KR20220065829A - 체외 혈액 회로용 세그먼트에서 심장 박동 및/또는 심박수를 결정하기 위한 비-침습적 센서 - Google Patents
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Abstract
체외 혈액 치료 장치의 도관에서 심박수를 결정하기 위한 비-침습적 심장 박동 센서는, 세그먼트에서 흐르는 혈액을 향해 광 신호를 지향시키는 하나의 소스; 혈액을 통과한 후 상기 소스에 의해 방출된 신호를 포함하는 광학 정보 신호를 수신하고, 각각의 출력 신호를 방출하기 위한 하나의 검출기; 각각의 출력 신호를 수신하고, 출력 신호에 기초하여 심장 박동 주파수 및 심박수 값을 검색하는 제어기;를 포함하고, 상기 정보 신호는 심장에 의해 발생된 흐름 임펄스에 의해 부분적으로 생성된 혈액의 흐름 섭동에 의해 변경된다.
Description
본 개시는 신호 처리 및 물리량의 광학적 측정의 일반적인 분야에 속한다. 상세하게는, 본 발명은 적어도 심장 박동 및/또는 심박수를 결정하기 위한 장치, 센서 및 프로세스에 관한 것이다.
신장 치료 목적의 장치에서(만성 신부전 치료 또는 급성 신부전 치료를 위한 혈액 투석, 또는 체외 혈장 처리 중에, 예컨대 혈액 투석, 혈액 여과, 혈액 투석 여과, 혈장 반출법 등), 환자의 혈역학적 파라미터는 혈액 라인(blood lines)을 통해 간접적으로 측정되거나(예를 들어: 혈액 라인 자체의 반-침습적 센서 부품을 사용한 동맥 및 정맥 평균 압력) 또는 환자 팔에 배열된 전통적인 팽창식 커프(cuff)를 사용하여 산발적으로 측정된다. 종래의 팽창식 커프를 사용하면, 그 작동이 환자의 팔에 있는 동맥 및 정맥의 일시적 폐색을 포함하기 때문에, 지속적인 혈압 판독이 불가능하다. 게다가, 측정은 상당히 불편하고 환자에게 고통스러울 수 있어 투석 치료 동안 계속 측정을 반복하는 것이 용납되지 않게 한다. 혈압 커프를 통해, 심장 박동 및/또는 심박수를 검출하는 것도 가능하지만, 그러나 측정 기간 동안에만 가능하다(약 1분 지속). 알려진 반-침습적 압력 센서는 일반적으로 펌프에 가깝고 환자로부터 멀리 떨어진 위치의 혈액 라인에 설치된다. 이러한 반-침습적 압력 센서에는 일반적으로 장치의 도관에서 순환하는 혈액 또는 유체와 접촉하는 막이 제공된다. 따라서, 치료 중인 환자의 건강에 대한 영향의 위험을 감소시키기 위해, 설계 및 구현을 위해 선택한 재료에 특별한 주의를 기울여야 한다.
박동하는 동안 심장이 혈액에 제공하는 맥박은 체외 혈액 치료를 위한 장치까지의 도관을 향한 누공 액세스로부터의 경로를 따라 강도 및/또는 에너지가 감소하는 것으로 나타났다.
또한, 장치에서 작동 가능하게 작동되는 펌프는, 일반적으로 맥동 펌프, 특히 연동 펌프이기 때문에, 도관에서 순환하는 혈액 또는 유체에 원치 않는 압력 피크(또는 흐름 피크)를 생성한다. 이로 인해, 원하지 않는 노이즈가 항상 원하는 신호에 추가되기 때문에, 압력 판독값의 정밀도 및 신뢰성이 저하된다; 펌프에 의해 제공되는 압력 피크(또는 흐름 피크)는 때때로 심장 펄스의 크기보다 더 큰 크기 정도일 수 있다. 펌프에 의해 제공되는 압력 피크(또는 흐름 피크)는 진폭 및/또는 주파수 면에서 펌프 자체의 유량과 관련된다. 유량이 높을수록, 펌프는 더 빨리 회전하고, 일반적으로 피크가 발생하는 주파수가 높아진다. 이것은 대조되는 벽에 대한 펌프 롤러의 작용으로 인해 소성 변형되는 혈액 회로의 도관의 세그먼트의 주기적 압축으로 인해, 작동 사이클을 따라 도관에 유량/압력이 불연속적으로 제공되게 하는 작동을 갖는 연동 펌프의 경우에 특히 해당된다.
