KR101968375B1 - 바이오-임피던스 측정용 전극을 제어하기 위한 방법 및 바이오-임피던스 측정용 장치 - Google Patents

바이오-임피던스 측정용 전극을 제어하기 위한 방법 및 바이오-임피던스 측정용 장치 Download PDF

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Abstract

바이오-임피던스 측정 시스템의 전극을 위한 제어 회로로서, 바이오-임피던스 측정 시스템이 차폐 전류 투입 전극 및 측정 전류 투입 전극을 구비하여 구성되고, 제어 회로가: 적어도 하나의 차폐 전류 투입 전극에 대한 연결을 위한 전류 발생기와; 측정 전류 투입 전극 사이에서 측정 전위를 수립하도록 구성된 측정 신호 출력을 구비하여 구성되고, 제어 회로는 측정 전위가 차폐 전류로부터 초래되는 전위차의 측정에 의존하도록 구성된다. 제어 회로는 측정 전류 투입 전극 사이에서 전위차를 결정하도록 차폐 전류로부터 초래되는 전위의 값을 이용한다. 이러한 방식에서 측정 전류의 흐름은 차폐 전류 보다 더 작고 반드시 안전한 레벨에서 이루어질 수 있다.

Description

바이오-임피던스 측정용 전극을 제어하기 위한 방법 및 바이오-임피던스 측정용 장치{Method for Controlling Electrodes for Bio-impedance Measurements and Apparatus for Bio-impedance Measurements}
본 발명은 바이오-임피던스 측정 장치의 전극을 제어하기 위한 방법과 바이오-임피던스 측정 장치의 전극용 제어 회로에 관한 것이다. 특히, 본 발명은 다수의 여러 바이오-임피던스 측정 방법이 전극의 연결 구성을 간단하게 변경시키는 것에 의해 이용될 수 있도록 하는 방법 및 제어 회로에 관한 것이다.
바이오-임피던스 측정 기술은 기술이 알려져 있다. 바이오-임피던스 측정은 조직(tissues)을 통해 알려진 전류를 통과시키는 것(passing)과 최종 전위차(resulting potential difference)를 측정하는 것으로 구성된다. 바이오-임피던스 측정은 조사(investigation) 중인 조직의 다양한 특성을 결정하는데, 예컨대 뼈 조직의 구조를 결정하기 위해, 이용될 수 있다.
정확하고 유용한 결과를 획득하기 위해, 조사된 것을 에워싸는 조직을 가로지르는 전위가 아니라 조사 중인 조직을 가로질러 나타나는 전위를 측정하는 것과, 가능한 한 많은 측정 전류가 조사된 조직을 통해 흐르는 것을 보장하는 것이 중요하다. 이를 달성하기 위해, 가장 빈번하게 이용된 구성에 있어서, 분리 전극(separate electrodes)이 측정 전류를 투입하고 최종 전위차를 측정하는데 이용된다. 이 방법은 4-전극법(four-electrode method)으로 알려져 있고 측정 전극의 접촉 저항(contact resistances)의 영향을 제거한다.
기생 전류(parasitic current)가 조사 중에 있지 않은 조직을 통해 흐를 때, 출력 측정값의 정확성 및 신뢰성의 손실을 초래하는, 상당한 문제들을 야기시킬 수 있다. 조직에 대해 동적으로 발생된, 부가적 차폐 전위(additional screening potential)를 인가하는 방법이 제안되어 있고, 이는 원하지 않았던 전류 흐름을 상당히 감소시킬 수 있다. 6 내지 8 전극을 이용하는, 이러한 방법은 발명의 명칭이 "주변 조직의 영향을 제거하는 뼈 조직의 구조 및 화학적 성분을 비침습적으로 분석하기 위한 방법 및 장치(Method and Apparatus for Non-invasive Analysing the Structure and Chemical Composition of Bone Tissue Eliminating the Influence of Surrounding Tissues)"인 국제 특허 출원 PCT/PL2011/000014에 개시되어 있다. 전극을 제어하는 전자 회로의 목적은 적절하고 안전한 측정 전류를 발생시키고, 최종 전위를 측정하며, 동적 차폐 전위가 인가되는 경우, 부가적 차폐 전위(additional screening potential)를 발생시키는 것이다. 측정 전극의 수가 증가함에 따라, 제어 회로의 복잡성 레벨과, 제어 회로와 전극 사이의 코넥터의 핀의 수가 마찬가지로 증가하지만, 전체 장치의 측정 성능이 증가된다.
가장 복잡한 형태에서, 상기 언급된 특허 출원에 개시된 측정 방법은 8개의 측정 전극을 요구한다. 이는 전통적인 4-전극법에서와 같은 측정을 수행하는 것으로 구성되면서, 측정된 전위의 값이 모니터되고 차폐 전위의 값이 동적으로 조절되어 원하지 않았던 전류 흐름이 최소화된다는 차이를 갖는다. 차폐 전위는 차폐 전류(screening current)의 흐름으로부터 초래되고, 이는 전형적으로 측정 전류 보다 더 큰 값에 도달하고, 극단적인 경우에는 측정 전류 보다 더욱 더 크게 될 수 있다. 전류 제어의 이러한 방법은 측정 전류 강도의 매우 낮은 레벨이 인가됨을 요구하고, 따라서 더 큰 차폐 전류는 의료 장치 안전 규정에 의해 정의된 안전 임계(safety threshold)를 초과하지 않는다. 그러나, 너무 낮은 측정 전류의 이용은 신호 대 잡음비를 감소시키고 장치의 민감도를 더 낮춘다. 이는 사실상 어려운 측정 방법을 구현한다.
