KR101632307B1 - 혈압 추정 방법 및 장치 - Google Patents

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Abstract

혈압을 추정하는 방법 및 장치에 따르면, 사용자 신체의 피검 부위에 진동이 인가된 상태에서 피검 부위의 맥파를 감지하고, 감지된 맥파를 필터링하고, 감지된 맥파의 피크들에 해당하는 시점들과 필터링된 맥파의 피크들에 해당하는 시점들의 시간 차이들에 기초하여 피검 부위의 혈압들을 추정한다.

Description

혈압 추정 방법 및 장치{The Apparatus and Method for estimating blood pressure}
본 발명의 적어도 하나의 실시예는 혈압을 추정하는 방법 및 장치이다.
혈압은 개인의 건강 상태를 파악하는 하나의 척도로 사용되고 있으며, 혈압을 측정할 수 있는 혈압 측정 장치는 의료기관 및 가정에서 흔히 사용된다. 미국 식품의약국(Food and Drug Administration, FDA)은 혈압 측정 장치의 승인 기준으로 미국 선진의료기구협회(Association for the Advancement of Medical Instrumentation, AAMI)에서 요구하는 규격 기준을 만족할 것을 요구한다. 미국 선진의료기구협회가 발행하는 ANSI/AAMI SP10은 혈압 측정 장치의 표시사항, 안전성 및 성능 요구조건의 기준을 제시하고 있다. 혈압 측정 장치는 혈압을 측정하기 위하여 동맥혈이 지나는 부위에 혈액의 흐름이 멎도록 가압을 한 후 천천히 가압하는 압력을 줄이면서 최초 맥박 소리가 들리는 순간의 압력을 수축기 혈압, 맥박 소리가 사라지는 순간의 압력을 이완기 혈압이라 한다. 디지털 혈압기는 가압을 해 주면서 측정한 압력에 대한 파형을 검출하여 혈압을 산출한다.
본 발명의 적어도 하나의 실시예가 이루고자 하는 기술적 과제는 실험적으로 얻어지는 통계적인 특성비(characteristic ratio)를 이용하지 않고 혈압을 추정하는 방법 및 장치를 제공하는데 있다. 또한, 그 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체를 제공하는 데 있다.
본 발명의 적어도 하나의 실시예가 이루고자 하는 기술적 과제는 상기된 바와 같은 혈압 추정 방법 및 장치와 관련된 기술적 과제들로 한정되지 않으며, 또 다른 기술적 과제들이 존재할 수 있다. 이것은 본 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상적인 지식을 가진 자들이라면 아래의 기재로부터 명확하게 이해될 수 있다.
상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시예에 따른 혈압 추정 방법은 사용자 신체의 피검 부위에 진동이 인가된 상태에서 상기 피검 부위의 맥파를 감지하는 단계; 상기 감지된 맥파를 필터링하는 단계; 및 상기 감지된 맥파의 피크들에 해당하는 시점들과 상기 필터링된 맥파의 피크들에 해당하는 시점들의 시간 차이들에 기초하여 상기 피검 부위의 혈압들을 추정하는 단계를 포함한다.
상기 또 다른 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시예는 상기 혈압 추정 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체를 제공한다.
상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시예에 따른 혈압 추정 장치는 사용 자 신체의 피검 부위에 진동이 인가된 상태에서 상기 피검 부위의 맥파를 감지하는 센싱부; 상기 감지된 맥파를 필터링하는 필터링부; 상기 감지된 맥파의 피크들에 해당하는 시점들과 상기 필터링된 맥파의 피크들에 해당하는 시점들의 시간 차이들에 기초하여 상기 피검 부위의 혈압들을 추정하는 혈압 추정부; 및 상기 추정된 혈압들을 출력하는 사용자 인터페이스부를 포함한다.
상기된 바에 따르면, 피검자의 인종, 성별, 나이 등에 따라 오차가 발생할 수 있는 통계적 특성비를 이용하지 않으므로 혈압을 정확하게 측정할 수 있으며, 또한 연속적으로 혈압을 측정하는 것이 가능하게 된다.
이하에서는 도면을 참조하여 본 발명의 실시예들을 상세히 설명한다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 혈압 추정 장치(1)의 구성도이다. 도 1을 참고하면, 본 실시예에 따른 혈압 추정 장치(1)는 가압부(11), 액추에이터(12), 진동 인가부(13), 센싱부(14), 프로세서(15), 스토리지(16) 및 사용자 인터페이스부(17)로 구성된다. 프로세서(15)는 필터링부(151), 혈압 추정부(152) 및 제어부(153)로 구성된다. 이와 같은 프로세서(15)는 다수의 논리 게이트들의 어레이로 구현될 수 있고, 범용적인 마이크로프로세서와 이 마이크로프로세서에서 실행될 수 있는 프로그램이 저장된 메모리의 조합으로 구현될 수도 있다. 또한, 다른 형태의 하드웨어로 구현될 수도 있음을 본 실시예가 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이해할 수 있다. 본 명세서에서는 본 실시예의 특징이 흐려지는 것을 방지하기 위하여 본 실시예에 관련된 하드웨어 구성요소(hardware component)들만을 기술하기로 한다. 다만, 도 1에 도시된 하드웨어 구성요소들 외에 다른 범용적인 하드웨어 구성요소들이 포함될 수 있음을 본 실시예가 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이해할 수 있다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 혈압 추정부(152)의 상세 구성도이다. 도 2를 참고하면, 혈압 추정부(152)는 제 1 혈압 추정부(1521) 및 제 2 혈압 추정부(1524)로 구성된다. 제 1 혈압 추정부(1521)는 전압 결정부(1522) 및 혈압 계산부(1523)로 구성되고, 제 2 혈압 추정부(1524)는 특성비 계산부(1525) 및 혈압 결정부(1526)로 구성된다. 제 1 혈압 추정부(1521)는 혈압 계산 모드에 따라 혈압을 추정하고, 제 2 혈압 추정부(1524)는 특성비 적용 모드에 따라 혈압을 추정한다.
보다 상세하게 설명하면, 본 실시예에 따른 혈압 추정 장치(1)는 두 가지 모드(mode)로 동작한다. 그 중 하나의 모드는 혈압 계산 모드이고, 나머지 다른 하나의 모드는 특성비 적용 모드이다. 혈압 계산 모드는 사용자 신체의 피검 부위에 진동이 인가된 상태에서 감지된 맥파를 이용하여 피검 부위의 혈압들을 계산함으로써 사용자의 혈압을 추정하는 모드이다. 특성비 적용 모드는 사용자의 혈압 특성비를 이용하여 피검 부위의 혈압들을 결정하는 모드이다. 이하에서, 특성비 적용 모드라고 별도로 언급하지 않는 한, 혈압 추정부(152)는 혈압 계산 모드에 따라 동작하는 것으로 설명하도록 하겠다.
다시 도 1을 참고하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 혈압 추정 장치(1)는 혈압을 측정하기 위한 모든 기기, 장치인 혈압 측정기기(blood pressure instrument, blood pressure meter), 및 혈압계(hemadynamometer)를 모두 포함한다.
혈압(blood pressure)은 심장에서 보내진 혈액이 혈관 속을 흐르고 있을 때 혈관벽에 미치는 압력을 의미하고, 혈관의 이름에 따라 동맥 혈압, 모세관 혈압, 정맥 혈압 등으로 구별된다. 동맥 혈압은 심장박동에 의하여 변동한다. 또한, 혈압은 심실이 수축하여 혈액이 동맥 속으로 밀려나갔을 때의 수축기 혈압 및 심실이 확장하여 혈액이 밀려나가지 않을 때에도 동맥벽에 탄력이 있어 혈액을 압박하고 있을 때의 이완기 혈압을 모두 포함한다.
맥파(sphygmus wave)는 맥박(sphygmus)이 말초 신경까지 전해지면서 이루는 파동이다. 맥박은 심장이 박동할 때마다 동맥을 따라 밀어내는 혈액의 흐름으로 인하여 동맥이 팽창과 이완을 되풀이하는 것을 의미한다. 즉, 심장이 수축할 때마다 심장으로부터 대동맥을 통하여 전신에 혈액이 공급되고, 대동맥에 압력의 변동이 발생한다. 이러한 압력의 변동은 손과 발의 말초 소동맥까지 전달되고, 맥파란 이러한 압력의 변화가 파동 형태로 나타난 것이다.
일반적으로 혈압은 직접법/간접법, 침습적/비침습적(invasive/noninvasive), 구속적/무구속적(intrusive/non-intrusive)방법 등을 사용하여 측정할 수 있다. 이 중에서 간접법은 압박대(cuff)를 감고 공기를 넣어 압박하여 상완동맥 또는 요골동맥의 혈류가 멎는 때의 압력을 측정한다. 그리고, 비침습적(noninvasive) 방법은 혈관 외부에서 혈압을 측정한다. 구속적(intrusive) 방법은 압박대(cuff)를 사용하는 방법이고, 무구속적(noninvasive) 방법은 압박대를 사용하지 않고(cuffless) 혈압을 측정한다.
비침습적 방법에 대하여 좀 더 상세히 설명하면, 청진법(auscultatory method), 오실로메트릭 방법(oscillometry method), 토노미터(tonometer), 맥파전달시간(PTT, Pulse Transit Time)을 이용하여 측정하는 방법 등이 있다.
오실로메트릭(oscillometric) 방법과 토노미터(tonometer) 방법은 디지털화된 혈압 측정 장치에 적용된다. 오실로메트릭 방법은 동맥의 혈류가 차단되도록 신체 부위를 충분히 가압한 상태에서 발생하는 맥파를 감지하여 수축기 혈압과 이완기 혈압을 측정한다. 즉, 혈압을 측정하고자 하는 신체 부위에 가압을 해 주면서 맥파(sphygmus wave)의 크기 및 맥파의 형태 변화 등을 이용하여 혈압을 측정한다. 이 때, 맥파의 진폭이 최대인 순간과 비교하여 일정 수준인 때의 가해준 압력을 수축기 혈압과 이완기 혈압으로 추정한다.