체외 혈액 치료 장치를 통해 수행되는 혈액 치료, 특히 투석 과정과 관련된 일반적인 유량의 경우, 펌프가 제공하는 피크의 주파수는 심박수의 주파수와 매우 가깝고, 이는 일반적으로 - 휴식 상태에서 - 50 bpm(또는 일반적으로 60 내지 70 bpm, 잘 훈련된 운동선수를 나타내는 제1 숫자) 내지 100 bpm에 있고, 대략 약 1 ㎐ 미만 내지 약 2 ㎐ 미만에 있는 피크 주파수가 발생한다는 것이 추가로 주목되었다. 따라서, 펌프에 의해 제공되는 피크의 기본 주파수는 심장 박동의 주파수와 실질적으로 밀접한 관련이 있고, 때로는 펌프에 의해 제공되는 피크의 주파수는 심장 박동의 주파수와 실질적으로 중첩될 수 있고, 예를 들어 십분의 몇 ㎐가 다를 수 있다. 적절한 절차가 없다면, 심박수 판독값이 펌프에서 제공하는 펄스에 의해 상당히 부정적인 영향을 받을 수 있다는 것은 분명해 보인다. 일부 치료는 이완기 혈압과 수축기 혈압 사이의 차동 혈압을 감소시켜, 펌프 펄스의 효과가 여전히 증가할 수 있다.
이러한 해로운 영향은 일시적으로 혈액 펌프를 정지하는 것, 즉 펄스를 판독하기 위한 치료 과정에 의해 해결될 수 있지만, 그러나 이것은 정제된 혈액을 환자에게 할당하는데 영향을 미치는 단점이 있고, 치료가 길어지게 하며, 혈액 치료 장치에 대한 특정 구성을 필요로 하고, 어쨌든 지속적으로 신뢰할 수 있는 모니터링을 허용하지 않는데, 왜냐하면 펌프는 판독 후 짧은 기간 후에 다시 활성화되어야 하기 때문이다. 심장 박동 및/또는 심박수를 지속적으로 모니터링하는 것은, 시스템에 추가되고 환자의 신체와 밀접하게 접촉하여 배치되는 추가 장치(예를 들어: 웨어러블 장치)를 통해 또한 가능하다. 데이터를 전송하기 위해 추가 장치를 환자와 접촉시키고 기계에 연결하면 다음과 같은 단점을 가져온다:
- (웨어러블이든 아니든) 추가된 장치로 인한 사용자 불편,
- 환자 신체와의 밀접한 연결로 인한 신뢰성 문제 - 기계에 추가 연결 장치가 필요하거나 그 반대의 경우, 기존 기계의 개발 및 업데이트 비용이 추가로 소요된다.
WO2011/080194는 환자의 심혈관계의 유체 유량을 모니터링하도록 구성된 체외 혈액 치료를 위한 장치를 개시하고 있다. 상기 장치는 체외 혈액 회로, 및 상기 체외 혈액 회로를 심혈관계에 연결하기 위한 연결부를 포함한다. 모니터링 장치는 혈액 회로의 정맥압 센서로부터 시간에 따른 측정 신호를 얻는다. 압력 센서는 환자의 심장에서 발생하는 펄스를 검출하도록 배열되며, 여기서 시스템은 측정 신호를 처리하고 대상 펄스의 시간적 신호 프로파일인 펄스 프로파일을 획득하고 혈액 펌프 압력 피크/펄스를 필터링한 후 시간적 신호 프로파일을 기초로 하여 유체 유량을 계산하는 신호 프로세서를 더 포함한다.