본 발명은 차폐 전류 및 측정 전류 레벨을 넘어 더 큰 제어를 허용하는 대안적인 바이오-임피던스 측정 방법 및 제어 회로를 제공함에 그 목적이 있다. 또한 본 발명은 제어 회로에 대한 전극의 연결을 간단하게 변경시키는 것에 의해 측정 구성을 변경시키는 가능성을 허용하는 제어 회로를 제공함에 그 목적이 있다.
본 발명은, 참조해야 하는, 첨부된 청구항에서 정의된다.
1실시예에 있어서, 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극에 인가된 신호를 제어하기 위한 방법이 제공되고, 바이오-임피던스 측정 시스템이 테스트 중인 피실험자에게 적용하기 위한 차폐 전류 투입 전극 및 측정 전류 투입 전극을 구비하여 구성되고, 방법이: 일정 진폭 차폐 전류를 차폐 전류 투입 전극에 인가하는 단계와, 차폐 전류로부터 초래되는 전위차를 측정하는 단계, 및 차폐 전류로부터 초래되는 전위차를 기초로 측정 전류 투입 전극 간의 측정 전위를 수립하는 단계를 갖추어 이루어지고, 측정 전위로부터 초래되는 측정 전류가 차폐 전류 보다 더 작고, 측정 전류 및 측정 전류와 관련된 전위가 테스트 중인 피실험자의 특징을 결정하는데 이용된다.
차폐 전류는 조사 중인 조직을 에워싸는 조직을 통한 측정 전류의 흐름을 감소시킨다. 이는 차폐 전류의 진폭이 일정하고 안전한 레벨로 고정되고, 부가적 보호 회로를 활성화시키는 것 없이 전형적으로 차폐 전류 보다 더 적은, 측정 전류의 흐름이 안전한 레벨로 유지됨을 보장하는, 측정 전류 투입 전극 사이에서 전위차를 결정함이 이점이다.
측정 전위를 수립하는 단계가 차폐 전류로부터 초래되는 전위차에 비례하는 레벨로 측정 전위를 동적으로 유지 및 조정하는 단계를 갖추어 이루어질 수 있다.
차폐 전류로부터 초래되는 전위차를 측정하는 단계가 차폐 전류 투입 전극 사이 또는 바이오-임피던스 측정 시스템의 부분을 형성하는 프로브 전극의 분리 쌍(separate pair) 사이의 전위를 측정하는 단계를 갖추어 이루어질 수 있다.
본 발명의 다른 실시예에 있어서, 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극을 위한 제어 회로를 제공하고, 바이오-임피던스 측정 시스템이 차폐 전류 투입 전극 및 측정 전류 투입 전극을 구비하여 구성되고, 제어 회로가:
적어도 하나의 차폐 전류 투입 전극에 대한 연결을 위한, 전압 발생기에 의해 구동되는, 전류 발생기와;
차폐 전류로부터 초래되는 전위차의 측정을 받아들이도록 구성된 차폐 전위 입력; 및
측정 전류 투입 전극 사이에서 측정 전위를 수립하도록 구성된 측정 신호 출력을 구비하여 구성되고, 제어 회로는 측정 전위가 차폐 전류로부터 초래되는 전위차의 측정에 의존하도록 구성된다.
차폐 전류는 조사 중인 조직을 에워싸는 조직을 통한 측정 전류의 흐름을 감소시킨다. 차폐 전류의 진폭이 일정하고 안전한 레벨로 고정되고, 제어 회로는 측정 전류 투입 전극 사이의 전위차를 결정하도록 차폐 전류로부터 초래되는 전위의 값을 이용함이 이점이다. 이러한 방식에 있어서, 부가적인 보호 회로를 활성화시키는 것 없이, 측정 전류의 흐름은 전형적으로 차폐 전류 보다 더 작고 반드시 안전한 레벨에 있게 된다.
측정 전류는 오퍼레이터에 의해 직접적으로 선택되지는 않고, 측정 전위에 의해 결정된다. 팔뚝의 해부학적 구조 때문에, 이는 일반적으로 차폐 전류 보다 더 작아지도록 보장되고; 전형적으로 이는 10배(an order of magnitude) 만큼 더 작다. 장치는, 장치의 이러한 등급에 대해 100㎂인, 안전 레벨 이상으로 상승하는 (차폐 및 측정 전류 양쪽에 대한) 전류에 대한 부가적 내장 보호(additional built-in protection)를 갖을 수 있다. 그러나, 이러한 보호 메카니즘의 작동은 측정 에러를 발생시키고, 따라서 차폐 전류의 정확한 진폭(amplitude)을 확립하고, 팔뚝의 구조 때문에, 측정 전류가 이어서 더 작은 것임이 거의 확실하게 되도록 하는 것이 바람직하다. 안전한 레벨로 처음 수립된 측정 전류라면, 차폐 전류는 전형적으로 더 커지게 되고 용이하게 보호 회로를 활성화시키고 에러를 발생시킨다. 가장 간단한 형태에서, 보호는 일련의 전류 제한 저항(current-limiting resistor)이다.