일정 수준을 구하기 위하여 통계적인 특성비(characteristic ratio)를 이용할 수 있다. 통계적인 특성비는 임의로 선정된 피검자들의 신체를 가압함에 따라 얻어지는 맥파를 통계적으로 분석함으로써 구해진다. 즉, 피검자들의 맥파의 진폭이 최대인 지점의 크기가 '1'이 되도록 정규화(normalized)하고, 이 때의 피검자들의 수축기 혈압의 평균치를 측정하여 수축기 특성비를 얻고, 이완기 혈압의 평균치를 측정하여 이완기 특성비를 얻는다. 이러한 통계적인 특성비를 이용하여 맥파의 진폭이 최대인 순간의 압력만으로도 수축기 혈압과 이완기 혈압을 측정할 수 있다. 다만, 통계적인 방법을 이용하므로 오차를 수반할 수 있고, 연속적으로 혈압을 측정할 수 없다.
혈압 측정 장치의 종류로는 가압 부위에 따라 손목형 혈압계, 손가락형 혈압 계 등이 있다. 이하에서는 본 실시예에 따른 혈압 추정 장치(1)는 피검 부위를 손목으로 하는 손목형 혈압계를 예로 들어 설명할 것이나, 손가락형 혈압계 등의 다른 종류의 혈압계에서도 용이하게 이하의 방법을 구현할 수 있음을 본 실시예가 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이해할 수 있다.
가압부(11)는 사용자의 맥파를 감지하기 위하여 사용자의 손목 부위를 가압한다. 가압부(11)는 액추에이터(12)로부터 전송된 신호에 따라 압력을 발생시킨다. 즉, 액추에이터(12)에서 일정한 크기의 신호나 진동하는 신호가 전송되면, 이에 따라 가압부(11)는 압력을 발생시킨다. 이하에서, 일정한 크기의 압력 또는 진동하는 압력 등은 일정한 크기의 신호 또는 진동하는 신호에 의해 발생된 압력을 의미한다. 여기서, 진동하는 신호는 일정한 주파수로 진동하고, 일정한 주파수는 일반적으로 고주파를 의미한다.
사용자가 특성비 적용모드를 선택하면, 가압부(11)는 일정하게 증가하는 연속적인 압력으로 사용자의 손목 부위를 가압한다. 또는 짧은 시간동안의 일정한 압력들이 계단식으로 증가하는 이산적인 압력으로 사용자의 손목 부위를 가압한다.
가압 방법은 커프(cuff)를 이용한 전체 가압법, 및 혈관의 일정 부분만을 가압하는 부분 가압법이 있다. 즉, 손목을 예를 들어 설명하면, 가압부(11)는 손목 부위 전체를 가압하거나 요골동맥(radial artery)이 지나가는 부위 등을 부분적으로 가압할 수 있다.
액추에이터(12)는 손목 부위가 가압부(11)에 의하여 가압되는 압력을 조절한다. 즉, 액추에이터(12)는 서로 다른 일정한 크기로 신호, 진동하는 서로 다른 크 기의 신호, 또는 일정하게 증가 또는 감소하는 신호를 가압부(11)로 전송하고, 가압부(11)는 액추에이터(12)로부터 전송된 신호에 의해 발생되는 압력에 의하여 사용자의 손목 부위를 가압한다. 여기서, 진동하는 신호는 일정한 주파수로 진동하고, 일정한 주파수는 일반적으로 고주파를 의미한다. 액추에이터(12)가 진동하는 신호를 전송하는 경우, 주파수는 센싱부(14)에서 맥파를 감지하는 동안 일정하게 유지되도록 설정된다.
그리고, 사용자가 특성비 적용모드를 선택하면, 액추에이터(12)는 일정하게 증가하는 연속적인 신호를 가압부(11)에 전송한다. 또는 짧은 시간동안의 일정한 신호들이 계단식으로 증가하는 이산적인 신호를 가압부(11)에 전송한다.
본 실시예에 따른 혈압 추정 장치(1)는 어느 하나의 가압 방법에 한정되지 않고, 모든 가압 방법에 적용이 가능하고, 또한 사용자는 사용 환경에 맞게 주파수를 용이하게 변경할 수 있음을 본 발명과 관련된 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이해할 수 있다.
진동 인가부(13)는 사용자의 손목 부위에 진동을 인가한다. 여기서, 진동하는 신호는 일정한 주파수로 진동하고, 일정한 주파수는 일반적으로 고주파를 의미한다. 주파수는 센싱부(14)에서 맥파를 감지하는 동안 일정하게 유지하도록 설정된다. 일반적으로 진동 인가부(13)는 가진기(exciter)를 사용한다. 가진기(exciter)의 종류에는 편심 모터(eccentric motor), 압전 필름(piezoelectric film), 스피커 등이 있다.
도 3a는 본 발명의 일 실시예에 따라 사용자의 손목 부위에 진동 인가 부(301)가 진동을 인가하고, 가압부(302)가 가압하는 것을 도시한 도면이다. 도 3a에서 요골동맥(303)의 혈류 방향을 고려하여 설명하면, 먼저 요골동맥(303)은 진동 인가부(301)에 의해 진동이 인가되어 진동하고, 이후에 진동하는 요골동맥(303)은 가압부(302)에 의해 가압된다.
일 실시예에 따라 보다 상세하게 설명하면, 진동 인가부(301)는 요골동맥(303)에 진동을 인가하고, 가압부(302)는 진동이 인가된 요골동맥(303)을 서로 다른 크기의 일정한 압력들로 가압한다. 이후에 진동 인가부(301)는 진동을 인가하는 것을 중단하지만, 가압부(302)는 계속하여 요골동맥(303)을 가압한다. 따라서, 처음에 요골동맥(303)은 인가된 진동과 가압된 압력 모두에 의해 영향을 받지만, 나중에 진동을 인가하는 것을 중단한 이후부터 요골동맥(303)은 가압된 압력에 의해서만 영향을 받는다. 이는 요골동맥(303)의 맥파에 그대로 반영되고, 피부에 접촉된 센서(304)는 이 맥파를 감지한다.
다른 일 실시예에 따라 보다 상세하게 설명하면, 진동 인가부(301)는 요골동맥(303)에 진동을 인가하고, 가압부(302)는 진동이 인가된 요골동맥(303)을 서로 다른 크기의 일정한 압력들로 가압한다. 따라서, 요골동맥(303)은 인가된 진동과 가압된 압력 모두에 의해 영향을 받는다. 이는 요골동맥(303)의 맥파에 그대로 반영되고, 피부에 접촉된 센서(304)는 이 맥파를 감지한다. 위의 실시예와의 차이점은 위의 실시예에서 진동 인가부(301)는 진동을 인가하는 것을 중단하고 가압부(302)는 계속 가압하여 가압된 압력에 의해서만 영향을 받는 맥파를 추가적으로 감지한다는 점에서 차이가 있다.
도 3b는 본 발명의 일 실시예에 따라 가압부(311)가 사용자의 손목 부위를 가압하는 것을 도시한 도면이다. 도 3b을 참고하면, 도 3a와는 달리 진동 인가부(301)가 없으므로 요골동맥(312)은 가압부(311)에 의해서만 가압된다. 가압부(311)로만 가압하는 이유는 진동 인가부(301)가 없더라도 가압부(311)는 진동하는 서로 다른 크기의 압력들로 가압하므로, 요골동맥(312)에 진동 성분과 압력 성분을 같이 인가할 수 있기 때문이다.
보다 상세하게 일 실시예를 설명하면, 가압부(311)는 요골동맥(312)을 진동하는 서로 다른 크기의 압력들로 가압하고, 이후에 가압부(311)는 일정한 크기의 압력으로 가압한다. 따라서, 처음에 요골동맥(312)은 진동하는 압력에 의해 영향을 받지만, 나중에 일정한 크기의 압력으로 가압한 이후부터 요골동맥(312)은 진동하지 않는 압력에 의해 영향을 받는다. 이는 요골동맥(312)의 맥파에 그대로 반영되고, 피부에 접촉된 센서(313)는 이 맥파를 감지한다.
보다 상세하게 다른 일 실시예를 설명하면, 가압부(311)는 요골동맥(312)을 진동하는 서로 다른 크기의 압력들로 가압한다. 따라서, 요골동맥(312)은 진동하는 압력 성분에 의해서만 영향을 받는다. 이는 요골동맥(312)의 맥파에 그대로 반영되고, 피부에 접촉된 센서(313)는 이 맥파를 감지한다.
제어부(153)는 사용자의 손목 부위를 가압하는 것과 사용자의 손목 부위에 진동을 인가하는 것을 제어한다. 즉, 제어부(153)는 액추에이터(12) 및 진동 인가부(13)를 제어하여 사용자의 손목 부위를 어떠한 압력으로 가압할 것인지와 어떠한 주파수의 진동을 인가할 것인지를 제어한다. 또한, 제어부(153)는 사용자의 손목 부위를 가압만 하도록 하거나 또는 사용자의 손목 부위를 가압과 동시에 진동을 인가하도록 제어한다.
보다 상세하게 본 실시예들을 설명하면, 일 실시예에 따라 제어부(153)는 진동 인가부(13)가 사용자의 손목 부위에 진동을 인가하고 가압부(11)가 서로 다른 크기의 일정한 압력들로 사용자의 손목 부위를 가압하도록 제어하고, 이와 같이 제어한 이후에 제어부(153)는 가압부(11)가 일정한 크기의 압력으로 사용자의 손목 부위를 가압하도록 제어한다. 다른 일 실시예에 따르면, 제어부(153)는 진동 인가부(13)가 사용자의 손목 부위에 진동을 인가하고 가압부(11)가 서로 다른 크기의 일정한 압력들로 사용자의 손목 부위를 가압하도록 제어한다.
또 다른 일 실시예에 따르면, 제어부(153)는 가압부(11)가 진동하는 서로 다른 크기의 압력들로 사용자의 손목 부위를 가압하도록 제어하고, 이와 같이 제어한 이후에 제어부(153)는 가압부(11)가 일정한 크기의 압력으로 사용자의 손목 부위를 가압하도록 제어한다. 그리고, 또 다른 일 실시예에 따르면 제어부(153)는 가압부(11)가 진동하는 서로 다른 크기의 압력들로 사용자의 손목 부위를 가압하도록 제어한다.
그리고, 제어부(153)는 액추에이터(12)가 어떠한 크기 또는 주파수를 가진 신호를 가압부(11)에 전송하여 가압부(11)가 어떠한 압력으로 사용자의 피검 부위를 가압할 것인지 및 진동 인가부(13)가 사용자의 피검 부위에 어떠한 주파수의 진동을 인가할 것인지를 제어한다.