US2018/078212는 환자의 호흡기 건강을 평가하고 호흡 스트레스를 표시하고 특성화하기 위한 시스템 및 방법을 개시한다. 이 장치는 시간 도메인에서 파형 곡선을 갖는 생물학적 신호를 생성하기 위해 환자와 통신하는 센서를 포함한다. 생물학적 신호가 처리되고, 환자의 호흡수를 반영하여 파형 곡선이 계산된다. 그런 다음 생물학적 신호 파형 곡선과 호흡수 파형 곡선 사이의 상관이 결정되고, 각각의 상관 계수가 결정된다. 주파수 분석이 생물학적 신호에 대해 수행되고, 생물학적 신호에 대한 전체 스펙트럼 성분에 대한, 생물학적 신호의 호흡 성분과 관련된 스펙트럼 성분의 비율을 반영하는 호흡 메트릭에 대한 결정이 이루어진다. 상관 계수 및 호흡 메트릭은 사용자에게 디스플레이하기 위한 호흡 스트레스 메트릭을 형성하기 위해 결합된다.
WO2018/112354는 감지된 정맥 파형으로부터 환자 파라미터를 모니터링하고 결정하기 위한 시스템 및 방법을 개시한다. 이 문헌은 심박수 주파수(F1) 및 심박수 주파수의 고조파에서 고조파 주파수(FH)를 포함하는, 주파수 도메인 PVP(peripheral venous pressure)(말초 정맥압) 신호의 국부적 최대치와 관련된 복수의 주파수에 대한 평가를 개시한다.
검출에 사용되는 알려진 감지 기술의 유형에도 불구하고, 압력 또는 흐름의 펌프 피크는 심장 박동 및/또는 심박수 판독의 신뢰성에 큰 영향을 미친다.
이 배경 섹션은 직면한 기술적인 문제 중 일부를 단지 설명하기 위한 것이라는 점을 주목해야 한다. 위에서 논의된 장치들은 단순히 이 섹션에서 논의되기 때문에 종래 기술의 일부로 해석되어서는 안 된다. 반대로, 위 설명의 일부 양태들은 예컨대 대중에게 공개되지 않았을 수 있으므로 그렇게 해석되어서는 안 된다.
따라서 본 출원인은 전술한 단점들을 해결하기 위한 센서 및 감지 기술의 필요성을 식별하였다.
전술한 단점을 해결하기 위해, 본 출원인은 본 개시에 개시된 바와 같은 센서를 제공하였다; 서로 함께 그리고 본 설명의 다른 부분 또는 청구범위와 결합될 수 있는 다음 양태들은 본 개시의 가장 관련성 있는 기술적 특징을 강조할 것이다.
제1 양태는 체외 혈액 치료 장치에 연결되는 도관의 체외 세그먼트(101)에서 심장 박동 및/또는 심박수를 결정하기 위한 비-침습적 심장 박동 센서(100)에 관한 것으로서, 상기 센서(100)는:
- 세그먼트(101)에서 흐르는 혈액을 향해 광 신호를 지향시키기 위한 적어도 하나의 소스(53) - 상기 광 신호는 적어도 하나의 방출 축(54)을 따라 지향됨 - ;
- 세그먼트(101)에서 흐르는 혈액을 적어도 부분적으로 통과한 후 상기 소스(53)에 의해 방출된 신호를 포함하는 광학 정보 신호를 수신하기 위한 적어도 하나의 검출기(57) - 상기 적어도 하나의 검출기(57)는 수신된 정보 신호와 관련된 각각의 출력 신호(200R)를 방출함 - ,
- 적어도 하나의 검출기(57)로부터 각각의 출력 신호(200R)를 수신하고, 출력 신호(200R)에 기초하여, 심장 박동 주파수(fHR)를 검색하고 및/또는 심박수 값을 검출하도록 구성된 제어기(65);를 포함한다.
선택적으로, 상기 정보 신호는 세그먼트(101)에서 흐르는 혈액의 흐름 섭동에 의해 변경되며, 상기 흐름 섭동은 박동하는 심장에 의해 발생하는 흐름 임펄스에 의해 적어도 부분적으로 생성된다.
