KR20010061958A - 극도의 잡음 및 진동 수준을 가진 환경에서의 수축기 및이완기의 혈압 및 심장 박동수 측정 방법 및 장치 - Google Patents

Abstract

극도의 잡음 및 진동 수준을 포함하는 환경에서 수축기 및 이완기 혈압과 심장 박동수를 측정하는 방법 및 장치가 개시되어 있다. 심장 박동에 해당하는 혈압 신호는 환자의 동맥 근처에 설치된 제1 음향 센서를 이용하여 측정된다. 잡음 및 진동을 감지하기 위한 제2 음향 트랜스듀서(transducer)는 환자의 동맥으로부터 떨어진 곳에 환자 위에 설치된다. 동맥에 압력이 가해져 동맥이 강제로 폐쇄된다. 그 다음 압력은 감소되고 압력이 감소되는 동안 동맥에 가해진 압력을 나타내는 신호뿐만 아니라 상기 제1 및 제2 음향 센서에 의해 감지된 음향 신호들도 처리 유닛에 제공된다. 그 다음에 상기 제1 음향 센서의 신호는 상기 제2 음향 센서를 간섭자(interferer)로 하여 이와 함께 적응제어 간섭자 소거기 알고리즘(adaptive interferer canceller algorithm)을 이용하여 처리된다. 상기 처리된 신호로부터 심장 박동 펄스가 결정되고 상기 심장 박동 펄스를 상기 압력 신호에 연계하는 것은 수축기 및 이완기 혈압을 제공한다. 이러한 적응제어 간섭자 소거기의 이용은 헬리콥터에 탔을 때와 같은 극도의 잡음 및 진동 수준 하에서 수행된 측정에도 좋은 결과를 제공한다.

Description

극도의 잡음 및 진동 수준을 가진 환경에서의 수축기 및 이완기의 혈압 및 심장 박동수 측정 방법 및 장치 {Method and Device for Measuring Systolic and Diastolic Blood Pressure and Heart Rate in an Environment with Extreme Levels of Noise and Vibrations}

본 발명은 혈압 모니터링 방법 및 장치에 관한 것이며, 특히 가청 심장 박동소리로부터의 잡음 및 진동 효과를 제거하는 수단을 사용한 청진 혈압 모니터링(auscultatory blood pressure monitoring) 방법 및 장치에 관한 것이다.

상완 동맥(brachial artery)의 혈압은 일정하지 않고, 심장의 박동에 관련해서는 시간에 따라 변화한다. 순환기 시스템으로 혈액을 펌핑하기 위한 심장의 수축 후에, 혈압은 수축기 혈압이라고 알려진 최대 수준으로 증가한다. 심장 박동 사이의 최소 혈압은 이완기 혈압으로 알려져 있다.

환자의 혈압을 측정하는 통상적인 기술은 혈압을 결정하고자 하는 환자의 팔의 상부를 둘러싸는 팽창 압력 커프(inflatable pressure cuff)를 사용한다. 압력 커프가 팽창됨에 따라, 커프의 압력 및 환자의 팔에 가해지는 압력이 증가한다. 팔에 가해지는 압력이 압력 커프의 아래에 위치한 팔의 상완 동맥의 최대 혈압보다 커지는 경우, 동맥은 강제로 닫히게 된다.

상완 동맥이 영구 폐쇄된 수축기 혈압 이상의 높은 수준로부터 수축기 혈압 수준 이하로 팽창 커프의 압력이 감소되면, 먼저 혈압이 처음에는 커프 압력을 초과하고 그 다음에는 커프 압력 이하로 떨어짐에 따라 커프 아래의 상완 동맥이 각각의 심장 박동에 따라 개방되고 폐쇄되기 시작한다. 혈압이 커프 압력을 초과하면, 동맥은 개방되고, 심장 박동에 해당하는 저주파수의 혈압 소리가 감지될 수 있다. 이 소리는 환자의 팔에 위치한 커프의 아래쪽 끝 가까이에 위치한 청진기(stethoscope) 또는 마이크로폰(microphone)을 사용하여 감지될 수 있다. 따라서 심장 박동 소리가 감지될 수 있는 최고 커프 압력은 환자의 수축기 혈압에 해당한다.

커프 압력이 더 감소됨에 따라, 커프 압력은 이완기 혈압 아래로 떨어지게 된다. 이 압력 수준에서는, 커프 아래의 상완 동맥은 심장 박동 사이클동안 계속 개방되어 있다. 따라서, 동맥의 개방에 의해 발생하는 혈압 소리는 생성되지 않는다. 그러므로 혈압 소리가 감지될 수 있는 최저 커프 압력은 환자의 이완기 혈압에 해당한다. 변화하는 압력이 동맥에 가해짐에 따라 발생 및 소멸하는 혈압 소리의 감지에 근거한 혈압 결정은 청진 혈압 결정법(auscultatory blood pressure determination)으로 알려져 있다.