다시 도 3a 및 도 3b를 참고하면, 제어부(153)는 진동 인가부(301) 및 액추 에이터를 제어하여 인가되는 진동과 가압되는 압력을 제어한다. 또는, 제어부(153)는 액추에이터를 제어하여 가압되는 압력을 제어한다.
센싱부(14)는 사용자 신체의 피검 부위에 진동이 인가된 상태에서 피검 부위의 맥파를 감지한다. 여기서, 피검 부위는 손목 부위를 포함하는 혈압 측정이 가능한 신체의 일부분에 해당한다. 또한, 인가된 진동은 진동 인가부(13)에 의해 인가된 진동이거나 또는 가압부(11)에 의해 가압된 진동하는 압력을 의미한다. 센싱부(14)에서 감지된 맥파는 동적인 압력 성분 및 정적인 압력 성분을 포함한다. 또한, 센싱부(14)에서 감지된 맥파는 인가된 진동의 영향이 반영된 맥파이다. 즉, 감지된 맥파에는 고주파의 진동 성분들이 포함되어 있다.
센싱부(14)는 이와 같이 감지된 맥파를 전기 신호로 변환하여 필터링부(151) 및 혈압 추정부(152)로 전송한다. 사용자가 특성비 적용 모드를 선택한다면, 센싱부(14)는 감지된 맥파를 필터링부(151)로 전송한다. 여기서 전기 신호는 전류, 전압 등을 포함하는데, 이하에서는 맥파가 전기 신호들 중 전압으로 변환되는 것을 예로 들어 설명하도록 하겠다. 센싱부(11)는 적어도 하나 이상의 센서를 이용하여 손목의 맥파를 감지한다. 본 실시예에서 센서는 압저항형(piezoresistive) 압력센서 또는 정전용량형(capacitive) 압력센서 등의 압력센서가 일반적이나, 이에 한정되지 않고, 손목 내부의 압력의 변화에 해당하는 맥파를 감지하여 전기 신호로 변환하는 모든 장치를 포함함을 알 수 있다.
이어서, 감지된 맥파를 전압으로 변환하는 것에 대하여 보다 상세하게 설명하면, 요골동맥 내부에서 혈압이 압력원으로써 주변으로 압력을 전달한다. 전달된 압력의 변화는 센싱부(14)로부터 감지된 맥파에 해당한다. 요골동맥의 바로 위의 국소 표면에서의 압력은 요골동맥 내부의 실제 혈압과 선형 관계가 있다. 왜냐하면, 일반적으로 실제 혈압이 국소 표면으로 그대로 반영되지 않고, 어느 정도 감쇄가 되어 국소 표면에 반영되기 때문이다. 그러므로, 국소 표면에서의 압력을 알 수 있다면, 선형 관계를 이용하여 실제 혈압을 추정할 수 있다. 이 경우, 선형 관계는 수학식 1과 같이 나타낼 수 있다. 즉, 센싱부(14)에서 감지된 맥파의 변화는 요골동맥 내부의 실제 혈압의 영향을 받아 국소 표면에서 나타난 압력의 변화를 의미하므로, 감지된 맥파에 기초하여 피검 부위인 손목 부위의 혈압을 추정할 수 있다.
Figure 112009031969089-pat00001
수학식 1에서 PS는 국소 표면에서의 압력을 의미하는데, 이는 센싱부(14)로부터 감지된 맥파의 압력 값에 해당한다. BP는 요골동맥 내부의 실제 혈압으로 추정되는 혈압을 의미한다. m과 n은 PS와 BP의 선형 관계를 만족시켜 주는 계수들을 의미한다. m과 n은 요골동맥이 있는 손목 부위를 가압해 주는 조건에 따라서 변하므로, m과 n이 결정되어야 혈압을 추정할 수 있다.
추정된 혈압(BP)은 위의 압력(PS)과 선형 관계가 있고, 이 압력(PS)은 감지된 맥파의 압력 값이 전압으로 변환된 전압 값과 선형 관계가 있다. 이 선형 관계는 수학식 2를 참조할 수 있다.
Figure 112009031969089-pat00002
수학식 2에서 V는 센싱부(14)에서 변환된 전압을 의미하고, PS는 위에서 설명한 바와 같이 국소 표면에서의 압력이다. a는 압력센서의 민감도(sensitivity)이고, b는 압력센서의 입력이 0일 때의 바이어스(zero input bias)이다. 이 중에서, a와 b는 압력센서에서 일정한 압력에 대하여 일정한 전압을 전송하기 위한 상수(constant)들로써, 이 상수들은 압력센서의 교정(calibration) 과정에서 이미 정해진 값들에 해당한다.
수학식 1과 수학식 2를 하나의 수학식으로 정리하면, 추정된 혈압(BP)과 센싱부(14)에서 변환된 전압과의 관계를 알 수 있다. 이는 수학식 3으로 정리할 수 있다.
Figure 112009031969089-pat00003
전압(V)과 추정된 혈압(BP)과의 관계를 정의한 수학식 3을 다시 정리하면, 수학식 4와 같이 표현할 수 있다.
Figure 112009031969089-pat00004
수학식 4는 수학식 3의 계수들을 정리함으로써 추정된 혈압(BP)과 전압(V)의 관계를 간단하게 나타내었다. 수학식 4에서 α와 β는 수학식 1 내지 수학식 3에서 사용된 계수들에 기초하여 새롭게 정의된 계수들이다. 수학식 1 내지 수학식 3에 사용된 계수들 중에서 a와 b는 이미 알고 있는 정해진 값이지만, m과 n은 손목 부위에 가해준 압력에 따라 변하는 값이므로, α와 β도 마찬가지로 가해준 압력에 따라 변하는 값이다. 수학식 4를 참고하면, α, β 및 전압(V)을 알 수 있다면, 추정된 혈압(BP)을 알 수 있다. 즉, 감지된 맥파에서 서로 다른 두 시점들에서의 혈압들을 알 수 있다면, 수축기 혈압 및 이완기 혈압을 포함한 나머지 다른 시점들에서의 혈압들을 알 수 있다.
수학식 1 내지 수학식 4에서 살펴본 바와 같이, 센싱부(14)는 감지된 맥파의 변화를 전압의 변화로 변환한다. 센싱부(14)는 변환된 전압들을 필터링부(151) 및 혈압 추정부(152) 중 적어도 하나에 전송한다. 즉, 본 실시예에 따르면, 감지된 맥파의 변화 파형은 전압의 변화 파형으로 변환되어 나타난다. 이하에서 맥파는 시간에 따른 전압 변화의 파형인 것으로 설명하도록 하겠으나, 본 실시예들은 이에 한정되지 않는다.
도 4a 내지 도 4d는 본 발명의 실시예들에 따라 센싱부(14)에서 감지된 맥파들을 도시한 도면이다. 도 4a 내지 도 4d는 서로 다른 본 실시예들이다. 도 4a 내지 도 4d를 참고하면, 감지된 맥파는 시간에 따른 전압 변화의 파형으로 도시되었다. 본 실시예들에 따라 도 4a 및 도 4b는 진동 인가부(13)에 의해 인가된 진동 및 가압부(11)에 의해 가압된 압력에 의해 영향을 받은 맥파를 도시하였고, 도 4c 및 도 4d는 가압부(11)에 의해 가압된 진동하는 압력에 의해 영향을 받은 맥파를 도시 하였다. 도 4a 내지 도 4d에서 위에 도시된 도면은 시간(t)에 따른 액추에이터(12)로부터 전송된 신호의 변화를 도시한 도면이고, 아래에 도시된 도면은 시간(t)에 따른 감지된 맥파의 변화가 전압(Vout)의 변화로 도시된 도면이다. 가압부(11)로부터 가압되는 압력은 액추에이터(12)로부터 전송된 신호에 따라 발생된다.
도 4a를 참고하면, 처음에 진동 인가부(13)는 사용자의 손목 부위에 진동을 인가하고, 가압부(11)는 사용자의 손목 부위를 가압한다(401). 이후에, 진동 인가부(13)는 진동을 인가하는 것을 중단하고 가압부(11)만이 사용자의 손목 부위를 가압한다(402). 즉, 진동 인가부(13) 및 가압부(11)는 Δt1(403) 및 Δt2(404)의 시간 동안 진동을 인가하고 서로 다른 크기의 일정한 압력들로 가압한다. 이후에 가압부(11)는 Δt3(405)의 시간 동안 일정한 크기의 압력으로 가압한다. Δt1(403)의 시간 동안 감지된 맥파(406)와 Δt2(404)의 시간 동안 감지된 맥파(407)는 가압된 일정한 크기의 압력에 따른 맥파와 인가된 진동에 따른 진동 성분이 같이 나타나 있다. 그러나, Δt3(405)의 시간 동안 감지된 맥파(408)는 진동이 인가되지 않으므로, 가압된 일정한 크기의 압력에 따른 맥파가 나타나 있다.
도 4b를 참고하면, 진동 인가부(13)는 사용자의 손목 부위에 진동을 인가하고, 가압부(11)는 사용자의 손목 부위를 가압한다(411). 즉, 진동 인가부(13) 및 가압부(11)는 Δt1(412) 및 Δt2(413)의 시간 동안 진동을 인가하고 서로 다른 크기의 일정한 압력들로 사용자의 손목 부위를 가압한다. Δt1(412)의 시간 동안 감지된 맥파(414)와 Δt2(413)의 시간 동안 감지된 맥파(415)는 가압된 일정한 크기의 압력에 따른 맥파와 인가된 진동에 따른 진동 성분이 같이 나타나 있다.
도 4c를 참고하면, 처음에 가압부(11)는 사용자의 손목 부위를 진동하는 서로 다른 크기의 압력들로 가압한다. 이후에, 가압부(11)는 사용자의 손목 부위를 일정한 크기의 압력으로 가압한다. 즉, 가압부(11)는 Δt1(421) 및 Δt2(422)의 시간 동안 진동하는 서로 다른 크기의 압력들로 가압하고, 이후에 가압부(11)는 Δt3(423)의 시간 동안 일정한 크기의 압력으로 가압한다. Δt1(421)의 시간 동안 감지된 맥파(424)와 Δt2(422)의 시간 동안 감지된 맥파(425)는 가압된 압력에 따른 맥파와 가압된 진동하는 압력에 따른 진동 성분이 같이 나타나 있다. 그러나, Δt3(423)의 시간 동안 감지된 맥파(426)는 가압된 일정한 크기의 압력에 따른 맥파가 나타나 있다.