제어 회로는 증폭기를 더 구비하여 구성되고, 증폭기에 대한 입력이 차폐 전위 입력에 연결되고 출력이 측정 신호 출력이다. 증폭기는 연산 증폭기일 수 있다. 연산 증폭기의 이용은 측정 전위가 차폐 전류로부터 초래되는 전위차의 측정에 비례함을 보장하는 제어 회로를 설계하는데 신뢰성이 있고 저렴한 방법을 제공하고, 측정 전류는 차폐 전류 보다 더 작다. 제어 회로는, 측정 전류의 값에 비례하는 전압 신호를 제공하는 측정 출력에 연결된, 테스트 저항에서 전위를 측정하는 이중 차동 증폭기(double difference amplifier)를 더 구비하여 구성될 수 있다. 제어 회로는, 이러한 차이의 값에 비례하는 신호를 제공하는 측정 출력에 연결된, 측정 전류로부터 초래되는 전위차를 측정하는 차동 증폭기를 더 구비하여 구성될 수 있다.
제어 회로가 측정 전극에 대한 연결을 위한 측정 입력을 더 구비하여 구성될 수 있고, 사용에 있어서, 측정 입력에 의해 수신된 신호는 측정 전류로부터 초래되는 전위차의 측정이다.
전압 발생기는 가변 주파수 교류 전압을 발생시키도록 구성될 수 있다.
제어 회로는 전류 투입 전극과 측정 전극에 대한 연결을 위한 측정 소켓과, 출력 소켓 또는 소켓들을 갖추고, 출력 소켓 또는 소켓들은 측정 전위로부터 초래되는 전류에 의해 생성된 전위 또는 측정 전위, 그리고 측정 전류에 비례하는 전위를 출력한다. 1실시예에 있어서, 측정 소켓은 10개의 핀을 갖는다. 출력 소켓은 2개의 핀을 갖을 수 있고, 동기 검파(synchronous detection)에 의해 측정 전류와 측정 전위의 진폭 비(amplitude ratio) 및 위상차(phase difference)를 분석하는 시스템에 대한 연결을 위해 구성된다.
유용하게, 제어 회로는 측정 소켓에 연결되어지는 전극의 여러 구성을 허용하도록 구성된다. 1실시예에 있어서, 측정 소켓의 핀에 연결된 측정 전극의 구성에서의 변경은 측정 소켓의 핀에 대한 전극의 연결을 변경시키는 것과 측정 소켓의 선택된 핀을 함께 단락시키거나 전극 제어 회로의 접지에 대해 단락시키는 것에 의해 간단히 실현되는 방식으로 배열된다. 대안적으로, 또는 부가하여, 측정 소켓은 측정 소켓에 연결되어지는 전극의 여러 구성을 허용하도록 기계적 또는 반도체 스위치를 포함할 수 있다.
측정 전극 증 하나의 연결이 전극의 여러 구성 사이에서 변경되지 않고서 남아 있음이 이점이고, 그러므로 장치 케이스와의 이러한 전극의 통합을 허용하는, 측정 소켓을 우회하는, 제어 회로의 각 지점에 대해 전기적으로 고정될 수 있다.
측정 전극의 수를 6개 또는 5개로 제한하는, 측정 전극의 비대칭적 구성이 적용될 수 있는 한편, 기생 전류의 제거와 함께, 회로의 전체 성능이 유지된다.
다른 실시예에 있어서, 상기한 실시예 중 어느 것에 따른 제어 회로와, 측정 전위로부터 초래되는 전류에 의해 생성된 전위 또는 측정 전위의 진폭 비 및 위상차와, 측정 전위로부터 초래되는 전류를 분석하도록 구성된 장치를 구비하여 구성되는 바이오-임피던스 측정 시스템이 제공된다.
이해되는 바와 같이, 본 발명에 따른 방법, 제어 회로 및 바이오-임피던스 측정 시스템은, 대응하는 차폐 전류가 안전 규정에 의해 강요된 제한을 초과하거나, 측정 전류가 너무 낮아 증가된 잡음을 야기시킬 때, 기생 전류의 제거에 따라 측정 방법에서 측정 전류 값의 부적절한 선택의 위험을 제거한다. 차폐 전류의 진폭은, 의료 장치 안전 규정에 따라, 일정 레벨로 유지되고, 측정 전극은, 예컨대 진단의 관점으로부터 관계 없는 조직을 통해 흐르는 기생 전류를 최소화하는, 피드백 기능을 실현하고 최적 측정 조건을 보장하는 특정화된 전자 회로로 동적으로 제어된다.