수동 청진 혈압 측정 방법에서, 혈압 소리의 발생 및 소멸을 감지하는 데는 청진기를 사용한다. 따라서, 혈압 측정은 수치를 측정하는 사람의 기술 및 청력에 상당히 의존하게 된다. 측정자의 기술 및 판단에 대한 이러한 의존성을 극복하고 환자의 혈압을 결정하는 과정을 자동화하기 위해, 청진 혈압 결정 방법에 기초한 자동 혈압 모니터링 시스템들이 개발되었다. 이 자동 시스템들은 팽창 커프 내에 또는 아래에 설치된 하나 또는 그 이상의 마이크로폰을 사용하여 혈압 소리를 감지한다.

그러나, 이동 중인 앰뷸런스, 헬리콥터, 비행기 또는 배와 같은 시끄러운 환경 하에서 혈압 소리를 감지하는 것은 거의 불가능하다.

소리 대신 동맥을 통해 흐르는 피에 의해 발생하는 압력 변화를 측정하는 공압 시스템(pneumatic system)은 잡음에는 민감하지 않으나, 움직임과 진동에 극도로 민감하다. 환자의 움직임 및 존재하는 어떤 진동이라도 그에 의해 발생하는 압력 변화는 일반적으로 혈류에 의한 압력 변화보다 훨씬 크기 때문에 상기에 언급한환경 하에서는 이 시스템들을 사용할 수 없게 된다.

어떤 혈압 모니터링 시스템은 혈압 소리를 감지하기 위해 두 개의 마이크로폰을 사용한다. 예를 들면, 두 개의 마이크로폰을 팽창 커프의 아래에 일정한 거리를 두고 설치하여 저주파 혈압 소리가 제2 마이크로폰과 180도의 위상차를 두고 제1 마이크로폰에 도달되게 한다. 잡음 신호는 반드시 각 마이크로폰에 위상차가 없이 동시에 도달하게 된다. 따라서, 두 개의 마이크로폰의 신호의 차는 유용한 데이터는 증대시키고 원하지 않는 잡음은 감소하게 한다. 이러한 두 개의 마이크로폰 신호는 더해지고 서로 차감되어 신호 및 잡음 감지 문턱치(signal and noise detection threshold)를 생성할 수 있다. 마이크로폰 신호가 감지 문턱치를 만족시키면 마이크로폰 신호는 유효한 혈압 소리의 감지로 간주된다. 이 혈압 모니터링 방법은 적당히 시끄러운 환경 하에서는 유용한 데이터를 얻을 수 있다. 그러나, 이 시스템은 상당한 잡음 수준 하에서는 별로 효과적이지 못하다.

1997년 10월 28일에 칸(Kahn) 등에게 부여된 미국 특허 제5,680,868호에는, 상당한 잡음 수준의 존재 하에서 저주파 혈압 소리를 감지함으로써 환자의 혈압을 모니터링하는 방법 및 장치가 개시되어 있다. 칸은, 동맥에 가해지는 압력이 변화함에 따라 동맥에서 혈압 소리가 발생하고 소멸하는 것을 감지하기 위해, 환자의 상완 동맥 상부에 두 개의 마이크로폰을 설치하는 것을 개시하고 있다. 일정한 거리를 두고 환자에게 두 개의 마이크로폰을 설치하여 진정한 혈압 소리가 제1 마이크로폰에 의해 감지된 혈압 소리에 대해 약 180도의 위상차를 두고 제2 마이크로폰에 의해 감지되도록 한다. 두 개의 마이크로폰에서 나오는 신호 사이의 위상 편이는 상당한 잡음 수준의 존재 하에서 혈압 소리의 감지를 나타내는 데 이용된다. 그러나, 이러한 위상 감지 방법은 상기 두 개의 마이크로폰에서 위상이 벗어나게 감지된 진동에 의해 여전히 영향을 받는다. 이 방법은, 혈압 소리는 약 180도의 위상편이를 갖는 반면 잡음과 진동은 위상편이 없이 두 개의 마이크로폰에서 감지된다는 가정에 근거를 두고 있다. 몸의 떨림과 같은 신체의 움직임에 의한 진동 또는 신체에 가해진 주위의 진동은 일반적으로 두개의 마이크로폰에서 위상이 벗어나게 감지되어 압력 커프의 수축에 따른 혈압 소리의 시작과 끝을 감지하기 어렵게 한다. 또한, 이 방법은 상당한 계산량을 필요로 하여 이 방법을 이용하는 휴대용 장치를 제조하기 어렵게 한다. 이 방법의 다른 단점은 비상 상황 하에서 인명 구조 정보를 제공하는 심장 박동수를 처리된 신호로부터 직접 얻는 것이 불가능하다는 것이다.