도 4d를 참고하면, 가압부(11)는 사용자의 손목 부위를 진동하는 서로 다른 크기의 압력들로 가압한다. 즉, 가압부(11)는 Δt1(431) 및 Δt2(432)의 시간 동안 진동하는 서로 다른 크기의 압력들로 사용자의 손목 부위를 가압한다. Δt1(431)의 시간 동안 감지된 맥파(433)와 Δt2(432)의 시간 동안 감지된 맥파(434)는 가압된 압력에 따른 맥파와 가압된 진동하는 압력에 따른 진동 성분이 같이 나타나 있다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 필터링부(151)의 상세 구성도이다. 도 5를 참고하면, 필터링부(151)는 제 1 필터링부(1511) 및 제 2 필터링부(1512)로 구 성된다.
보다 상세하게 설명하면, 제 1 필터링부(1511)는 센싱부(14)에서 감지된 맥파로부터 인가된 진동의 주파수 대역의 주파수를 갖는 고대역 신호를 추출함으로써 필터링한다. 여기서, 제 1 필터링부(1511)는 일반적인 고역필터(high pass filter, HPF)에 해당한다. 고역필터(HPF)의 경계 주파수(cutoff frequency)는 맥파의 주기와 인가된 진동의 주파수 사이의 주파수로 설정된다. 요골동맥은 진동 인가부(13) 또는 가압부(11)에 의해 인가된 진동에 의해 영향을 받기 때문에, 센싱부(14)에서 감지된 맥파에는 고주파의 진동 성분이 포함되어 있다. 고대역 신호는 이러한 고주파의 진동 성분을 의미한다. 제 1 필터링부(1511)는 추출된 고대역 신호를 시간차 계산부(1520)로 전송한다.
제 2 필터링부(1512)는 센싱부(14)에서 감지된 맥파로부터 인가된 진동의 주파수 미만의 주파수를 갖는 저대역 신호를 추출함으로써 필터링한다. 여기서, 제 2 필터링부(1512)는 일반적인 저역필터(low pass filter, LPF)에 해당한다. 저역필터(LPF)의 경계 주파수(cutoff frequency)는 인가된 진동의 주파수 미만의 주파수로 설정된다. 앞서 설명한 바와 같이 감지된 맥파에는 고주파의 진동 성분이 포함되어 있으므로, 고주파의 진동 성분이 제거된 요골동맥 원래의 맥파를 얻기 위해서는 인가된 진동의 주파수 미만의 경계 주파수를 갖는 저대역 신호를 추출하여 얻을 수 있다. 그러므로, 저대역 신호는 진동에 의해 영향을 받기 전의 요골동맥 본래의 맥파를 의미한다. 제 2 필터링부(1512)는 추출된 저대역 신호를 시간 차 계산부(1520), 전압 결정부(1521) 및 혈압 계산부(1522) 중 적어도 하나에 전송한다. 고역필터(HPF) 및 저역필터(LPF)는 본 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 자명하므로 자세한 설명은 생략하도록 하겠다.
사용자가 특성비 적용 모드를 선택한다면, 제 1 필터링부(1511) 및 제 2 필터링부(1512)는 혈압 계산 모드에서 적용된 경계 주파수(cutoff frequency)와 다른 경계 주파수로 고대역 신호 및 저대역 신호를 추출함으로써 맥파를 필터링한다. 특성비 적용 모드에서 제 1 필터링부(1511) 및 제 2 필터링부(1512)는 추출된 고대역 신호 및 저대역 신호를 특성비 계산부(1525) 및 혈압 결정부(1526)로 전송한다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 제 1 필터링부(1511)에서 추출된 고대역 신호를 도시한 도면이다. 도 6을 참고하면, Δt1의 시간 동안 추출된 고대역 신호(601)와 Δt2의 시간 동안 고대역 신호(602)가 시간에 따른 전압 변화의 파형으로 도시되어 있다. 여기서, Δt1은 도 4a 내지 도 4d에 도시된 Δt1(403, 412, 421, 및 431)을 나타내고, Δt2는 도 4a 내지 도 4d에 도시된 Δt2(404, 413, 422, 및 432)를 나타낸다. 각각의 고대역 신호(601 또는 602)를 살펴보면, 고대역 신호는 피크를 나타내는 시점들이 존재한다. 이 시점들은 경벽압(transmural pressure)이 0이 되는 시점들이다.
보다 상세하게 설명하면, 신체는 심장의 수축과 이완의 반복에 의해 혈액이 동맥으로 밀려나가게 되고, 이와 같은 심장의 반복적인 활동에 의해 동맥 내부의 압력이 증가하였다가 감소하는 것을 반복한다. 따라서, 동맥 내부의 압력의 변화에 따라 동맥은 수축하거나 팽창하고, 또한 압력의 변화에 따라 맥파가 발생한다. 여 기서, 요골동맥의 혈관벽에 작용하는 압력을 경벽압(transmural pressure)이라고 한다. 반복적으로 수축 또는 팽창하는 요골동맥에 일정한 크기의 압력으로 가압하면, 요골동맥은 가압된 압력에 의해 압박되어 찌그러지게 된다. 따라서, 경벽압(transmural pressure)이 증가한다. 그러나, 시간이 흐를수록 주기적으로 수축 또는 팽창을 반복하는 요골동맥은 외부에서 가압해 주는 압력과 요골동맥의 혈압이 균형을 이루게 되어 경벽압(transmural pressure)이 0이되는 시점이 존재하게 된다. 즉, 경벽압(transmural pressure)이 0이되는 시점은 혈압과 외부에서 가압된 압력이 동일한 시점이다.
본 실시예들에서는 요골동맥을 일정한 크기의 압력으로 가압하면서 진동을 인가해주거나 또는 진동하는 압력으로 요골동맥을 가압한다. 제 1 필터링부(1511)에서 추출된 고대역 신호(601 또는 602)가 피크를 나타내는 시점이 경벽압(transmural pressure)이 0이되는 시점에 해당하고, 이 때 가압된 압력은 혈압과 동일하다.
도 6을 참고하면, Δt1의 시간 동안 추출된 고대역 신호(601)에서 피크를 나타내는 시점들(603)과 Δt2의 시간 동안 추출된 고대역 신호(602)에서 피크를 나타내는 시점들(604)에서는 경벽압(transmural pressure)이 0이고, 가압된 압력과 요골동맥 내부의 혈압이 동일하다.
도 7a는 본 발명의 일 실시예에 따른 제 2 필터링부(1512)에서 추출된 저대역 신호를 도시한 도면이다. 도 7a를 참고하면, 왼쪽에 도시된 저대역 신호(701)는 진동 인가부(13)에서 진동이 인가되고 가압부(11)에서 서로 다른 크기의 일정한 압력들로 가압되는 시간(Δt1 및 Δt2) 동안 감지된 맥파를 이용하여 제 2 필터링부(1512)에서 추출된 저대역 신호이다. 오른쪽에 도시된 저대역 신호(702)는 가압부(11)에서 진동하는 서로 다른 크기의 압력들로 가압되는 시간(Δt1 및 Δt2) 동안 감지된 맥파를 이용하여 제 2 필터링부(1512)에서 추출된 저대역 신호이다.
도 7b는 본 발명의 일 실시예에 따른 특성비 적용 모드에 따라 제 1 필터링부(1511) 및 제 2 필터링부(1512)에서 추출된 고대역 신호 및 저대역 신호를 도시한 도면이다. 사용자가 특성비 적용 모드를 선택한다면, 가압부(11)는 일정하게 증가하는 연속적인 압력으로 사용자의 손목 부위를 가압한다. 또는 짧은 시간동안의 일정한 압력들이 계단식으로 증가하는 이산적인 압력으로 사용자의 손목 부위를 가압한다. 센싱부(14)는 이와 같이 가압된 상태에서 손목 부위의 맥파를 감지한다.
도 7b를 참고하면, 특성비 적용 모드에 따라 제 2 필터링부(1512)는 특성비 적용 모드에서 감지된 맥파를 저역 필터(LPF)에 통과시켜 저대역 신호(711)를 추출함으로써 필터링한다. 또한, 특성비 적용 모드에 따라 제 1 필터링부(1511)는 특성비 적용 모드에서 감지된 맥파를 고역 필터(LPF)에 통과시켜 고대역 신호(712)를 추출함으로써 필터링한다. 그러므로, 이와 같은 저대역 신호(711) 및 저대역 신호(712)는 일반적으로 특성비 적용 모드에서 나타날 수 있다.
다시 도 2를 참고하면, 시간 차 계산부(1520)는 감지된 맥파의 피크들에 해당하는 시점들과 필터링된 맥파의 피크들에 해당하는 시점들의 시간 차이를 계산한 다. 여기서 필터링된 맥파의 피크들은 제 1 필터링부(1511)에서 추출된 고대역 신호의 피크들에 해당하는 시점들이다. 추출된 고대역 신호의 피크를 나타내는 시점은 앞서 설명한 경벽압(transmural pressure)이 0이 되는 시점이다.
본 실시예들에 따라, 진동이 인가되고 일정한 크기의 압력으로 가압된 시간과 일정한 압력만으로 추가적으로 가압한 시간이 다른 경우에는 계산된 시간 차이를 정규화한다. 또한, 진동하는 압력으로 가압한 시간과 일정한 압력만으로 추가적으로 가압한 시간이 다른 경우에는 계산된 시간 차이를 정규화한다. 계산된 시간 차이는 전압 결정부(1521)로 전송한다. 만약, 계산된 시간 차이가 정규화 되었다면, 이를 전압 결정부(1521)로 전송한다.
도 8a 내지 도 8b는 본 발명의 실시예들에 따른 시간 차 계산부(1520)에서 시간 차이를 계산하는 예를 도시한 도면이다.
도 8a를 참고하면, Δt1의 시간 동안 진동 인가부(13)는 진동을 인가하고, 가압부(11)는 일정한 압력으로 손목 부위를 가압한다. 또한, Δt2의 시간 동안 진동 인가부(13)는 진동을 인가하고, 가압부(11)는 일정한 압력으로 손목 부위를 가압한다. Δt1의 시간 동안 센싱부(14)로부터 감지된 맥파(801)에서 피크를 나타내는 시점(803)과 제 1 필터링부(1511)에서 추출된 고대역 신호(802)에서 피크를 나타내는 시점(804)의 시간 차이(Δm1)를 계산한다. 그리고, Δt2의 시간 동안 센싱부(14)로부터 감지된 맥파(805)에서 피크를 나타내는 시점(807)과 제 1 필터링부(1511)에서 추출된 고대역 신호(806)에서 피크를 나타내는 시점(808)의 시간 차이(Δm2)를 계산한다.