제1 양태에 따른 제2 양태에서, 상기 정보 신호는 적어도 박동하는 심장에 의해 발생된 흐름 임펄스로 인한 혈액량 변화 또는 헤모글로빈 농도 변화에 의해 특히 적어도 진폭이 변경되고, 및/또는 상기 혈액량 변화 또는 상기 헤모글로빈 농도 변화의 함수이다.
이전 양태 중 어느 하나에 따른 제3 양태에서,
- 상기 소스(53)는 광 신호 소스이고,
- 상기 검출기(57)는 광 신호 검출기(57)이고,
- 상기 정보 신호 및 상기 소스(53)에 의해 방출된 신호는 광 신호이다.
이전 양태 중 어느 하나에 따른 제4 양태에서, 상기 세그먼트(101)에서 흐르는 혈액의 상기 흐름 섭동은, 주어진 미리 결정된 시간에, 상기 소스(53)에 의해 방출된 신호가 동일한 미리 결정된 시간에 갖는 진폭에 대해 적어도 상기 정보 신호의 진폭을 변경하고,
상기 혈액의 특성은 혈액량 변화 또는 헤모글로빈 농도 변화 또는 혈액량 변화 또는 헤모글로빈 농도와 직접적으로 관련된 파라미터이다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제5 양태에서, 상기 소스(53)는 광학 전자기 복사 방출기, 선택적으로 단파장 또는 다중 파장 방출기, 특히 단파장, 선택적으로 다중 모드 및 비간섭성, LED 또는 다중 파장 LED, 또는 단파장 LASER 또는 SLED 또는 복수의 단파장 LASERs 또는 SLEDs의 조합을 포함한다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제6 양태에서, 상기 소스(53)는 미리 결정된 방출 축을 따라 방출하는 적어도 주 복사선 로브(lobe)를 가지며, 선택적으로 상기 미리 결정된 방출 축은 상기 세그먼트(101) 및 상기 세그먼트(101)에서 흐르는 혈액을 향한다.
선행하는 2개의 양태 중 어느 하나에 따른 제7 양태에서, 상기 센서는 소스(53)와 결합된 일단부 및 적어도 상기 미리 결정된 방출 축을 따라 방출된 신호를 혈액을 지향시키도록 배치된 타단부를 갖는 광섬유를 포함한다.
선행하는 3개의 양태 중 어느 하나에 따른 제8 양태에서, 상기 다중 파장 방출기는 적색 및 적외선 대역의 피크 파장을 갖는 복수의 광학 복사 소스를 포함하고, 특히 상기 소스(53)의 적어도 조명 피크 파장은 0.7 ㎛ 내지 1000 ㎛, 및 더 특히 1 ㎛ 내지 350 ㎛ 또는 790 ㎚ 내지 820 ㎚, 예를 들어 800 ㎚ 내지 810 ㎚, 및/또는 적색 영역에서 620 ㎚ 내지 750 ㎚에 포함된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제9 양태에서, 상기 광학 복사 소스(53)는 제1 파장(λ1)에 또는 상기 제1 파장을 포함하는 제1 주파수 윈도우로 중심을 둔 광학 복사의 적어도 제1 성분, 제2 파장(λ2)에 또는 상기 제2 파장을 포함하는 제2 주파수 윈도우로 중심을 둔 광학 복사의 제2 성분, 선택적으로 제3 파장(λ3)에 또는 상기 제3 파장을 포함하는 제3 주파수 윈도우로 중심을 둔 광학 복사의 제3 성분, 및 제4 파장(λ4)에 또는 상기 제4 파장을 포함하는 제4 주파수 윈도우로 중심을 둔 광학 복사의 제4 성분을 포함하는 복합 광학 복사를 전송하도록 구성되고, 선택적으로 상기 제1, 제2, 제3 및 제4 파장은 서로 다르고 및/또는 상기 제1, 제2, 제3 및 제4 주파수 윈도우는 주파수가 적어도 부분적으로 중첩되지 않는다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제10 양태에서, 