본 발명의 목적은 상기의 문제점을 극복한, 극단적인 잡음 및 진동 수준을 포함하는 환경에서 수축기 및 이완기 혈압을 측정하는 방법 및 장치를 제공하는 것이다.

본 발명의 다른 목적은 극단적인 잡음 및 진동 수준을 포함하는 환경에서 수축기 및 이완기 혈압을 측정하며 또한 심장 박동수에 대한 정보를 제공하는 방법 및 장치를 제공하는 것이다.

본 발명의 또 다른 목적은 극단적인 잡음 및 진동 수준을 포함하는 환경에서수축기 및 이완기 혈압을 측정하는 방법 및 장치를 제공하여 심인성 쇼크(cardiogenic shock)와 같은 저흐름 상태(low flow state)동안의 혈압의 정확한 측정을 가능하게 하는 것이다.

본 발명의 또 다른 목적은 극단적인 잡음 및 진동 수준을 포함하는 환경에서 배터리로 동작하며 휴대 가능한 혈압 측정 장치를 제공하는 것이다.

도 1은 극단적인 수준의 잡음 및 진동을 포함하는 환경에서 수축기 및 이완기 혈압을 측정하는 본 발명에 따른 장치의 개략적 다이어그램;

도 2는 본 발명에 따른 신호 처리 구조의 개략적 다이어그램;

도 3은 상대적으로 잡음이 없는 환경에서의 본 발명에 따른 신호 처리의 시뮬레이션 결과를 도시한 그래프들; 및

도 4는 강한 잡음 및 진동이 존재하는 경우의 본 발명에 따른 신호 처리의 시뮬레이션 결과를 도시한 그래프들이다

본 발명에 의하면, 극도의 잡음 및 진동 수준을 가진 환경에서 수축기 및 이완기 혈압 및 심장박동수를 측정하는 방법 및 장치가 제공된다. 잡음 및 진동만을 감지하고 적응제어 간섭자 소거기(adaptive interferer canceller)를 이용하여 이것을 측정된 혈압 신호로부터 차감하는 것은 헬리콥터에 탔을 때와 같은 극단적인 조건 하에서도 좋은 결과를 제공한다.

본 발명에 따르면, 환자의 수축기 및 이완기 혈압을 측정하는 방법이 제공되는데, 이 방법은:

환자의 동맥 근처의 환자 위에 설치된 제1 음향 센서를 이용하여 심장 박동에 해당하는 혈압 신호를 감지하되, 상기 제1 음향 센서는 상기 혈압 신호에 의존하는 제1 음향 신호를 생성하는 단계;

동맥으로부터 떨어진 곳의 환자 위에 설치된 제2 음향 센서를 이용하여 잡음 및 진동을 감지하되, 상기 제2 음향 센서는 잡음 및 진동에 의존하는 제2 음향 신호를 생성하는 단계;

압력을 감지하는 압력 트랜스듀서를 이용하여 동맥에 가해진 압력을 감지하고 상기 감지된 압력에 의존하는 압력 신호를 제공하는 단계;

상기 동맥에 압력이 가해지는 동안에 상기 제1 음향 신호, 제2 음향 신호 및 압력 신호를 처리 유닛에 제공하는 단계;

상기 제1 음향 신호에 포함된 잡음 및 진동에 의한 간섭을 제거하기 위해, 적응제어 간섭자 소거기 알고리즘을 이용하여 상기 제1 음향 신호로부터 상기 제2 음향 신호를 차감하여 상기 제1 음향 신호를 처리하는 단계;

상기 처리된 제1 음향 신호 내에서 심장 박동 펄스를 감지하는 단계; 및

상기 감지된 심장 박동 펄스를 상기 압력 신호와 연계하여 수축기 및 이완기 압력을 결정하는 단계를 구비한다.