본 발명의 다른 이점은, 측정 전극의 각 구성에 따라 동작가능한 통상 측정 모듈을 허용하는, 2-전극 방법 및 4-전극 방법과 같은, 덜 진보된 측정 방법과의 호환성으로 이루어진다. 단일 장치가 여러 측정 방법에 대응하는 측정 케이블의 여러 세트와 작업할 수 있음에 따라, 장치의 여러 버전을 제조하는 비용이 낮아진다. 공통 측정 모듈이 덜 개발된 전극 세트와 함께 이용하기 위해 고려될 때, 낮아지는 추가 비용이 제어 회로의 인쇄 회로 기판에 대해 그들 방법에 대한 불필요한 엘리먼트를 납땜하지 않는 것에 의해 가능하다.
본 발명의 다른 이점은, 차폐 전류가 수립된 후, 측정 전류의 변경이 최소한의 범위로 차폐 전위에 영향을 미친다는 사실에 관련된 제어 회로의 증가된 안정성으로 구성된다. 반대의 경우, 측정 전위가 초기에 확립될 때, 차폐 전위의 2차적 변경은 그 흐름으로부터 초래되는 측정 전류 및 측정 전위의 크기에 실질적으로 영향을 미친다.
도 1은 본 발명에 따른 제어 회로를 통합하는 바이오-임피던스 측정 장치의 개략도이다.
도 2는 피실험자의 팔뚝에 위치한 도 1의 시스템의 전극의 개략적 실례이다.
도 3은 본 발명에 따른 제어 회로의 예를 나타낸 도면이다.
도 4는 제1 구성에 따른 도 3의 제어 회로에 대한 전극의 연결을 나타낸 도면이다.
도 5는 제2 구성에 따른 도 3의 제어 회로에 대한 전극의 연결을 나타낸 도면이다.
도 6은 제3 구성에 따른 도 3의 제어 회로에 대한 전극의 연결을 나타낸 도면이다.
도 7은 제4 구성에 따른 도 3의 제어 회로에 대한 전극의 연결을 나타낸 도면이다.
도 8은 제5 구성에 따른 도 3의 제어 회로에 대한 전극의 연결을 나타낸 도면이다.
도 1은 본 발명에 따른 제어 회로를 통합하는 바이오-임피던스 측정 장치의 일반적 개략적인 표현을 나타낸다. 바이오-임피던스 측정 시스템은 전극(1 내지 8)과, 분석 장치(12)에 연결된 제어 회로(10)를 구비하여 구성된다. 분석 장치는 적절하게 프로그램된 범용 컴퓨터일 수 있고 또는 해당 목적을 위해 특별하게 설계된 하드웨어를 포함할 수 있다. 분석 장치는 단일 인쇄 회로 기판 상에서 제어 회로(10)와 집적될 수 있다. 분석 장치의 목적은 제어 회로로부터 측정된 전위 및 전류로부터 최종 사용자에게 의미있는 출력을 제공하는 것이다. 이러한 형태의 장치는 위상-민감성 신호 측정(phase-sensitive signal measurement)의 기술에서 알려져 있고 여기서 상세하게 설명될 필요는 없다. 분석은 PC에 연결된 (Scitec Instruments’ 450DV2 또는 Anfatec Instruments’ eLockIn204/2와 같은) 소정의 2-채널의, 2-위상 락-인 증폭기(lock-in amplifier)로 수행될 수 있다.
도 2는 피실험자의 팔뚝에 전극의 예시적 배치를 나타낸다. 전극(1, 2)은 뼈에 측정 전류를 인가하는데 이용된다. 전극(3, 4)은 측정 전류로부터 초래되는 전위를 측정하는데 이용된다. 전극(3, 4)에 의해 측정된 측정 전류 및 최종 전위, 또는 이들로부터 추출되는 신호는 분석 회로에 대해 출력으로서 제공된다. 전극(7, 8)은 조사 중인 뼈를 에워싸는 조직에 대해 차폐 전류(screening current)를 인가하는데 이용된다. 차폐 전류는 측정 전류가 주변 조직 보다는 조사 중인 뼈에 대해 주로 제한됨을 보장한다. 여기서 프로브 전극(probe electrodes)으로서 칭해지는, 전극(5, 6)은 차폐 전류로부터 초래되는 전위를 측정하는데 이용된다. 전극(5, 6)으로부터의 신호는 측정 전류의 크기(magnitude)를 제어하는데 이용된다.
도 3은 본 발명에 따른 제어 회로(10)의 일례를 나타낸다. 제어 회로는, 차동 증폭기(differential amplifier; 31) 및 분리 증폭기(separation amplifier; 32)로 구성되는 전류원(current source)을 구동하는 디지털 전압 발생기(digital voltage generator; 34)로 구성되는, 차폐 전류 발생기(screening current generator; 30)를 구비하여 구성된다. 전압 발생기(34) 및 정밀 저항(precision resistor; 36)으로부터의 전압의 값에 의존하는, 차폐 전류(Ie)는 측정 소켓(measurement socket 40)의 핀(F)으로 출력된다. 차폐 전류(Ie)는 핀(E)에 연결된 그 출력의 전위를 조정하는 것에 의해 그 비-반전 입력에 대한 접지 전위에 매우 가까운 그 반전 입력에 대한 측정 소켓(40)의 핀(D)의 전위를 유지하는 연산 증폭기(operational amplifier; 42)를 통해 받아들여지고; 측정된 대상에 연결한 후, 이어 핀(D, E)은 대상의 저항에 의해 함께 연결되고 핀(E)은 핀(F)으로부터의 전류를 흡수할 수 있는 가상 접지로서 작동한다.