상기 센서는 체외 혈액 치료 장치의 도관의 세그먼트(101)에 대응하여 배열되도록 구성되거나 또는 체외 혈액 치료 장치에 연결되도록 구성되고, 상기 도관은 장치로 혈액을 치료하는 동안 혈액 흐름을 위해 구성된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제11 양태에서, 상기 검출기는 소스(53)의 방출 축에 대해 다른 반경 방향에 배치되거나, 또는 각각의 위치에 따라 반사 신호, 산란 신호 및/또는 투과 신호를 수집하기 위해 소스(53)의 방출 축에 대해 서로 다른 각도로 배열되고, 특히 하나의 제1 검출기는 소스의 방출 축에 대해 약 180°에 배치되고, 및/또는 하나의 제2 검출기는 소스의 방출 축에 대해 약 90°에 배치되고, 및/또는 하나의 제3 검출기는 소스의 방출 축에 대해 약 45°에 배치되고, 및/또는 하나의 제4 검출기는 소스의 방출 축에 대해 약 0°에 배치된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제12 양태에서, 상기 소스(53)는 상기 세그먼트(101)의 주 전개 축에 대한 횡단 방향, 특히 실질적으로 수직인 방향으로 상기 광학 복사를 전송하도록 구성되고, 상기 검출기는 상기 세그먼트(101)의 주 전개 축에 대한 횡단 방향, 특히 실질적으로 수직인 방향을 따라 소스(53)에 의해 방출된 광 신호를 수신하도록 구성된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제13 양태에서, 상기 검출기는 각각의 수신 축을 따라 직접, 반사된 또는 굴절된 신호를 수신하고, 상기 검출기의 상기 수신 축 및 상기 소스(53)의 상기 방출 축은 동일한 평면에 포함된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제14 양태에서, 상기 체외 혈액 치료 회로의 세그먼트(101)는 튜브 부분이고, 상기 검출기 및 상기 소스는 동일한 단면 주위에서 상이한 각도로 상기 튜브 부분 주위에 배치되고, 특히 상기 튜브는 실질적으로 원형 단면을 갖는다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제15 양태에서, 상기 센서는 상기 튜브 세그먼트(101)에 대해 실질적으로 반대 형상인 하나의 부분을 갖는 하우징(51)을 더 포함하고, 상기 하우징(51)은 관통 통로(52) 내부에 튜브 세그먼트(101)를 수용하기 위해 튜브 세그먼트의 외부 형상에 반대 형상인 관통 통로(52)를 획정하는 2 개 이상의 피스로 제조되고, 각 검출기(57)는 하우징(51)과 튜브 세그먼트(101)의 결합 상태에서 튜브 세그먼트(101)를 향하는 반대 형상 부분에 배치된 각 단부를 포함하고, 특히 상기 소스(53)는 하우징과 튜브 세그먼트의 결합 상태에서 튜브를 향하는 반대 형상 부분에 배치된 단부를 포함한다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제16 양태에서, 상기 소스(53)는 소스(53)와 결합된 일단부 및 하우징(51)에 고정된 타단부를 갖는 광섬유(59)를 포함하고, 상기 광섬유의 타단부는 상기 하우징과 상기 튜브 세그먼트(101)의 결합 상태에서 상기 튜브 세그먼트(101)를 향하고 카운터 형상 부분에 배치되며; 적어도 하나의 검출기(57), 및 특히 모든 검출기(57)는 광섬유를 포함하고, 상기 광섬유의 일단부는 상기 하우징에 고정되는 튜브 세그먼트(101)에 대응하여 배열되고, 상기 광섬유의 단부는 하우징과 