본 발명의 다른 측면에 따르면, 환자의 심장 박동을 모니터링하는 방법이 제공되는데, 이 방법은:

환자의 동맥 근처의 환자 위에 설치된 제1 음향 센서를 이용하여 심장 박동에 해당하는 혈압 신호를 감지하되, 상기 제1 음향 센서는 상기 혈압 신호에 의존하는 제1 음향 신호를 생성하는 단계;

동맥으로부터 떨어진 곳의 환자 위에 설치된 제2 음향 센서를 이용하여 잡음 및 진동을 감지하되, 상기 제2 음향 센서는 잡음 및 진동에 의존하는 제2 음향 신호를 생성하는 단계;

상기 제1 음향 신호 및 제2 음향 신호를 처리 유닛에 제공하는 단계;

적응제어 간섭자 소거기 알고리즘을 이용하여 상기 제1 음향 신호로부터 상기 제2 음향 신호를 차감하여 상기 제1 음향 신호에 포함된 잡음 및 진동에 의한 간섭을 제거하는 단계;

상기 제1 음향 신호 내에서 심장 박동 펄스를 감지하는 단계; 및

상기 감지된 심장 박동 펄스로부터 심장 박동수를 결정하는 단계를 구비한다.

본 발명에 따르면, 극도의 잡음 및 진동 수준이 있는 환경에서 환자의 수축기 및 이완기 혈압을 측정하는 장치가 더 제공되는데, 이 장치는:

환자의 동맥에 압력을 가하는 압력 커프;

상기 동맥에 가해진 압력에 의존하는 압력 신호를 제공하는 압력 트랜스듀서;

심장 박동에 해당하는 혈압 신호에 의존하는 제1 음향 신호를 생성하는 제1 음향 센서;

잡음 및 진동에 의존하는 제2 음향 신호를 생성하는 제2 음향 센서; 및

적응제어 간섭자 소거기 알고리즘 내에서 상기 제2 음향 신호를 이용하여 상기 제1 음향 신호를 처리하며, 상기 처리된 제1 음향 신호 내에서 심장 박동 펄스를 감지하며, 상기 감지된 심장 박동 펄스 및 상기 압력 신호를 이용하여 수축기 및 이완기 혈압을 결정하는 처리 유닛을 구비한다.

도 1은 높은 수준의 잡음과 진동을 포함하는 환경에서 수축기 및 이완기 혈압을 측정하는 본 발명의 장치(100)-혈압계(sphygmomanometer)-를 개략적으로 도시하고 있다. 장치(100)는 혈압을 측정하려는 환자의 팔의 상부에 두르는 압력 커프(1)를 구비한다. 압력 커프(1)는 혈압 소리를 포착(capturing)하는 일차 음향 센서(3), 주위의 잡음 및 진동을 포착하는 이차 음향 센서(5) 및 커프 압력을 측정하는 압력 트랜스듀서(pressure transducer; 7)를 포함한다. 일차 음향 센서(3)는 압력 커프(1)의 하부 끝의 상완 동맥 상에 설치된다. 이차 음향 센서(5)는 일차 음향 센서(3)에 의해 감지된 혈압 소리 신호와 중첩된 잡음 및 진동만을 포착하기 위해 상완 동맥으로부터 떨어진 곳에 설치된다. 압력 커프(1)는 통신 링크(communication link; 8)를 통해 필터링 등의 신호 컨디셔닝 수단(9), A/D 변환기(11) 및 처리 유닛(12)을 포함하는 하우징(15)에 접속된다.

동작 시에, 환자의 팔 상부에 두른 압력 커프(1)는 상완 동맥 내의 최대 혈압 이상의 압력으로 팽창되어 동맥이 강제로 닫히게 한다. 압력 커프(1)는 수동으로 또는 모터로 구동되는 펌프에 의해 팽창된다.

팽창 커프의 압력이 수축기 혈압 수준 이하로 감소되면, 혈압이 처음에는 커프 압력을 초과하고 그 다음에는 커프 압력 이하로 떨어짐에 따라 커프 아래의 상완 동맥이 각각의 심장 박동에 따라 개방되고 닫히기 시작한다. 동맥 벽은 혈압 수준에 대해 비선형적인 방식으로 동작한다. 따라서, 혈압이 커프 압력을 초과하면, 동맥은 개방되어 심장 박동에 해당하는 저주파 혈압 소리를 생성하게 된다. 이 소리는 다음에 일차 음향 센서(3)를 사용하여 감지하게 된다. 그러므로, 첫 번째의 혈압 소리가 감지되는 순간에 압력 트랜스듀서(7)에 의해 감지된 압력은 수축기 혈압이다.

커프 압력이 더 감소됨에 따라, 커프 압력은 이완기 혈압 아래로 떨어지게 된다. 이 압력 수준에서는, 커프 아래의 상완 동맥은 심장 박동 사이클동안 계속 개방되어 있다. 따라서, 동맥의 개방에 의해 발생하는 혈압 소리는 생성되지 않는다. 그러므로 혈압 소리가 감지될 수 있는 최저 커프 압력은 이완기 혈압에 해당한다.