연산 증폭기(44, 46)는 각각 측정 소켓(40)의 핀(H, C)에서 측정 전류를 발생시킨다. 차동 증폭기(51, 52, 53, 54, 55)로 구성되는 이중 차동 증폭기(double difference amplifier; 50)는 테스트 저항(45, 47)의 전위를 측정하고, 측정 전류(Ip)의 값에 비례하는 전압 신호를 측정 출력(K)에서 제공한다.
연산 증폭기(61, 62, 63)로 구성되는 차동 증폭기(60)는 측정 소켓(40)의 입력 핀(A, J) 간의 전위차를 측정하고, 이 차이의 값에 비례하는 신호를 측정 출력(L)에서 제공한다.
전압원(70)은 모든 연산 증폭기에 대칭적 ±2.5V 전원을 제공한다. 공급된 전압의 값은 측정되어지는 저항의 범위에 적합하도록 선택될 수 있다. 본 실시예에 있어서, 최대 저항은 10kΩ의 차수이다. 유용하게, ±1.65V 내지 ±2.75V 범위의 전원 전압(supply voltages)을 갖는 시장에서 유용한 다양한 CMOS 연산 증폭기가 있다. 비-대칭 전원 전압(non-symmetric supply voltages)이 가능함에도 불구하고, 차폐 및 측정 전류에서 소정의 부가적인 DC 성분을 생성하지 않음에 따라 대칭 전원(symmetric supply)이 바람직하다.
단일 고장의 경우 안전 규정에 의해 정의된 500μA 전류 흐름을 초과하는 것에 대한 부가적인 보호를 위해, 저항(36, 45, 47)은 적어도 5kΩ의 값을 갖어야 한다. 정상 동작에 대해 안전 규정에 의해 정의된 100μA 레벨 이하의 차폐 및 측정 전류 양쪽을 유지하기 위해, 증폭기(31)의 차동 이득이 유니티(unity)로 설정될 때 전압 발생기(34)의 출력에서의 전압은 500mV를 초과하지 않아야 한다.
차폐 전류 투입 전극(screening current injecting electrodes; 7, 8)은 각각 측정 소켓(40)의 핀(E, F)에 연결된다. 측정 전류 투입 전극(measuring current injecting electrodes; 1, 2)은 각각 핀(C, H)에 연결된다. 프로브 전극(probe electrodes; 5, 6)은 각각 핀(D, G)에 연결된다. 측정 전류 흐름에 의해 발생된 전위를 측정하는 전극(3)은 핀(A, B)에 연결되고, 측정 전류 흐름에 의해 발생된 전위를 측정하는 전극(4)은 핀(I, J)에 연결된다. 이러한 방식으로, 전체 8-전극 측정 구성이 실현된다.
조사된 뼈를 에워싸는 조직에서 차폐 전위의 분포(distribution)가 수립되고, 따라서 측정 전류(Ip)의 흐름을 야기시키는 측정 전위가 조정되며, 기생 전류 흐름을 최소화하는 방식으로 제어 회로가 동작한다. 차폐 필드(screening field)가, 디지털 교류 전압원(34)과 이 전압에 의해 제어된 전류원으로 구성되는 제너레이터(generator)에서 발생된, 의료 장치 안전 규정에 따른 크기의 차폐 전류(Ie)의 투입에 의해 주변 조직에서 발생된다. 상기한 바와 같이, 전류원은, 전류의 값을 설정하는, 정밀 저항(36)과 연결된 차동 증폭기(31)와, 분리 증폭기(32)로 구성된다.
제어 회로의 전기적 구성에 대한 소정의 변경 없이, 측정 전극이 연결되는 방식에 따라, 차동 측정 구성은: 전통적인 2-전극, 전통적인 4-전극, 동적 차폐를 갖는 6-전극, 동적 차폐를 갖는 8-전극, 및 동적 차폐를 갖는 비대칭 5-전극을 설정할 수 있다. 차동 측정 구성에 대한 연결 구조는 도 4, 5, 6, 7 및 8에 도시된다.
제어 회로를 위한 대안적 구성이 가능함이 당업자에게 명백해야 한다. 대안적인 제어 회로는 전형적으로 유사한 기능 블록을 포함하지만, 블록 내에서 몇몇 차이를 갖는다. 예컨대, 증폭기(42)는, 그 반전 입력을 D가 아니라 그 출력(E)에 직접 연결하는 것에 의해 (D는 46의 비-반전 입력에만 연결될 것이다), 진정한 가상 접지(true virtual ground)를 발생시킨다. 핀(E)은 접지에 직접 연결될 수 있고, 42는 또한 완전하게 제거된다. 전류 발생기(30)는 또한 다른 방식으로 구성될 수 있다.