튜브 세그먼트(101)의 결합 상태에서 반대 형상 부분에 배치되고 튜브 세그먼트(101)를 향한다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제17 양태에서, 상기 하우징(51)은 상기 반대 형상 부분으로 세그먼트(101)에 대해 실질적으로 고정되도록 구성되는 결합 구성, 및 상기 세그먼트(101)의 해제를 허용하는 비-결합 구성을 포함하고; 상기 하우징(51)은 관통 통로(52)를 획정하는 상기 반대 형상 부분의 제1 부분을 획정하는 적어도 제1 부분(51a) 및 관통 통로(52)를 획정하는 상기 반대 형상 부분의 제2 부분을 획정하는 제2 부분(51b)을 포함하고, 선택적으로 상기 제1 부분(51a) 및 상기 제2 부분(51b)은 - 상호 연결될 때 - 상기 결합 구성을 구현하고 그리고 - 상호 적어도 부분적으로 연결 해제될 때 - 상기 비-결합 구성을 구현하기 위해 분리 가능하고 및/또는 함께 힌지 연결된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제19 양태에서, 상기 센서는 제1 파장(λ1)에서 또는 상기 제1 파장을 포함하는 제1 주파수 윈도우로 광학 복사를 수신하도록 구성된 적어도 제1 검출기(57; PD1) 및 제2 파장(λ2)에서, 또는 상기 제2 파장을 포함하는 제2 주파수 윈도우로 광학 복사를 수신하도록 구성된 제2 검출기(57; PD2)를 더 포함하고, 선택적으로 제3 파장(λ3)에서 또는 상기 제3 파장을 포함하는 제3 주파수 윈도우로 광학 복사를 수신하도록 구성된 제3 검출기(57; PD3) 및 제4 파장(λ4)에서 또는 상기 제4 파장을 포함하는 제4 주파수 윈도우로 광학 복사를 수신하도록 구성된 제4 검출기(57, PD4)를 더 포함한다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제20 양태에서, 상기 센서는 상기 적어도 하나의 검출기(57)의 출력에 작동 가능하게, 특히 전기적으로 연결된 트랜스 임피던스 증폭을 위한 회로(62)를 더 포함하고, 트랜스 임피던스 증폭을 위한 회로(62)는 상기 검출기(57)에 의해 생성된 전류 구동 신호를 전압 구동 출력 신호로 변환하도록 구성된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제21 양태에서, 상기 센서는 입력이 적어도 상기 검출기(57)의 상기 출력에서 작동 가능하게, 특히 전기적으로 연결되는 적어도 하나의 아날로그-디지털 변환 유닛(64)을 더 포함하고, 상기 아날로그-디지털 변환 유닛(64)은 수치 도메인 출력 신호를 상기 제어기(65)에 제공하도록 구성된 출력을 포함한다.
선행하는 2개의 양태 중 어느 하나에 따른 제22 양태에서, 상기 아날로그-디지털 변환 유닛(64)은 트랜스 임피던스 증폭을 위한 상기 회로(62)의 하류에 제공된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제23 양태에서, 상기 센서는 저역 통과 필터링 스테이지(63)를 더 포함하고, 상기 저역 통과 필터링 스테이지(63)는 검출기(57)에 작동 가능하게 결합되고, 선택적으로 검출기(57)에 전기적으로 연결되고, 선택적으로 30 ㎐보다 낮은, 또는 10 ㎐보다 낮은, 또는 9 ㎐ 미만, 또는 8 ㎐ 미만, 또는 7 ㎐ 미만, 또는 6 ㎐ 미만, 또는 5 ㎐ 미만, 또는 4 ㎐ 미만의 주파수에서 상기 검출기(57)에 의해 제공되는 출력 신호(200R)의 상위 대역을 제한하도록 구성된다.