압력 커프(1)가 수축하는 동안에는, 주위의 잡음 및 진동은 이차 음향 센서(5)를 이용하여 감지된다. 음향 센서(3)와 음향 센서(5) 및 압력 트랜스듀서(7)에 의해 생성되는 센서 신호들은 통신 링크(8)를 통해 처리를 위해 하우징(15)으로 전송된다.

그 다음에 상기 신호는 본 발명에 따라 도 2에 도시된 바와 같이 처리된다. 선택사항인 제1 단계에서, 센서 신호들은 대역 통과 필터(band pass filter)와 같은 신호 컨디셔닝 수단(9)에서 처리된다. 대상 음향 신호의 주파수 범위는 일정 범위에 국한되어 있으므로 대역 통과 필터를 사용하는 것은 이 주파수 범위 밖의 과도 잡음을 제거하는 데 유용한 단계이다. 상기 필터링된 신호는 마이크로프로세서와 같은 처리 유닛(12)에 제공되기 위해 그 다음에 A/D 변환기(11)를 이용하여 해당 디지털 신호로 변환된다. 처리 유닛(12)에서는, 간섭()-이차 음향 센서(5)에 의해 감지됨-을 잡음이 있는 측정 신호()-일차 음향 센서(3)에 의해 감지됨-로부터 제거하기 위해 도 1에 점선으로 표시된 적응제어 간섭자 소거기(adaptive interferer canceller)를 이용하여 음향 센서 신호들을 처리한다.잡음이 있는 측정 신호()는 입력 신호로서 적응제어 간섭자 소거기에 제공된다. 이차 음향 센서(5)에 의해 제공되는 신호()는 적응제어 간섭자 소거기의 적응 필터(adaptive filter)에 간섭 잡음 신호로서 제공된다. 간섭자 입력()에 대한 적응 필터의 출력()은 아래의 수학식 1과 같다.

여기서L은 시간에서의 적응 가중치(adaptive weights)()들이며,K는 처리되는 최대 샘플 수이다. 적응 가중치 알고리즘에 대한 적응 가중치는 수학식 2의 적응 가중치 업데이트식(adaptive weight update equation)에 의해 주어진다.

(i=1, 2, ...L), (j=1, 2, ...K)

여기서λ는 적응 단계 크기 파라미터(adaptive step size parameter)이며,α는 안정도 파라미터(stability parameter)이며은 아래에 주어진 벡터의 유클리드 평균(Euclidean norm)이다.

적응제어 간섭자 소거기의 출력은로 주어진다. 처리하고자 하는 샘플에 대한 적응 가중치를 계산하기 위해서, 알 수 있는 바와 같이 이전의 샘플의 간섭자 소거기의 출력이 적응 가중치 업데이트식에서 이용된다.

간섭자가 정확히 측정되는 경우, 이 알고리즘은 측정된 신호에서 어떠한 잡음 또는 진동 효과라도 이를 제거하기 위한 이상적인 도구이다. 상완 동맥으로부터 떨어진 곳에 설치된 이차 음향 센서(5)에 의해 측정되는 잡음은 간섭자()로 간주되며 적응 가중치가 부여된 신호()는 그 다음에 혈압 소리()의 측정된 음향 신호로부터 차감된다. 적응제어 간섭자 소거기에 관한 상세한 정보는 상기 발명자에 의해 Journal of Acoustic Society of America, 90(6), 3131-3172, 1991에 개재된 "Limitation on towed-array gain imposed by a nonisotropic ocean" 및 Proceedings of the IEEE, 86(2), 358-396, February 1998에 개재된 "Implementation of Adaptive and Synthetic-Aperture Processing Schemes in Integrated Active-Passive Sonar System"에 개시되어 있다.

상기 적응제어 간섭자 소거기는 간섭이 정확하게 측정되는 경우 "잡음이 많은" 신호로부터 간섭 잡음을 제거하는 강력한 도구로 알려져 있다. 또한, 본 발명에 따른 혈압 측정 방법 및 장치에 응용된 상기 적응제어 간섭자 소거기는 극단적인 잡음 및 진동 수준을 가지는 환경에서 감지된 신호에 대해서도 좋은 결과를 제공하기 위해 최소한의 계산량만을 필요로 한다.

선택사항으로서, 잡음 효과를 더 감소시키기 위해 출력 신호()는 대역통과 필터링 될 수 있다.