차폐 전류 발생기는 유용하게 부하에 대한 소스 전류(source current) 및 부하로부터의 싱크 전류(sink current) 양쪽에 대해 가능하고, 한편 부하 터미널 중 하나는 접지에 연결된다. 이들 제약 조건 때문에, 하울랜드 전류원(Howland current source)의 이용 또는 하울랜드 전류원의 변형이 유리하다. 4개의 매치된 정밀 저항이 회로를 제어하는데 필요로 되기 때문에, 단일 연산 증폭기를 갖는 원래의 하울랜드 소스는 사용이 비교적 어렵다. 도 3에 도시된, 하울랜드 소스의 변형은 적용에 더욱 용이하다. 이는 2개의 연산 증폭기를 구비하여 구성되지만, 단지 하나의 정밀 저항만이 필요로 된다. 하울랜드 전류원의 다른 변형이 또한 이용될 수 있음이 명백하다.
본 발명에 따른 제1 실시예에 있어서, 바이오-임피던스 측정을 위한 전극을 제어하기 위한 방법은, 의료 장치를 위한 안전 규정에 따른 크기의 교류 차폐 전류(alternating screening current; Ie)를 발생시키는 단계와, 해당 차폐 전류를 차폐 전류 투입 전극(7, 8)에 의해 분석된 뼈를 에워싸는 조직에 인가하는 단계를 갖추어 이루어진다. 전극(1, 2, 5, 6, 7, 8)은 도 2에 도시된 바와 같이 피실험자의 팔뚝에 위치된다. 차폐 전류 전극(7, 8)은 측정 전류 투입 전극(1, 2) 사이에 위치된다. 뼈를 에워싸는 조직의 차폐 전위는, 접촉 저항의 영향의 제거와 함께, 프로브 전극(5, 6)으로 측정된다. 동시에, 교류 전위가 측정 전류 투입 전극(1, 2)에서 수립되고, 분석된 뼈를 통해 측정 전류 흐름(Ip)을 강행한다. 측정 전위의 값은 동적으로 조정되고 프로브 전극(5, 6)에서 측정된 전위에 비례하는 레벨로 유지된다. 투입된 측정 전류 주파수는 측정 동안 250Hz 내지 250kHz의 범위에서 동일한 간격으로 9번 변경된다. 측정 전류 투입 전극(1, 2)에서의 전위 뿐만 아니라 측정 전류 투입 전극(1, 2)과 측정 전류(Ip) 간의 위상차가 10개의 투입된 측정 전류 주파수의 각각에 대해 측정된다. 측정된 전기적인 값(electrical values)을 기초로, 뼈 조직의 구조 및 화학적 성분이 평가된다.
본 발명에 따른 대안적인 실시예에 있어서, 바이오-임피던스 측정을 위한 전극을 제어하기 위한 방법은, 측정 전류(Ip) 흐름에 의해 생성된 전위가 측정 전류 흐름에 의해 생성된 전위를 측정하는 전극(3, 4)으로 측정되고, 프로브 전극(5)의 전위가 측정 전류 흐름에 의해 생성된 전위를 측정하는 전극(3)의 전위와 동등한 레벨로 측정 전류 투입 전극(1, 2)의 전위가 조정되며, 프로브 전극(6)의 전위가 측정 전류 흐름에 의해 생성된 전위를 측정하는 전극(4)의 전위와 동등하다는 차이와 함께 제1 실시예에서와 같이 수행된다. 전극(1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8)은 도 2에 도시된 바와 같이 피실험자의 팔뚝에 위치된다.
도 3에 도시된 바와 같은 회로는, 상당한 유연성을 부여하는, 전극의 변경되는 수와 함께 이용될 수 있다. 전극에 대해 도 3을 참조하여 설명된 회로의 여러 가능한 연결의 예가 설명될 것이다.
예 1
제1 예에 있어서, 바이오-임피던스 측정을 위한 전극을 위한 제어 회로는 도 3에 도시된 바와 같고, 차동 증폭기(31)와 분리 증폭기(32)로 구성되는 전류원을 구성하는 디지털 전압 발생기(34)로 구성되는, 차폐 전류 발생기(30)를 구비하여 구성된다. 차폐 전류(Ie)는, 전압(Ue) 및 정밀 저항(36)의 값에 의존하고, 측정 소켓(40)의 핀(F)에 대한 출력이다. 차폐 전류(Ie)는 핀(D)의 전위가 접지 전위와 동등하다는 방식으로 측정 소켓(40)의 핀(E)의 전위를 발생시키는 증폭기(42)를 통해 받아들여진다. 증폭기(44, 46)는 각각 측정 소켓(40)의 핀(H, C)에서 측정 전류를 발생시킨다. 연산 증폭기(51, 52, 53, 54, 55)로 구성되는 이중 차동 증폭기(50)는 테스트 저항(45, 47)의 전위를 측정하고, 측정 출력(K)에서 측정 전류(Ip)의 값에 비례하는 전압 신호를 제공한다. 연산 증폭기(61, 62, 63)로 구성되는 차동 증폭기(60)는 측정 소켓(40)의 입력 핀(A 및 J) 사이의 전위차를 측정하고, 측정 출력(L)에서 이 차이의 값에 비례하는 신호를 제공한다. 전극의 연결이 도 4에 도시된다. 차폐 전류 투입 전극(7, 8)은 각각 측정 소켓(40)의 핀(E, F)에 연결된다. 측정 전류 투입 전극(1, 2)은 각각 핀(C, H)에 연결된다. 프로브 전극(5, 6)은 각각 핀(D, G)에 연결된다. 측정 전류 흐름에 의해 생성된 전위를 측정하는 전극(3)은 핀(A, B)에 연결되고, 측정 전류 흐름에 의해 생성된 전위를 측정하는 전극(4)은 핀(I, J)에 연결된다. 이러한 방식으로, 동적 차폐를 갖는 전체 8-전극 측정 구성이 실현된다.