만약, Δt1 및 Δt2의 시간 동안 감지된 맥파들의 한 주기들이 Δt3의 시간 동안 감지된 맥파의 한 주기와 동일하지 않은 경우에는 계산된 시간 차이들(Δm1 및 Δm2)을 그대로 이용할 수 없다. 왜냐하면, 맥파의 한 주기의 시간들이 다른 경우에는 맥파에서 피크를 나타내는 시점과 경벽압(transmural pressure)이 0이 되는 시점의 시간 차이들이 동일하지 않기 때문이다. 따라서, 시간 차 계산부(1520)는 Δt1의 시간 동안 감지된 맥파의 한 주기에 대한 Δt3의 시간 동안 감지된 맥파의 한 주기의 비율을 이용하여 새로운 시간 차이(Δmx)를 계산하고, Δt2의 시간 동안 감지된 맥파의 한 주기에 대한 Δt3의 시간 동안 감지된 맥파의 한 주기의 비율을 이용하여 새로운 시간 차이(Δmy)를 계산한다. 이와 같이 새로운 시간 차이를 계산할 경우에는 수학식 5를 이용할 수 있다.
Figure 112009031969089-pat00005
수학식 5를 참고하면, ΔT1, ΔT2 및 ΔT3는 각각 Δt1, Δt2 및 Δt3의 시간 동안 감지된 맥파들의 한 주기들을 의미한다. Δm1 및 Δm2는 각각 감지된 맥파들(801, 805)에서 피크들을 나타내는 시점들(803, 807)과 고대역 신호들(802, 806)에서 피크들을 나타내는 시점들(804, 808)의 시간 차이이다. 위의 수학식은 ΔT3의 주기를 갖는 맥파에서 시간 차이 Δm1에 대응되는 새로운 시간 차이 Δmx를 계산하기 위한 수학식이고, 아래의 수학식은 ΔT3의 주기를 갖는 맥파에서 시간 차이 Δm2에 대응되는 새로운 시간 차이 Δmy를 계산기 위한 수학식이다. 즉, Δmx 및 Δmy 각각은 ΔT3의 주기를 갖는 맥파에 대응되도록 Δm1 및 Δm2를 이용하여 계산된 새로운 시간 차이들이다.
도 8a의 고대역 신호들(802, 806)에는 두 개의 피크들을 나타내는 시점들이 존재한다. 앞서 설명한 실시예는 감지된 맥파의 피크보다 이전에 나타난 고대역 신호의 피크를 이용하였으나, 본 실시예는 이에 한정되지 않는다. 즉, 감지된 맥파의 피크보다 나중에 나타난 고대역 신호의 피크를 이용할 수도 있다.
도 8b를 참고하면, Δt1의 시간 동안 가압부(11)는 진동하는 압력으로 손목 부위를 가압한다. 또한, Δt2의 시간 동안 진동하는 다른 크기의 압력으로 손목 부위를 가압한다. Δt1의 시간 동안 센싱부(14)로부터 감지된 맥파(811)에서 피크를 나타내는 시점(813)과 제 1 필터링부(1511)에서 추출된 고대역 신호(812)에서 피크를 나타내는 시점(814)의 시간 차이(Δm1)를 계산한다. 그리고, Δt2의 시간 동안 센싱부(14)로부터 감지된 맥파(815)에서 피크를 나타내는 시점(817)과 위의 감지된 제 1 필터링부(1511)에서 추출된 고대역 신호(816)에서 피크를 나타내는 시점(818)의 시간 차이(Δm2)를 계산한다. 만약, Δt1 및 Δt2의 시간 동안 감지된 맥파들의 한 주기들이 Δt3의 시간 동안 감지된 맥파의 한 주기와 동일하지 않은 경우에는 수학식 5를 이용하여 새로운 시간 차이들(Δmx 및 Δmy)을 계산한다.
도 8a와 마찬가지로, 도 8b의 고대역 신호들(812, 816)에도 두 개의 피크들을 나타내는 시점들이 존재한다. 앞서 설명한 실시예는 감지된 맥파의 피크보다 이전에 나타난 고대역 신호의 피크를 이용하였으나, 본 실시예는 이에 한정되지 않는다. 즉, 감지된 맥파의 피크보다 나중에 나타난 고대역 신호의 피크를 이용할 수도 있다.
다시 도 2를 참고하면, 혈압 추정부(152)는 전압 결정부(1521) 및 혈압 계산부(1522)로 구성된다. 혈압 추정부(152)는 감지된 맥파의 피크들에 해당하는 시점 들과 필터링된 맥파의 피크들에 해당하는 시점들의 시간 차이들에 기초하여 피검 부위의 혈압들을 추정한다. 여기서 필터링된 맥파의 피크들은 제 1 필터링부(1511)에서 추출된 고대역 신호의 피크들에 해당하는 시점들이다. 혈압 추정부(152)는 추정된 혈압들을 사용자 인터페이스부(17)로 전송하고, 사용자 인터페이스부(17)는 전송된 혈압들을 사용자에게 출력한다. 본 실시예에 따르면, 혈압 추정부(152)에서 추정된 혈압들 중 최대 크기를 갖는 혈압을 수축기 혈압(systolic BP), 최소 크기를 갖는 혈압을 이완기 혈압(diastolic BP)로 추정할 수 있다. 또한, 이에 한정되지 않고 추정된 혈압들을 이용하여 평균 혈압(mean BP) 등의 다른 혈압들도 용이하게 추정할 수 있다는 것을 본 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이해할 수 있다.
전압 결정부(1521)는 일 실시예에 따라 시간 차이들을 이용하여 진동이 인가되는 것이 중단되도록 제어된 상태에서 감지된 맥파에 대응하는 전압들 중 일부 전압들을 결정한다. 여기서, 진동이 인가되는 것이 중단되도록 제어된 상태란 진동 인가부(13)가 진동을 인가하는 것을 중단하고, 가압부(11)만이 일정한 크기의 압력으로 가압하고 있는 상태를 의미한다. 전압 결정부(1521)는 다른 일 실시예에 따라 시간 차이들을 이용하여 일정한 크기의 압력으로 가압하도록 제어된 상태에서 감지된 맥파에 대응하는 전압들 중 일부 전압들을 결정한다. 여기서, 일정한 크기의 압력으로 가압하도록 제어된 상태란 가압부(11)가 진동하는 압력으로 가압한 이후에 일정한 크기의 압력으로 가압하고 있는 상태를 의미한다. 전압 결정부(1521)는 또 다른 일 실시예에 따라 시간 차이들을 이용하여 추출된 저대역 신호에 대응하는 전 압들 중 일부 전압들을 결정한다. 여기서, 추출된 저대역 신호는 제 2 필터링부(1512)에서 추출된 저대역 신호를 의미한다. 전압 결정부(1521)는 결정된 전압들을 혈압 계산부(1522)로 전송한다.
보다 상세하게 전압 결정부(1521)에서 전압을 결정하는 것을 설명하면, 전압 결정부(1521)는 센싱부(14)에서 감지된 맥파 또는 제 2 필터링부(1512)에서 추출된 저대역 신호와 시간 차 계산부(1520)에서 계산된 시간 차이를 이용하여 전압을 결정한다. 여기서, 센싱부(14)에서 감지된 맥파는 진동이 인가되지 않고 일정한 크기의 압력으로만 가압된 상태에서 감지된 맥파를 의미한다. 즉, 도 8a 및 도 8b를 참고하면, Δt3의 시간 동안 감지된 맥파를 의미한다.
전압 결정부(1521)는 감지된 맥파 또는 추출된 저대역 신호에서 피크를 나타내는 시점을 기준으로 시간 차 계산부(1520)에서 계산된 시간 차이만큼 차이가 나는 시점의 전압들을 결정한다. 만약, 시간 차이가 정규화 되었다면, 감지된 맥파 또는 추출된 저대역 신호가 나타난 시간을 정규화하고, 감지된 맥파 또는 추출된 저대역 신호의 피크를 나타내는 시점을 기준으로 정규화된 시간 차이만큼 차이가 나는 시점의 전압들을 결정한다. 전압 결정부(1521)에서 결정된 전압들은 제 1 필터링부(1511)에서 추출된 고대역 신호가 피크를 나타내는 시점들에 대응되는 시점들의 전압들이므로, 경벽압(transmural pressure)이 0이 되는 시점들의 전압들이라고 볼 수 있다. 따라서, 결정된 전압들에 해당하는 압력들은 요골동맥의 실제 혈압과 동일하다.
도 9a 내지 도 9d는 본 발명의 실시예들에 따른 전압 결정부(1521)에서 전압들을 결정하는 예를 도시한 도면이다. 도 9a 및 도 9b는 진동 인가부(13)에 의해 손목 부위에 진동을 인가하고 가압부(11)에 의해 손목 부위를 가압한 상태에서 감지된 맥파를 이용하여 전압을 결정하는 실시예들을 도시하였다. 도 9c 및 도 9d는 가압부(11)에 의해 진동하는 압력으로 손목 부위를 가압한 상태에서 감지된 맥파를 이용하여 전압을 결정하는 실시예들을 도시하였다. 도 9a 내지 도 9d에 도시된 도면들은 서로 다른 실시예들에 따른 도면들이다.
도 9a 및 도 9c를 참고하면, 앞서 설명한 바와 같이 시간 차 계산부(1520)는 Δt1의 시간 동안 감지된 맥파(901 또는 921) 및 고대역 신호(902 또는 922)의 피크들을 이용하여 시간 차이(Δm1)를 계산한다. 또한, 시간 차 계산부(1520)는 Δt2의 시간 동안 감지된 맥파(903 또는 923) 및 고대역 신호(904 또는 924)의 피크들을 이용하여 시간 차이(Δm2)를 계산한다. 만약, Δt1 및 Δt2의 시간 동안 감지된 맥파들의 한 주기들이 Δt3의 시간 동안 감지된 맥파의 한 주기와 동일하지 않은 경우에는 수학식 5를 이용하여 새로운 시간 차이들(Δmx 및 Δmy)을 계산한다.