그 다음에, 음향 신호()에 포함된 심장 박동으로부터 발생하는 유효한 피크들을 배경 잡음으로부터 추출하기 위해 출력 신호()가 피크 판별기(peak discriminator)에 제공된다. 제1 단계에서, 피크 판별기에 의해 결정된 잡음 바닥 수준(noise floor level)보다 큰 피크가 격리된다. 상기 격리된 피크들은 주기성 및 반복적 불변성을 만족시키는지 결정하기 위해, 즉 심장 박동으로부터 예상되는 박동이 빠지지는 않았는지 결정하기 위해, 더 검사된다. 이러한 구속조건들(constraints)을 만족시키지 못하는 피크들은 폐기된다. 상기 피크 판별기의 출력은 계속적으로 반복되는 주기적 피크의 연속이다. 이 과정은 또한 강한 과도기 잡음 효과(transient noise effect)로 인한 랜덤 피크들(random peaks)을 제거한다. 당업자에게 명백하듯이, 피크를 감지하는 방법에는 여러 가지가 있다. 상기한 방법은 필요한 계산은 최소로 유지하는 반면, 극도로 높은 잡음 및 진동 수준이 있는 환경에서도 좋은 결과를 낼 수 있는 것을 알 수 있었다.

박동수 추정기(pulse rate estimator)는 피크 판별기의 결과로부터 즉시 이용 가능한 환자의 박동수을 결정한다.

피크 판별기의 출력은 혈압 추정기로도 제공된다. 수축기 혈압은 압력 커프(1)가 수축함에 따라 최초 심장 박동이 감지될 때의 혈압으로 정의된다. 이완기 혈압은 최종 심장 박동이 감지될 때의 혈압으로 정의된다. 피크 감지기의 결과로부터 이 두 펄스 피크가 발생하는 시점들이 결정되며 이 시점들은 그 후에 압력트랜스듀서(7)에 의해 얻어지는 신호에 대한 기준으로 이용된다. 압력 트랜스듀서(7)에 의해 얻어진 신호는 수축하는 압력 커프(1) 내의 압력의 측정치를 시간에 대한 함수로 제공한다. 이 시점들에서의 대응 압력들은 각각 수축기 혈압과 이완기 혈압이다.

선택사항으로서, 측정치들은 압력 커프가 팽창하는 동안 측정된다. 위에서 말한 방법에서는 상완 동맥이 확실히 폐쇄되도록 실제의 수축기 혈압보다 훨씬 더 높은 압력까지 압력 커프가 팽창되는 반면, 이 방법에서는 수축기 혈압보다 약간 높은 압력까지 압력 커프가 팽창된다는 장점이 있다.

또한, 신호의 질을 향상시키기 위해 각각의 혈압 신호 및 간섭 잡음을 측정하는 복수의 음향 센서들이 이용될 수 있다.

도 3은 잡음이 거의 없는 환경에서 본 발명에 따른 혈압 및 심장 박동수 측정 방법 및 장치의 결과를 보여준다. 제일 위의 곡선은 압력 커프(1)의 압력 감소를 시간의 함수로 보여준다. 위로부터 2번째 곡선은 일차 음향 센서(3)에 의해 측정된 음향 신호를 보여준다. 심장 박동으로부터 발생하는 주기적 펄스를 명확히 볼 수 있으며 최초 및 최종 펄스는 뚜렷하게 보여진다. 다음 곡선은 적응제어 간섭자 소거기에 의해 처리된 후의 음향 신호를 보여준다. 이 신호의 잡음 수준이 낮다는 것과 처리되지 않은 신호의 잔여 심장 박동이 제거되었다는 것이 명백하다. 최하단의 곡선은 피크 판별기에 의해 잡음으로부터 판별된 피크들을 도시하고 있다.

시작과 끝의 작은 영역들은 폐기되는데, 이는 일련의 심장 박동으로 여겨지는 기간동안 이들이 비주기적 성질을 가지며 일정하지 않기 때문이다. 잔여시퀀스(sequence)는 보존되어 혈압과 심장 박동수를 결정하는 데 이용된다. 이번 경우에, 수축기 혈압은 123psi이며, 이완기 혈압은 83psi이며 심장 박동수는 분당 84회이다.

도 4는 헬리콥터에 탄 상태-극도의 잡음 및 진동 수준을 포함하는 환경-에서 취해진 측정치에 대한 결과를 보여준다. 일차 음향 센서에 의해 감지된 신호는 잡음이 많으며 최초 및 최종 펄스가 직접 식별될 수 없다는 것이 명백하다. 그러나, 적응제어 간섭자 소거기와 피크 판별의 첫 번째 단계를 이용하여 신호를 처리한 후에는 최초 및 최종 펄스를 손쉽게 식별할 수 있다. 수축기 및 이완기 혈압은 각각 132psi 및 108psi이며, 심장 박동수는 분당 92회이다. 잡음 없는 조건 하에서 측정한 것뿐만 아니라 이 측정치들은, 본 발명에 따른 장치를 사용한 실험의 바로 전에 통상적인 종래방법에 의해 취해진 측정치들을 능가하는 결과를 나타낸다.