선행하는 2개의 양태 중 어느 하나에 따른 제24 양태에서, 상기 저역 통과 필터링 스테이지(63)는 트랜스 임피던스 증폭을 위한 상기 회로(62)의 하류에, 선택적으로 상기 아날로그-디지털 변환 유닛(64)의 상류에 배열된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제25 양태에서, 상기 제어기(65)는:
- 시간 도메인으로부터 주파수 도메인으로 출력 신호(200R)의 적어도 기준 부분(200W)의 변환을 전자적으로 계산하고, 정보 신호 스펙트럼 또는 정보 신호 스펙트럼에 대응하는 출력 신호 스펙트럼을 획득하고,
- 적어도 하나의 펌프(11)가 유체 순환을 상기 세그먼트(101) 내로 강제하고 있는지를 결정하고,
- 적어도 하나의 펌프(11)가 유체 순환을 상기 세그먼트(101) 내로 강제하는 경우, 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 피크를 식별하고, 선택적으로 폐기하며 - 상기 진폭의 제1 피크는 선택적으로 진폭의 제1 노이즈 피크에 대응하며, 유체 순환을 상기 세그먼트(101) 내로 강제하는 적어도 하나의 펌프(11)에 의해 발생되는 상기 세그먼트(101)의 스퓨리어스 흐름 섭동(spurious flow perturbation)에 대응함 - ,
- 특히 상기 폐기가 발생한 후에, 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 탐색된 피크의 전자적 식별 및 후속 선택 단계를 수행하고 - 상기 선택은 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제2 탐색된 피크의 식별을 통해 전자적으로 계산되고, 상기 제2 피크는 상기 진폭의 제1 탐색된 피크의 후속하는, 특히 제2 고조파에 대응함 - ,
- 진폭의 제1 탐색된 피크에 대응하는 주파수를 적어도 하나의 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR)에 전자적으로 할당하도록 구성된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제26 양태에서, 상기 제어기(65)는 제1 하위 주파수 영역(200L) 및 적어도 제2 상위 주파수 영역(200U)에 대응하는 주파수 값을 전자적으로 로딩하도록 추가로 구성되고, 상기 제2 상위 주파수 영역(200U)은 상기 제1 하위 주파수 영역(200L) 위에 놓이며;
상기 출력 신호의 전자 처리는 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에 대해 다음 처리:
- 제1 하위 주파수 영역(200L)에 대응하는 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼의 부분을 필터링하는 단계, 또는
- 상기 제1 하위 주파수 영역(200L)에 있는 진폭의 임의의 피크를 폐기하는 단계를 수행하는 단계를 포함하여,
진폭의 제1 노이즈 피크의 식별, 및 선택적으로 폐기, 및 진폭의 제1 탐색된 피크의 전자적 선택은 상기 적어도 제2 상위 주파수 영역(200U)에서 수행된다.
선행하는 2개의 양태 중 어느 하나에 따른 제27 양태에서, 상기 제어기(65)는 비-생리학적 심장 펄스에 대한 주파수 임계값 미만으로, 특히 0.4 ㎐ 미만, 또는 0.5 ㎐ 미만, 또는 0.6 ㎐ 미만, 또는 0.7 ㎐ 미만으로 상기 하위 주파수 영역(200L)의 상위 주파수 값을 전자적으로 저장하고 설정하도록 구성된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제28 양태에서,
- 상기 센서는 제어기(65)에 작동 가능하게 액세스 가능한 하나 이상의 전자 메모리를 포함하거나, 또는
- 상기 센서는 제어기(65)에 액세스 가능한 메모리에 작동 가능하게 연결된다.
선행하는 2개의 양태 중 어느 하나에 따른 제29 양태에서, 상기 메모리는 상기 하위 주파수 영역(200L)의 적어도 상기 상위 주파수 값 및/또는 상기 주파수 임계값을 저장하도록 구성된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제30 양태에서, 제25 양태에 따른 경우, 상기 제어기는 상기 하위 주파수 영역(200L)의 상위 주파수 값에 대응하거나 또는 이보다 더 높은 상기 상위 주파수 영역(200U)의 가장 낮은 주파수 값을 전자적으로 저장하고 설정하도록 구성된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제31 양태에서, 제25 양태에 따른 경우, 상기 출력 신호의 상기 전자 처리는 선택적으로 10 ㎐ 미만, 또는 9 ㎐ 미만, 또는 8 ㎐ 미만, 또는 7 ㎐ 미만, 또는 6 ㎐ 미만, 또는 5 ㎐ 미만, 또는 4 ㎐ 미만의 미리 결정된 주파수에서 상기 출력 신호를 필터 스테이지(63)를 통해 저역 통과 필터링하는 단계를 포함한다.