예 2
제2 예에 있어서, 제어 회로는 예 1과 동일하지만, 단지 측정 전류 투입 전극(1, 2), 측정 전류 흐름에 의해 생성된 전위를 측정하는 전극(3, 4), 및 차폐 전류 투입 전극(7, 8)만이 이용된다. 전극의 연결이 도 5에 도시된다. 차폐 전류 투입 전극(7)이 측정 소켓(40)의 핀(D, E)에 연결된다. 차폐 전류 투입 전극(8)이 핀(F, G)에 연결된다. 측정 전류 투입 전극(1, 2)이 각각 핀(C, H)에 연결된다. 측정 전류 흐름에 의해 생성된 전위를 측정하는 전극(3)은 핀(A, B)에 연결된다. 측정 전류 흐름에 의해 생성된 전위를 측정하는 전극(4)은 핀(I, J)에 연결된다. 이러한 방식으로, 동적 차폐를 갖는 측정의 전체 8-전극 구성이 실현된다.
예 3
제3 예에 있어서, 제어 회로는 예 1과 동일하지만, 단지 측정 전류 투입 전극(1, 2), 측정 전류 흐름에 의해 생성된 전위를 측정하는 전극(3, 4), 및 차폐 전류 투입 전극(8)만이 이용된다. 전극의 연결이 도 6에 도시된다. 차폐 전류 투입 전극(8)이 측정 소켓(40)의 핀(F)에 연결된다. 측정 전류 투입 전극(1)이 핀(C)에 연결된다. 본 구성에서 또한 차폐 전류(Ie)를 투입하는, 측정 전류 투입 전극(2)이 핀(D, E)에 연결된다. 측정 전류 흐름에 의해 생성된 전위를 측정하는 전극(3)은 핀(A, B)에 연결된다. 측정 전류 흐름에 의해 생성된 전위를 측정하는 전극(4)은 핀(A, B)에 연결된다. 핀(I, H)은 서로에 대해 쇼트(short)되고, 핀(G)은 회로의 접지에 대해 쇼트된다. 이러한 방식으로, 동적 차폐를 갖는 측정의 가장 단순한 5-전극 구성이 실현된다.
예 4
제4 예에 있어서, 제어 회로는 예 1과 동일하지만, 단지 측정 전류 투입 전극(1, 2) 및 측정 전류 흐름에 의해 생성된 전위를 측정하는 전극(3, 4)만이 이용된다. 전극의 연결이 도 7에 도시된다. 측정 전류 투입 전극(1)이 측정 소켓(40)의 핀(C)에 연결된다. 측정 전류 투입 전극(2)은 핀(F)에 연결된다. 측정 전류 흐름에 의해 생성된 전위를 측정하는 전극(3)이 핀(A, B)에 연결된다. 측정 전류 흐름에 의해 생성된 전위를 측정하는 전극(4)이 핀(J)에 연결된다. 핀(D, E)이 서로 쇼트되고, 핀(I, H)이 서로 쇼트되며, 핀(G)이 회로의 접지에 대해 쇼트된다. 이러한 방식으로, 전통적인 4-전극 측정 구성이 실현된다.
예 5
제5 예에 있어서, 제어 회로는 예 4와 동일하지만, 단지 측정 전류 투입 전극(1, 2)만이 이용된다. 전극의 연결이 도 8에 도시된다. 측정 전류 투입 전극(1)이 측정 소켓(40)의 핀(A, B, C)에 연결된다. 측정 전류 투입 전극(2)이 핀(F, J)에 연결된다. 핀(D, E)이 서로 쇼트되고, 핀(I, H)이 서로 쇼트되며, 핀(G)이 회로의 접지에 대해 쇼트된다. 이러한 방식으로, 전통적인 2-전극 측정 구성이 실현된다.
개시된 예에 있어서 전극이 제어 회로의 소켓으로부터 각각 분리됨에도 불구하고, 제어 회로에 고정된 전극의 하나 또는 전부를 갖을 수 있음이 명백하다. 예컨대, 측정 전류 투입 전극(1)은, 측정 소켓(40)의 핀(C)에 연결된, 제어 회로(10)의 출력에 전기적으로 고정될 수 있다. 적어도 하나의 전극이 장치 케이스와 통합될 수 있다.