다른 실시예에서 본 발명에 따른 장치는 이송 중에 심장 박동수를 모니터링하는 데 이용된다. 이 경우 심장 박동수를 측정하지만 동맥을 통한 혈류를 방해하지 않도록 압력 커프(1)는 이완기 혈압보다 약간 높게 팽창된다.

당연히, 본 발명의 취지와 범위를 벗어나지 않고 다른 많은 실시예들이 가능하다.

본 발명에 따른 혈압 및 심장 박동수 측정 장치 및 방법은 극도의 잡음 및 진동 수준을 가진 환경에서 좋은 결과를 제공함으로써 종래기술에 비해 훨씬 유익하다. 많은 비상상황에서, 응급치료를 제공하기 위한 목적으로 혈압 및 심장 박동수의 정확한 측정치를 얻는 것이 피해자의 인명구조를 위해 필수적이다. 하지만 불운하게도, 많은 경우에 이러한 활동은 앰뷸런스, 헬리콥터, 또는 해군함정과 같은 시끄러운 환경에서 행해져야만 한다. 본 발명은 이러한 조건들 하에서 정확한 결과를 얻는 수단을 제공하며 심지어는 피해자가 심인성 쇼크 상태에 있더라도 혈압 및 심장 박동수를 측정할 수 있게 해준다. 신호처리는 최소의 계산량만을 필요로 하며, 따라서, 혈압 및 심장 박동수 측정 장치는 배터리로 동작 가능하며 소형 휴대용 하우징 내에 조립될 수 있다. 예를 들어, 이러한 장치는 피해자가 들것에 올려져 앰뷸런스로 이송되는 동안에도 혈압을 측정할 수 있게 해주어, 결과적으로 귀중한 시간을 아낄 수 있다.

Claims (19)

1. 환자의 수축기 및 이완기 혈압을 측정하는 방법에 있어서,

   환자의 동맥 근처의 환자 위에 설치된 제1 음향 센서를 이용하여 심장 박동에 해당하는 혈압 신호를 감지하되, 상기 제1 음향 센서는 상기 혈압 신호에 의존하는 제1 음향 신호를 생성하는 단계;

   동맥으로부터 떨어진 곳의 환자 위에 설치된 제2 음향 센서를 이용하여 잡음 및 진동을 감지하되, 상기 제2 음향 센서는 잡음 및 진동에 의존하는 제2 음향 신호를 생성하는 단계;

   압력을 감지하는 압력 트랜스듀서를 이용하여 동맥에 가해진 압력을 감지하고 상기 감지된 압력에 의존하는 압력 신호를 제공하는 단계;

   상기 동맥에 압력이 가해지는 동안에 상기 제1 음향 신호, 제2 음향 신호 및 압력 신호를 처리 유닛에 제공하는 단계;

   상기 제1 음향 신호에 포함된 잡음 및 진동에 의한 간섭을 제거하기 위해, 적응제어 간섭자 소거기 알고리즘을 이용하여 상기 제1 음향 신호로부터 상기 제2 음향 신호를 차감하여 상기 제1 음향 신호를 처리하는 단계;

   상기 처리된 제1 음향 신호 내에서 심장 박동 펄스를 감지하는 단계; 및

   상기 감지된 심장 박동 펄스를 상기 압력 신호와 연계하여 수축기 및 이완기 압력을 결정하는 단계

   를 구비하는 수축기 및 이완기 혈압 측정 방법.
2. 제1항에 있어서,

   상기 동맥이 강제로 폐쇄되도록 상기 동맥에 압력을 가하는 단계; 및

   상기 동맥에 가해진 압력을 감소시키는 단계

   를 더 구비하는 수축기 및 이완기 혈압 측정 방법.
3. 제2항에 있어서,

   상기 동맥이 강제로 폐쇄되도록 압력을 가하는 단계를 수행하는 동안에 상기 혈압 신호를 감지하는 단계를 더 구비하는 수축기 및 이완기 혈압 측정 방법.
4. 제2항에 있어서,