이하에서는 Δt1, Δt2 및 Δt3의 시간 동안 감지된 맥파들의 한 주기들이 같은 경우에 전압을 결정하는 것을 설명하도록 하겠다. Δt3의 시간 동안에는 진동이 인가되지 않고 일정한 압력으로 손목 부위를 가압만 하였으므로, Δt3의 시간 동안 감지된 맥파에는 진동 성분이 포함되지 않는다.
고대역 신호(902 또는 922)가 피크를 나타내는 시점(tm1)에서 경벽압(transmural pressure)은 0이고, 이 때의 혈관 내부와 외부의 압력은 같다고 볼 수 있다. 따라서 미리 교정(calibration)된 센서의 출력 전압(Vm1)에 해당하는 압력(P1)은 고대역 신호(902 또는 922)가 피크를 나타내는 시점(tm1)에서의 실제 혈압이다. 마찬가지로, 고대역 신호(904 또는 924)가 피크를 나타내는 시점(tm2)에서 경벽압(transmural pressure)은 0이고, 이 때의 혈관 내부와 외부의 압력은 같다고 볼 수 있다. 따라서 미리 교정(calibration)된 센서의 출력 전압(Vm2)에 해당하는 압력(P2)은 고대역 신호(904 또는 924)가 피크를 나타내는 시점(tm2)에서의 실제 혈압이다.
전압 결정부(1521)는 Δt3의 시간 동안 감지된 맥파가 피크를 나타내는 시점(906 또는 926)에서 계산된 시간 차이들(Δm1, Δm2)만큼 떨어진 시점의 전압들(907, 908 또는 927, 928)을 결정한다. 즉, Δt3의 시간 동안 감지된 맥파가 피크를 나타내는 시점(906 또는 926)에서 시간 차이 Δm1 만큼 떨어진 시점(907 또는 927)의 전압 V1을 결정하고, 시간 차이 Δm2 만큼 떨어진 시점(908 또는 928)의 전압 V2를 결정한다. 이 시점들(907, 908 또는 927, 928)의 전압들(V1, V2)은 고대역 신호들(902 또는 922, 904 또는 924)이 피크들을 나타내는 시점들(tm1, tm2)에 해당 하는 압력들(P1, P2)에 대응되고, 이 전압들(V1, V2)은 실제 혈압들에 대응된다. 따라서, 이 시점(907, 908 또는 927, 928)의 전압들(V1, V2)을 이용하여 혈압 계산부(1522)에서는 사용자 손목 부위의 혈압을 계산한다.
다음으로, 이하에서는 Δt1, Δt2 및 Δt3의 시간 동안 감지된 맥파들의 한 주기들이 다른 경우에 전압을 결정하는 것을 설명하도록 하겠다. 이와 같은 경우에는 수학식 5를 이용하여 계산된 새로운 시간 차이들(Δmx 및 Δmy)을 이용하여 전압들을 결정한다. 즉, 전압 결정부(1521)는 Δt3의 시간 동안 감지된 맥파에서 Δmx에 해당하는 시점의 전압 V1을 결정하고, Δmy에 해당되는 시점의 전압 V2를 결정한다.
도 9b 및 도 9d를 참고하면, 도 9a 및 도 9b와는 달리 일정한 크기의 압력으로 추가적으로 가압하지 않는다. 따라서, 도 9a 및 도 9b와 같이 Δt3의 시간 동안 감지된 맥파에서 전압을 결정할 수 없다. 그러므로, 도 9b 및 도 9d에 도시된 실시예들에서는 Δt1 및 Δt2의 시간 동안 감지된 맥파(911 또는 931)를 이용하여 제 2 필터링부(1512)에서 추출된 저대역 신호(912 또는 932)를 이용한다. 시간 차 계산부(1520)는 Δt1 및 Δt2의 시간 동안 감지된 맥파(911 또는 931)에서 시간 차이들 Δm1 및 Δm2를 계산하고, 제 2 필터링부(1512)는 감지된 맥파(911 또는 931)를 저역 필터(LPF)를 통과시켜 저대역 신호(912 또는 932)를 추출한다. 전압 결정부(1521)는 시간 차이들 Δm1 및 Δm2와 추출된 저대역 신호(912 또는 932)를 이용 하여 시간 차이들 Δm1 및 Δm2에 해당되는 시점의 전압들(V1, V2)을 결정한다. 이와 같이 도 9b 및 도 9d에 따른 실시예들에서는 Δt1 및 Δt2의 시간 동안 감지된 맥파만을 이용하기 때문에 도 9a 및 도 9c에 따른 실시예들과 같이 새로운 시간 차이들(Δmx 및 Δmy)을 계산할 필요가 없다.
혈압 계산부(1522)는 전압 결정부(1521)에서 결정된 일부 전압들을 이용하여 혈압들을 계산한다. 먼저, 혈압 계산부(1522)는 수학식 4와 결정된 전압들을 이용하여 수학식 4의 α 및 β를 구한다. 이후에, 혈압 계산부(1522)는 수학식 4와 센싱부(14)에서 감지된 맥파 또는 제 2 필터링부(1512)에서 추출된 저대역 신호를 이용하여 혈압들을 계산한다. 혈압 추정부(152)는 계산된 혈압들을 사용자의 손목 부위의 혈압들로 추정한다.
보다 상세하게 설명하면, 앞서 설명한 바와 같이 전압 결정부(1521)에서 결정된 전압들은 경벽압(transmural pressure)이 0인 시점의 전압들이다. 그러므로, 결정된 전압들에 대응되는 압력들은 손목 부위의 실제 혈압들과 동일하다. 여기서, 결정된 전압들에 대응되는 압력들은 수학식 2를 이용하여 구할 수 있다.
수학식 4에서 α 및 β를 알 수 있다면, 센싱부(14)에서 감지된 맥파 또는 제 2 필터링부(1512)에서 추출된 저대역 신호에 대응하는 전압들을 이용하여 전압과 실제 혈압과의 관계를 알 수 있다. 따라서, 먼저 α 및 β를 구하기 위해서는 전압 결정부(1521)에서 결정된 전압들을 이용한다. 이 경우에 수학식 6을 이용할 수 있다.
Figure 112009031969089-pat00006
수학식 6을 참고하면, 위의 수학식은 수학식 4에 전압 결정부(1521)에서 결정된 전압 V1과 전압 V1에 대응되는 압력 P1을 대입하였다. 이와 같이 압력 P1을 수학식 4의 혈압 BP에 대입할 수 있는 이유는 전압 V1이 경벽압(transmural pressure)이 0인 시점에서 결정된 전압이기 때문이다. 마찬가지로 아래의 수학식은 수학식 4에 전압 결정부(1521)에서 결정된 전압 V2와 전압 V2에 대응되는 압력 P2를 대입하였다. 수학식 6에서 V1, V2, P1 및 P2를 모두 알고 있기 때문에, 수학식 6의 수학식들을 연립하면 α 및 β를 구할 수 있다.
수학식 6을 이용하여 α 및 β를 구한 경우, 혈압 계산부(1522)는 수학식 4를 이용하여 손목 부위의 실제 혈압들을 계산한다. 센싱부(14)에서 감지된 맥파 또는 제 2 필터링부(1512)에서 추출된 저대역 신호는 전압 신호이기 때문에, 감지된 맥파 또는 추출된 저대역 신호에 대응되는 전압들을 알 수 있다. 혈압 계산부(1522)는 감지된 맥파 또는 추출된 저대역 신호에 대응되는 각각의 전압들을 수학식 4에 대입한다. 수학식 4에서 α, β 및 전압(V)을 모두 알기 때문에, 혈압 계산부(1522)는 전압(V)에 따라 혈압(BP)들을 계산된다. 이와 같이 계산된 혈압들은 손목 부위의 실제 혈압들에 해당한다.
도 10은 본 발명의 일 실시예에 따른 혈압 추정부(152)에서 추정된 혈압들을 도시한 도면이다. 도 10을 참고하면, 추정된 혈압들(BP)은 시간(t)에 따른 혈압(BP)의 변화 파형으로 도시되었다. 혈압 추정부(152)에서 추정된 혈압들은 혈압 계산부(1522)에서 계산된 혈압들이다. 혈압 추정부(152)에서 추정된 혈압들 중에서 최대 크기를 갖는 혈압을 수축기 혈압(systolic BP, 1001), 최소 크기를 갖는 혈압을 이완기 혈압(diastolic BP, 1002)로 추정할 수 있다.
다시 도 2를 참고하면, 제 2 혈압 추정부(1524)는 특성비 계산부(1525) 및 혈압 결정부(1526)로 구성된다. 사용자가 특성비 적용 모드를 선택하면, 제 2 혈압 추정부(1524)는 특성비를 이용하여 혈압들을 추정한다. 추정된 혈압들은 사용자 인터페이스부(17)로 전송되고, 사용자 인터페이스부(17)는 전송된 혈압들을 사용자에게 출력한다. 이하에서 특성비 계산부(1525) 및 혈압 결정부(1526)는 특성비 적용 모드에 따라 동작한다.
특성비 계산부(1525)는 일정하게 증가 또는 감소하는 압력으로 가압한 상태에서 감지된 맥파 및 제 1 혈압 추정부(1521)에서 추정된 혈압들을 이용하여 사용자의 혈압 특성비(characteristic ratio)를 계산한다. 보다 상세하게 설명하면, 센싱부(14)에서 감지된 맥파가 필터링부(151)를 통과하여 추출된 고대역 신호 및 저대역 신호와 추정된 혈압들 중 수축기 혈압 및 이완기 혈압을 이용한다. 여기서, 수축기 혈압은 추정된 혈압들 중 최대 크기의 혈압이고, 이완기 혈압은 추정된 혈압들 중 최소 크기의 혈압이다. 이와 같은 방법으로 혈압 특성비(characteristic ratio)를 계산하는 것은 본 실시예가 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자 에게 자명하기에 자세한 설명은 생략하도록 하겠다.
특성비 계산부(1525)는 특성비 적용 모드에서도 동작하지만, 혈압 계산 모드에서도 동작한다. 즉, 혈압 계산 모드에 따라 제 1 혈압 추정부(1521)가 혈압들을 추정한 경우에는, 제 1 혈압 추정부(1521)는 특성비 계산부(1525)에 추정된 혈압들 중 최대 및 최소 크기의 혈압들을 전송하고, 특성비 계산부(1525)는 사용자의 혈압 특성비를 계산한다.