Claims (14)

  1. 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극에 인가된 신호를 제어하기 위한 방법으로, 바이오-임피던스 측정 시스템이 테스트 중인 피실험자에게 적용하기 위한 차폐 전류 투입 전극 및 측정 전류 투입 전극을 구비하여 구성되고, 방법이: 일정 진폭 차폐 전류를 차폐 전류 투입 전극에 인가하는 단계와, 차폐 전류로부터 초래되는 전위차를 측정하는 단계, 및 차폐 전류로부터 초래되는 전위차를 기초로 측정 전류 투입 전극 간의 측정 전위를 수립하는 단계를 갖추어 이루어지고, 측정 전위로부터 초래되는 측정 전류가 차폐 전류 보다 더 작고, 측정 전류 및 측정 전류와 관련된 전위가 테스트 중인 피실험자의 특징을 결정하는데 이용되는 것을 특징으로 하는 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극에 인가된 신호를 제어하기 위한 방법.
  2. 제1항에 있어서,
    측정 전위를 수립하는 단계가 차폐 전류로부터 초래되는 전위차에 비례하는 레벨로 측정 전위를 동적으로 유지 및 조정하는 단계를 갖추어 이루어지는 것을 특징으로 하는 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극에 인가된 신호를 제어하기 위한 방법.
  3. 제1항 또는 제2항에 있어서,
    차폐 전류로부터 초래되는 전위차를 측정하는 단계가 차폐 전류 투입 전극 사이 또는 바이오-임피던스 측정 시스템의 부분을 형성하는 프로브 전극의 분리 쌍 사이의 전위를 측정하는 단계를 갖추어 이루어지는 것을 특징으로 하는 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극에 인가된 신호를 제어하기 위한 방법.
  4. 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극을 위한 제어 회로로서, 바이오-임피던스 측정 시스템이 차폐 전류 투입 전극 및 측정 전류 투입 전극을 구비하여 구성되고, 제어 회로가:
    적어도 하나의 차폐 전류 투입 전극에 대한 연결을 위한, 전압 발생기에 의해 구동되는, 전류 발생기와;
    차폐 전류로부터 초래되는 전위차의 측정을 받아들이도록 구성된 차폐 전위 입력; 및
    측정 전류 투입 전극 사이에서 측정 전위를 수립하도록 구성된 측정 신호 출력을 구비하여 구성되고, 제어 회로는 측정 전위가 차폐 전류로부터 초래되는 전위차의 측정에 의존하도록 구성되는 것을 특징으로 하는 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극을 위한 제어 회로.
  5. 제4항에 있어서,
    증폭기를 더 구비하여 구성되고, 증폭기에 대한 입력이 차폐 전위 입력에 연결되고 출력이 측정 신호 출력인 것을 특징으로 하는 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극을 위한 제어 회로.
  6. 제5항에 있어서,
    증폭기가 연산 증폭기인 것을 특징으로 하는 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극을 위한 제어 회로.
  7. 제4항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서,
    제어 회로는 측정 전위가 차폐 전류로부터 초래되는 전위차의 측정에 비례함을 보장하도록 구성되는 것을 특징으로 하는 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극을 위한 제어 회로.
  8. 제4항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서,
    측정 전위로부터 초래되는 전류가 차폐 전류 이하로 되도록 구성되는 것을 특징으로 하는 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극을 위한 제어 회로.
  9. 제4항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서,
    제어 회로가 측정 전극에 대한 연결을 위한 측정 입력을 더 구비하여 구성되고, 사용에 있어서, 측정 입력에 의해 수신된 신호가 측정 전류로부터 초래되는 전위차의 측정인 것을 특징으로 하는 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극을 위한 제어 회로.
  10. 제4항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서,
    전압 발생기가 가변 주파수 교류 전압을 발생시키도록 구성되는 것을 특징으로 하는 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극을 위한 제어 회로.
  11. 제4항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서,
    전류 투입 전극과 측정 전극에 대한 연결을 위한 측정 소켓과, 출력 소켓 또는 소켓들을 갖추고, 출력 소켓 또는 소켓들은 측정 전위로부터 초래되는 전류에 의해 생성된 전위 또는 측정 전위, 그리고 측정 전류에 비례하는 전위를 출력하는 것을 특징으로 하는 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극을 위한 제어 회로.
  12. 제11항에 있어서,
    제어 회로가 측정 소켓에 연결되어지는 전극의 여러 구성을 허용하도록 구성되는 것을 특징으로 하는 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극을 위한 제어 회로.
  13. 제12항에 있어서,
    측정 소켓이 측정 소켓에 연결되어지는 전극의 여러 구성을 허용하도록 기계적 또는 반도체 스위치를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오-임피던스 측정 시스템의 전극을 위한 제어 회로.
  14. 청구항 제4항 내지 제6항 중 어느 한 항에 따른 제어 회로와, 측정 전위로부터 초래되는 전류에 의해 생성된 전위 또는 측정 전위의 진폭 비 및 위상차와, 측정 전위로부터 초래되는 전류를 분석하도록 구성된 장치를 구비하여 구성되는 것을 특징으로 하는 바이오-임피던스 측정 시스템.
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