   상기 동맥에 압력이 가해지는 곳의 하부의 동맥 근처에 상기 제1 음향 센서가 설치되는 수축기 및 이완기 혈압 측정 방법.
5. 제1항에 있어서,

   상기 제1 음향 신호가 대역 통과 필터링되는 수축기 및 이완기 혈압 측정 방법.
6. 제1항에 있어서,

   상기 제2 음향 신호가 대역 통과 필터링되는 수축기 및 이완기 혈압 측정 방법.
7. 제1항에 있어서,

   상기 처리된 제1 음향 신호가 대역 통과 필터링되는 수축기 및 이완기 혈압 측정 방법.
8. 제1항에 있어서,

   상기 제2 음향 신호가 적응 필터를 이용하여 처리되는 수축기 및 이완기 혈압 측정 방법.
9. 제1항에 있어서,

   상기 심장 박동 펄스가 피크 판별기를 이용하여 감지되는 수축기 및 이완기 혈압 측정 방법.
10. 제9항에 있어서,

    바닥 잡음 수준보다 큰 피크들은 격리되는 수축기 및 이완기 혈압 측정 방법.
11. 제9항에 있어서,

    주기성 및 반복적 불변성을 만족시키지 못하는 피크는 제거되는 수축기 및이완기 혈압 측정 방법.
12. 제1항에 있어서,

    상기 감지된 심장 박동 펄스로부터 심장 박동수를 측정하는 단계를 더 포함하는 수축기 및 이완기 혈압 측정 방법.
13. 잡음이 많은 환경에서 환자의 심장 박동을 모니터링하는 방법에 있어서,

    환자의 동맥 근처의 환자 위에 설치된 제1 음향 센서를 이용하여 심장 박동에 해당하는 혈압 신호를 감지하되, 상기 제1 음향 센서는 상기 혈압 신호에 의존하는 제1 음향 신호를 생성하는 단계;

    동맥으로부터 떨어진 곳의 환자 위에 설치된 제2 음향 센서를 이용하여 잡음 및 진동을 감지하되, 상기 제2 음향 센서는 잡음 및 진동에 의존하는 제2 음향 신호를 생성하는 단계;

    상기 제1 음향 신호 및 제2 음향 신호를 처리 유닛에 제공하는 단계;

    적응제어 간섭자 소거기 알고리즘을 이용하여 상기 제1 음향 신호로부터 상기 제2 음향 신호를 차감하여 상기 제1 음향 신호에 포함된 잡음 및 진동에 의한 간섭을 제거하는 단계;

    상기 제1 음향 신호 내에서 심장 박동 펄스를 감지하는 단계; 및

    상기 감지된 심장 박동 펄스로부터 심장 박동수를 결정하는 단계

    를 구비하는 심장 박동 모니터링 방법.
14. 제13항에 있어서,

    이완기 혈압보다 큰 압력이 상기 동맥에 가해지는 심장 박동 모니터링 방법.
15. 제14항에 있어서,

    상기 동맥에 압력이 가해지는 곳의 하부의 동맥 근처에 상기 제1 음향 센서가 설치되는 심장 박동 모니터링 방법.
16. 극도의 잡음 및 진동 수준이 있는 환경에서 환자의 수축기 및 이완기 혈압을 측정하는 장치에 있어서,

    환자의 동맥에 압력을 가하는 압력 커프;

    상기 동맥에 가해진 압력에 의존하는 압력 신호를 제공하는 압력 트랜스듀서;

    심장 박동에 해당하는 혈압 신호에 의존하는 제1 음향 신호를 생성하는 제1 음향 센서;

    잡음 및 진동에 의존하는 제2 음향 신호를 생성하는 제2 음향 센서; 및

    적응제어 간섭자 소거기를 이용하고 상기 제2 음향 신호를 이용하여 상기 제1 음향 신호를 처리하며, 상기 처리된 제1 음향 신호 내에서 심장 박동 펄스를 감지하며, 상기 감지된 심장 박동 펄스 및 상기 압력 신호를 이용하여 수축기 및 이완기 혈압을 결정하는 처리 유닛

    을 구비하는 수축기 및 이완기 혈압 측정 장치.
17. 제16항에 있어서,

    상기 처리 유닛이 상기 감지된 심장 박동 펄스로부터 심장 박동수를 결정하는 데 사용되는 수축기 및 이완기 혈압 측정 장치.
18. 제16항에 있어서,

    상기 제1 및 제2 음향 신호를 필터링하는 대역 통과 필터를 더 구비하는 수축기 및 이완기 혈압 측정 장치.
19. 제16항에 있어서,

    상기 처리된 제1 음향 신호를 필터링하는 대역 통과 필터를 더 구비하는 수축기 및 이완기 혈압 측정 장치.