the technical idea of the present invention to all living organisms as well as the human body, and affect light outside the subject between the light source and the light receiving unit. If other factors are present, changes due to the other factors may appear in the measurement graph represented by photoelectric conversion, which may be corrected together in the process of correcting the baseline variations. Since such diversity can be considered in applying the technical idea of the present invention, the scope of the present invention should be determined by the technical idea described in the claims rather than by the embodiments described.
상술한 바와 같이, 본 발명에 의한 방법은 기저선 변동 성분을 제거하는 과정에서 펄스 성분에 대한 영향을 최소화할 수 있다. 또, 광전변환되어 나타나는 초기 측정 신호 중에서 정해진 조건에 부합되는 신호만을 선택하여 처리함으로써 무의미한 데이터 처리를 방지할 수 있어 시스템의 메모리 공간을 효과적으로 활용할 수 있다. 또, 기저선 변동 성분을 제거하여 보상하는 과정을 병렬로 처리하기 때문에 비교적 계산량이 적은 신호처리 방법을 사용할 수도 있어 시스템 구현이 용이하고 성능이 다소 떨어지는 프로세서(processor)를 사용할 수도 있다. 또, 맥동성분이외의 신호를 비교적 정확하게 소거하는 것이 가능하며, 초기 조건에 무관하게 안정적이며 선형적인 위상 응답 특성을 가진다.As described above, the method according to the present invention can minimize the influence on the pulse component in the process of removing the baseline variation component. In addition, by selecting and processing only a signal that meets a predetermined condition among the initial measurement signals that are photoelectrically converted, it is possible to prevent meaningless data processing and effectively utilize the memory space of the system. In addition, since the process of removing and compensating the baseline variation component is processed in parallel, a signal processing method having a relatively small amount of computation may be used, so that a system may be easily implemented and a processor having a somewhat poor performance may be used. In addition, it is possible to cancel signals other than pulsating components relatively accurately, and has a stable and linear phase response characteristic regardless of initial conditions.
도 1은 분광학을 이용한 혈액 성분 분석 과정에서 맥동 성분이 미치는 영향을 설명하는 그래프이다.1 is a graph illustrating the influence of the pulsation component in the blood component analysis process using spectroscopy.
도 2는 본 발명의 실시예에 의한 분광학을 이용한 혈액성분 분석에 나타나는 기저선 변동 보상 방법에 사용되는 혈액 성분 분석 시스템의 블록도이다.2 is a block diagram of a blood component analysis system used in a baseline variation compensation method shown in blood component analysis using spectroscopy according to an embodiment of the present invention.
도 3은 본 발명의 실시예에 의한 분광학을 이용한 혈액 성분 분석에 나타나는 기저선 변동 성분 보상 방법을 단계별로 나타낸 순서도이다.Figure 3 is a flow chart illustrating a step-by-step method for compensating the baseline variation component shown in blood component analysis using spectroscopy according to an embodiment of the present invention.
도 4는 본 발명의 실시예에 의한 분광학을 이용한 혈액 성분 분석에 나타나는 기저선 변동 성분이 포함된 초기 신호 및 이를 이동 평균 결과를 나타내는 그래프이다.4 is a graph showing an initial signal including a baseline variation component shown in blood component analysis using spectroscopy according to an embodiment of the present invention and a moving average result thereof.
도 5는 도 4에서 초기 신호로부터 이동 평균 결과를 감한 결과를 나타낸 그래프이다.5 is a graph illustrating a result of subtracting a moving average result from an initial signal in FIG. 4.
도 6은 도 5의 펄스 신호를 비트 평균한 신호와 오프셋을 위한 보상 신호를 함께 도시한 그래프이다.FIG. 6 is a graph illustrating a signal obtained by bit-averaging the pulse signal of FIG. 5 together with a compensation signal for offset.
*도면의 주요 부분에 대한 부호설명** Description of Signs of Major Parts of Drawings *
40:발광부 42:피검체40: light emitting unit 42: subject
44:수광부 46:신호처리부44: light receiver 46: signal processor
48:표시장치 50:저장장치48: display device 50: storage device
70:기저선70: baseline
T1, T2:최정점(peak) B1, B2:최저점(valley)T1, T2: Peak B1, B2: Low
G1 내지 G4:제1 내지 제4 그래프G1 to G4: first to fourth graph
P:펄스 파형P: pulse waveform
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