혈압 결정부(1526)는 일정하게 증가 또는 감소하는 압력으로 새롭게 가압한 상태에서 감지된 손목 부위의 맥파 및 계산된 혈압의 특성비를 이용하여 손목 부위의 혈압들을 결정한다. 즉, 사용자가 특성비 적용 모드를 선택하면, 미리 계산되어 저장된 사용자의 혈압 특성비와 센싱부(14)에서 새롭게 감지된 맥파를 이용하여 혈압을 결정한다. 혈압을 결정하는 방법은 본 실시예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 자명한 오실로메트릭(oscillometric) 방법을 사용하여 혈압을 결정한다. 이와 같이 특성비 적용 모드에 따라 혈압 결정부(1526)에서 결정된 혈압들은사용자의 실제 혈압에 기초한 특성비를 이용하여 결정되었기 때문에, 통계적으로 구한 특성비보다 정확하다.
다시 도 1 을 참고하면, 스토리지(16)는 프로세서(15)에서 수행, 처리 또는 획득한 결과들을 모두 저장하고, 프로세서(15)는 스토리지(16)에 저장된 정보가 필요한 경우에는 저장된 정보를 독출한다. 예를 들면, 특성비 계산부(1525)가 특성비를 계산한 경우에는 스토리지(16)는 계산된 사용자의 혈압 특성비를 저장한다. 이후에 사용자가 특성비 적용 모드를 선택한 경우에는 저장된 혈압 특성비를 이용하 여 사용자의 혈압을 결정한다.
사용자 인터페이스부(17)는 사용자로부터 정보를 입력받거나, 또는 사용자에게 혈압 등의 정보를 출력한다. 여기서, 출력되는 혈압은 혈압 추정부(152)에서 추정된 혈압들이다. 사용자 인터페이스부(15)는 키보드, 마우스, 터치 화면, 음성 인식 등의 모든 정보 입력 장치 및 방법을 사용하여 사용자로부터 정보를 획득한다. 사용자는 원하는 모드를 사용자 인터페이스부(17)에 입력함으로써, 혈압 계산 모드를 이용할 것인지 또는 특성비 적용 모드를 이용할 것인지를 선택할 수 있다. 사용자 인터페이스부(17)는 사용자에게 정보를 보고하기 위하여 시각 정보를 표시하기 위한 장치(예를 들어, 디스플레이, LCD 화면, LED, 눈금 표시 장치 등), 청각 정보를 표시하기 위한 장치(예를 들어, 스피커 등) 등을 모두 포함한다.
도 11은 본 발명의 일 실시예에 따른 혈압 추정 방법의 흐름도이다. 도 11을 참고하면, 본 실시예에 따른 혈압 추정 방법은 도 1에 도시된 혈압 추정 장치(1)에서 시계열적으로 처리되는 단계들로 구성된다. 따라서, 이하 생략된 내용이라 하더라도 도 1에 도시된 혈압 추정 장치(1)에 관하여 이상에서 기술된 내용은 본 실시예에 따른 혈압 추정 방법에도 적용된다.
1101 단계에서 센싱부(14)는 사용자 신체의 피검 부위에 진동이 인가된 상태에서 상기 피검 부위의 맥파를 감지한다. 여기서, 피검 부위는 손목 부위를 포함하는 혈압 측정이 가능한 신체의 일부분에 해당한다. 또한, 인가된 진동은 진동 인가부(13)에 의해 인가된 진동이거나 또는 가압부(11)에 의해 가압된 진동하는 압력을 의미한다.
1102 단계에서 필터링부(151)는 센싱부(14)에서 감지된 맥파를 필터링한다.
1103 단계에서 혈압 추정부(152)는 감지된 맥파의 피크들에 해당하는 시점들과 필터링된 맥파의 피크들에 해당하는 시점들의 시간 차이들에 기초하여 피검 부위의 혈압들을 추정한다.
도 12는 본 발명의 일 실시예에 따른 혈압 계산 모드 또는 특성비 적용 모드에 따른 혈압 추정 방법의 흐름도이다. 도 12를 참고하면, 본 실시예에 따른 혈압 추정 방법은 도 1에 도시된 혈압 추정 장치(1)에서 시계열적으로 처리되는 단계들로 구성된다. 따라서, 이하 생략된 내용이라 하더라도 도 1에 도시된 혈압 추정 장치(1)에 관하여 이상에서 기술된 내용은 본 실시예에 따른 혈압 추정 방법에도 적용된다.
1201 단계에서 사용자는 원하는 모드를 사용자 인터페이스부(17)에 입력함으로써, 혈압 계산 모드를 이용할 것인지 또는 특성비 적용 모드를 이용할 것인지를 선택한다.
1202 단계에서 혈압 계산 모드에 따라 센싱부(14)는 사용자 신체의 피검 부위에 진동이 인가된 상태에서 상기 피검 부위의 맥파를 감지한다. 여기서, 피검 부위는 손목 부위를 포함하는 혈압 측정이 가능한 신체의 일부분에 해당한다. 또한, 인가된 진동은 진동 인가부(13)에 의해 인가된 진동이거나 또는 가압부(11)에 의해 가압된 진동하는 압력을 의미한다.
1203 단계에서 혈압 계산 모드에 따라 필터링부(151)는 센싱부(14)에서 감지된 맥파를 필터링한다.
1204 단계에서 혈압 계산 모드에 따라 제 1 혈압 추정부(1521)는 감지된 맥파의 피크들에 해당하는 시점들과 필터링된 맥파의 피크들에 해당하는 시점들의 시간 차이들에 기초하여 피검 부위의 혈압들을 추정한다.
1205 단계에서 특성비 적용 모드에 따라 센싱부(14)는 사용자 신체의 피검 부위를 일정하게 증가 또는 감소하는 압력으로 가압한 상태에서 상기 피검 부위의 맥파를 감지한다.
1206 단계에서 특성비 적용 모드에 따라 특성비 계산부(1525)는 일정하게 증가 또는 감소하는 압력으로 가압한 상태에서 감지된 맥파 및 제 1 혈압 추정부(1521)에서 추정된 혈압들을 이용하여 사용자의 혈압 특성비(characteristic ratio)를 계산한다.
1207 단계에서 특성비 적용 모드에 따라 혈압 결정부(1526)는 계산된 혈압 특성비를 이용하여 손목 부위의 혈압들을 결정한다.
1208 단계에서 특성비 적용 모드에 따라 제 2 혈압 추정부(1524)는 결정된 혈압들을 사용자에게 손목 부위의 혈압들로 추정한다.
1209 단계에서 사용자 인터페이스부(17)는 추정된 혈압들을 사용자에게 손목 부위의 혈압들로 출력한다.
도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 도 11의 1103 단계의 상세 흐름도이다. 도 13을 참고하면, 본 실시예에 따른 혈압 추정 방법은 도 1에 도시된 혈압 추정 장치(1)에서 시계열적으로 처리되는 단계들로 구성된다. 따라서, 이하 생략된 내용이라 하더라도 도 1에 도시된 혈압 추정 장치(1)에 관하여 이상에서 기술된 내용은 본 실시예에 따른 혈압 추정 방법에도 적용된다.
1301 단계에서 전압 결정부(1521)는 일 실시예에 따라 시간 차이들을 이용하여 진동이 인가되는 것이 중단되도록 제어된 상태에서 감지된 맥파에 대응하는 전압들 중 일부 전압들을 결정한다. 여기서, 진동이 인가되는 것이 중단되도록 제어된 상태란 진동 인가부(13)가 진동을 인가하는 것을 중단하고, 가압부(11)만이 일정한 크기의 압력으로 가압하고 있는 상태를 의미한다. 전압 결정부(1521)는 다른 일 실시예에 따라 시간 차이들을 이용하여 일정한 크기의 압력으로 가압하도록 제어된 상태에서 감지된 맥파에 대응하는 전압들 중 일부 전압들을 결정한다. 여기서, 일정한 크기의 압력으로 가압하도록 제어된 상태란 가압부(11)가 진동하는 압력으로 가압한 이후에 일정한 크기의 압력으로 가압하고 있는 상태를 의미한다. 전압 결정부(1521)는 또 다른 일 실시예에 따라 시간 차이들을 이용하여 추출된 저대역 신호에 대응하는 전압들 중 일부 전압들을 결정한다. 여기서, 추출된 저대역 신호는 제 2 필터링부(1512)에서 추출된 저대역 신호를 의미한다. 전압 결정부(1521)는 결정된 전압들을 혈압 계산부(1522)로 전송한다.
1302 단계에서 혈압 계산부(1522)는 전압 결정부(1521)에서 결정된 일부 전압들을 이용하여 혈압들을 계산한다. 먼저, 혈압 계산부(1522)는 수학식 4와 결정된 전압들을 이용하여 수학식 4의 α 및 β를 구한다. 이후에 혈압 계산부(1522)는 수학식 4와 센싱부(14)에서 감지된 맥파 또는 제 2 필터링부(1512)에서 추출된 저대역 신호를 이용하여 혈압들을 계산한다.
1303 단계에서 혈압 추정부(152)는 계산된 혈압들을 피검 부위의 혈압들로 추정한다.
한편, 상술한 본 발명의 실시예들은 컴퓨터에서 실행될 수 있는 프로그램으로 작성 가능하고, 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.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 혈압 추정 장치(1)의 구성도이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 혈압 추정부(152)의 상세 구성도이다.
도 3a는 본 발명의 일 실시예에 따라 사용자의 손목 부위에 진동 인가부(301)가 진동을 인가하고, 가압부(302)가 가압하는 것을 도시한 도면이다.
도 3b는 본 발명의 일 실시예에 따라 가압부(311)가 사용자의 손목 부위를 가압하는 것을 도시한 도면이다.
도 4a 내지 도 4d는 본 발명의 실시예들에 따라 센싱부(14)에서 감지된 맥파들을 도시한 도면이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 필터링부(151)의 상세 구성도이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 제 1 필터링부(1511)에서 추출된 고대역 신호를 도시한 도면이다.
도 7a는 본 발명의 일 실시예에 따른 제 2 필터링부(1512)에서 추출된 저대역 신호를 도시한 도면이다.
도 7b는 본 발명의 일 실시예에 따른 특성비 적용 모드에 따라 제 1 필터링부(1511) 및 제 2 필터링부(1512)에서 추출된 고대역 신호 및 저대역 신호를 도시한 도면이다.
도 8a 내지 도 8b는 본 발명의 실시예들에 따른 시간 차 계산부(1520)에서 시간 차이를 계산하는 예를 도시한 도면이다.
도 9a 내지 도 9d는 본 발명의 실시예들에 따른 전압 결정부(1521)에서 전압 들을 결정하는 예를 도시한 도면이다.
도 10은 본 발명의 일 실시예에 따른 혈압 추정부(152)에서 추정된 혈압들을 도시한 도면이다.
도 11은 본 발명의 일 실시예에 따른 혈압 추정 방법의 흐름도이다.
도 12는 본 발명의 일 실시예에 따른 혈압 계산 모드 또는 특성비 적용 모드에 따른 혈압 추정 방법의 흐름도이다.
도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 도 11의 1103 단계의 상세 흐름도이다.

Claims (20)

  1. 사용자 신체의 피검 부위에 진동이 인가된 상태에서 상기 피검 부위의 제 1 맥파를 감지하는 단계;
    상기 피검 부위에 상기 진동이 인가되는 것이 중단된 상태에서 상기 피검 부위의 제 2 맥파를 감지하는 단계;
    상기 감지된 제 1 맥파를 필터링하는 단계; 및
    상기 감지된 제 1 맥파의 피크들에 해당하는 시점들과 상기 필터링된 제 1 맥파의 피크들에 해당하는 시점들의 시간 차이들 및 상기 감지된 제 2 맥파에 기초하여 상기 피검 부위의 혈압들을 추정하는 단계를 포함하는 혈압 추정 방법.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 필터링하는 단계는 상기 감지된 제 1 맥파로부터 상기 진동의 주파수를 갖는 고대역 신호를 추출함으로써 필터링하고,
    상기 추정하는 단계는 상기 감지된 제 1 맥파의 피크들에 해당하는 시점들과 상기 추출된 고대역 신호의 피크들에 해당하는 시점들의 시간 차이들에 기초하여 상기 피검 부위의 혈압들을 추정하는 혈압 추정 방법.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 피검 부위에 진동을 인가하는 것 및 상기 피검 부위를 서로 다른 크기의 일정한 압력들로 가압하는 것을 각각 제어하는 단계를 더 포함하고,
    상기 제 1 맥파를 감지하는 단계는 상기 진동이 인가되고 상기 압력들로 가압되도록 제어된 상태에서 상기 피검 부위의 제 1 맥파를 감지하는 혈압 추정 방법.
  4. 삭제
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 추정하는 단계는
    상기 감지된 제 2 맥파에 대응하는 전압들 중에서, 상기 감지된 제 1 맥파에 대응하는 전압이 피크를 나타내는 시점을 기준으로 상기 시간 차이만큼 차이가 나는 시점의 일부 전압들을 결정하는 단계; 및
    상기 결정된 일부 전압들에 대응하는 혈압들을 피검 부위의 혈압들로 추정하는 단계;를 포함하는 혈압 추정 방법.
  6. 제 3 항에 있어서,
    상기 감지된 제 1 맥파로부터 상기 진동의 주파수 미만의 주파수를 갖는 저대역 신호를 추출함으로써 필터링하는 단계를 더 포함하고,
    상기 추정하는 단계는
    상기 추출된 저대역 신호에 대응하는 전압들 중에서, 상기 추출된 저대역 신호에 대응하는 전압이 피크를 나타내는 시점을 기준으로 상기 시간 차이만큼 차이가 나는 시점의 일부 전압들을 결정하는 단계; 및
    상기 결정된 일부 전압들에 대응하는 혈압들을 상기 피검 부위의 혈압들로 추정하는 단계;를 포함하는 혈압 추정 방법.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 피검 부위에 진동하는 서로 다른 크기의 압력들로 가압하거나 또는 일정한 크기의 압력으로 가압하도록 제어하는 단계를 더 포함하고,
    상기 제 1 맥파를 감지하는 단계는 상기 진동하는 서로 다른 크기의 압력들로 가압하도록 제어된 상태에서 상기 피검 부위의 제 1 맥파를 감지하는 혈압 추정 방법.
  8. 제 7 항에 있어서,
    상기 피검 부위에 상기 일정한 크기의 압력으로 가압하도록 제어된 상태에서 상기 피검 부위의 제 3 맥파를 감지하는 단계를 더 포함하고,
    상기 혈압들을 추정하는 단계는 상기 시간 차이들과 상기 감지된 제 3 맥파를 이용하여 상기 피검 부위의 혈압들을 추정하는 혈압 추정 방법.
  9. 제 8 항에 있어서,
    상기 추정하는 단계는
    상기 감지된 제 3 맥파에 대응하는 전압들 중에서, 상기 감지된 제 1 맥파가 피크를 나타내는 시점을 기준으로 상기 시간 차이만큼 차이가 나는 시점의 일부 전압들을 결정하는 단계; 및
    상기 결정된 일부 전압들에 대응하는 혈압들을 상기 피검 부위의 혈압들로 추정하는 단계;를 포함하는 혈압 추정 방법.
  10. 제 7 항에 있어서,
    상기 감지된 제 1 맥파로부터 상기 진동의 주파수 미만의 주파수를 갖는 저대역 신호를 추출함으로써 필터링하는 단계를 더 포함하고,
    상기 추정하는 단계는
    상기 추출된 저대역 신호에 대응하는 전압들 중에서, 상기 추출된 저대역 신호에 대응하는 전압이 피크를 나타내는 시점을 기준으로 상기 시간 차이만큼 차이가 나는 시점의 일부 전압들을 결정하는 단계; 및
    상기 결정된 일부 전압들에 대응하는 혈압들을 상기 피검 부위의 혈압들로 추정하는 단계;를 포함하는 혈압 추정 방법.
  11. 제 1 항에 있어서,
    상기 피검 부위를 일정하게 증가 또는 감소하는 압력으로 가압한 상태에서 상기 피검 부위의 제 4 맥파를 감지하는 단계를 더 포함하고,
    상기 추정하는 단계는
    상기 감지된 제 4 맥파 및 상기 추정된 혈압들을 이용하여 상기 사용자의 혈압 특성비를 계산하는 단계; 및
    상기 계산된 혈압 특성비를 이용하여 상기 피검 부위의 혈압들을 결정하는 단계를 더 포함하고,
    상기 결정된 혈압들을 상기 피검 부위의 혈압들로 추정하는 혈압 추정 방법.
  12. 제 1 항 내지 제 3 항 및 제 5 항 내지 제 11 항 중에 어느 한 항의 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체.
  13. 사용자 신체의 피검 부위에 진동이 인가된 상태에서 상기 피검 부위의 제 1 맥파를 감지하고, 상기 피검 부위에 상기 진동이 인가되는 것이 중단된 상태에서 상기 피검 부위의 제 2 맥파를 감지하는 센싱부;
    상기 감지된 제 1 맥파를 필터링하는 필터링부;
    상기 감지된 제 1 맥파의 피크들에 해당하는 시점들과 상기 필터링된 제 1 맥파의 피크들에 해당하는 시점들의 시간 차이들 및 상기 감지된 제 2 맥파에 기초하여 상기 피검 부위의 혈압들을 추정하는 혈압 추정부; 및
    상기 추정된 혈압들을 출력하는 사용자 인터페이스부를 포함하는 혈압 추정 장치.
  14. 제 13 항에 있어서,
    상기 필터링부는 상기 감지된 제 1 맥파로부터 상기 진동의 주파수를 갖는 고대역 신호를 추출함으로써 필터링하고,
    상기 혈압 추정부는 상기 감지된 제 1 맥파의 피크들에 해당하는 시점들과 상기 추출된 고대역 신호의 피크들에 해당하는 시점들의 시간 차이들에 기초하여 상기 피검 부위의 혈압들을 추정하는 혈압 추정 장치.
  15. 제 13 항에 있어서,
    상기 피검 부위에 진동을 인가하는 것 및 상기 피검 부위를 서로 다른 크기의 일정한 압력들로 가압하는 것을 각각 제어하는 제어부를 더 포함하고,
    상기 센싱부는 상기 진동이 인가되고 상기 압력들로 가압되도록 제어된 상태에서 상기 피검 부위의 제 1 맥파를 감지하는 혈압 추정 장치.
  16. 삭제
  17. 제 15 항에 있어서,
    상기 필터링부는 상기 감지된 제 1 맥파로부터 상기 진동의 주파수 미만의 주파수를 갖는 저대역 신호를 추출함으로써 필터링하고,
    상기 혈압 추정부는
    상기 추출된 저대역 신호에 대응하는 전압들 중에서, 상기 추출된 저대역 신호에 대응하는 전압이 피크를 나타내는 시점을 기준으로 상기 시간 차이만큼 차이가 나는 일부 전압들을 결정하고,
    상기 결정된 전압들에 대응하는 혈압들을 상기 피검 부위의 혈압들로 추정하는 혈압 추정 장치.
  18. 제 13 항에 있어서,
    상기 피검 부위에 진동하는 서로 다른 크기의 압력들로 가압하거나 또는 일정한 크기의 압력으로 가압하도록 제어하는 제어부를 더 포함하고,
    상기 센싱부는 상기 진동하는 서로 다른 크기의 압력들로 가압하도록 제어된 상태에서 상기 피검 부위의 제 1 맥파를 감지하는 혈압 추정 장치.
  19. 제 18 항에 있어서,
    상기 센싱부는 상기 피검 부위에 상기 일정한 크기의 압력으로 가압하도록 제어된 상태에서 상기 피검 부위의 제 3 맥파를 감지하고,
    상기 혈압 추정부는 상기 시간 차이들과 상기 감지된 제 3 맥파를 이용하여 상기 피검 부위의 혈압들을 추정하는 혈압 추정 장치.
  20. 제 15 항에 있어서,
    상기 필터링부는 상기 감지된 제 1 맥파로부터 상기 진동의 주파수 미만의 주파수를 갖는 저대역 신호를 추출함으로써 필터링하고,
    상기 혈압 추정부는
    상기 추출된 저대역 신호에 대응하는 전압들 중에서, 상기 추출된 저대역 신호에 대응하는 전압이 피크를 나타내는 시점을 기준으로 상기 시간 차이만큼 차이가 나는 시점의 일부 전압들을 결정하고,
    상기 결정된 전압들에 대응하는 혈압들을 상기 피검 부위의 혈압들로 추정하는 혈압 추정 장치.
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