선행하는 양태에 따른 제32 양태에서, 상기 저역 통과 필터링은 시간 도메인으로부터 주파수 도메인으로 출력 신호의 적어도 기준 부분의 변환을 전자적으로 계산하기 전에 수행된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제33 양태에서, 제25 양태에 따른 경우, 진폭의 제2 탐색된 피크(200P)의 식별은 진폭의 제1 탐색된 피크의 주파수(fHR)의 두 배에 해당하는 주파수(fHR2)에 해당하는 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서의 진폭의 피크를 서치함으로써 수행된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제34 양태에서, 제25 양태에 따른 경우, 상기 제어기(65)는, 상기 적어도 하나의 광 검출기(57)의 출력 신호를 전자적으로 처리할 때, 샘플링이 수행되는 출력 신호의 기준 윈도우의 전자적 선택을 수행하도록 구성되고, 상기 기준 윈도우는 선택적으로 1분 길이 미만, 또는 45초 길이 미만, 또는 30초 길이 미만, 또는 20초 길이 미만, 또는 15초 길이 미만, 또는 10초 길이 미만의 미리 결정된 길이를 가지며, 상기 출력 신호의 부분은 상기 출력 신호의 기준 부분을 구성하고, 상기 출력 신호의 적어도 부분의 변환의 전자적 계산은 출력 신호의 상기 기준 부분에 대해 수행되고, 상기 윈도잉 후에 수행된다.
선행하는 양태에 따른 제35 양태에서, 제25 양태에 따른 경우, 진폭의 제1 노이즈 피크의 식별 및/또는 진폭의 제1 탐색된 피크 및/또는 상기 진폭의 제2 탐색된 피크의 식별은 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼의 적어도 부분에 대한 피크 검출 알고리즘의 적용을 통해 수행된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제36 양태에서, 제25 양태에 따른 경우, 상기 피크 검출 알고리즘은 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 상기 출력 신호 스펙트럼의 부분을 고려하는 단계 - 상기 부분은 제2 상위 주파수 영역(200U)에 선택적으로 대응함 - , 및 상기 스펙트럼의 도함수를 전자적으로 계산하여 도함수 스펙트럼을 얻은 단계를 포함하고, 그 다음 상기 도함수 스펙트럼이 부호를 변경하고, 선택적으로 상기 도함수 스펙트럼이 양의 피크를 식별하기 위해, 분석의 주파수를 증가시키면서 양의 값에서 음의 값으로 부호를 변경하고, 상기 도함수 스펙트럼이 상기 피크에 대응하여 양의 값에서 음의 값으로 부호를 변경하는 적어도 하나의 주파수의 후속 전자적 서치 및 선택 단계를 포함한다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제37 양태에서, 제25 양태에 따른 경우, 상기 제어기(65)가 실행하도록 구성된 상기 피크 검출 알고리즘은 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 로컬 상대 최대 진폭 포인트를 서치하는 단계 - 상기 부분은 상기 스펙트럼에 대한 이동 윈도우 신호 처리를 사용하여 제2 상위 주파수 영역(200U)에 선택적으로 대응함 - , 및 피크가 발생하는 주파수로서 상기 최대 진폭 포인트에 대응하는 주파수의 추가 선택 단계를 포함한다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제38 양태에서, 상기 피크 검출 알고리즘은 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼의 적어도 부분 내에서 미리 결정된 진폭의 이동 윈도우를 획정하는 단계 - 상기 부분은 선택적으로 제2 상위 주파수 영역(200U)에 대응함 - , 및 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼의 상기 적어도 부분 내에서 상기 이동 윈도우에 대한 적어도 하나의, 특히 복수의 위치(들)를 전자적으로 획정하는 단계, 및 상기 위치(들)에 대해, 선택적으로 상기 위치 각각에 대해, 상기 윈도우 내의 상기 스펙트럼의 최대 진폭을 전자적으로 계산하는 단계, 및 상기 최대 진폭에 대응하는 주파수를 전자적으로 추출 및 저장하는 단계를 포함한다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제39 양태에서, 제11 양태에 따른 경우, 상기 제어기(65)는 전자 평균화를 수행하는 복수의 제1, 제2, 제3, 제4 광 검출기(57)의 출력 신호를 전자 처리하고, 및/또는 시간 도메인에서 결합된 출력 신호를 획득하기 위해, 상기 광 검출기(57), 선택적으로 모든 광 검출기(57) 중 적어도 부분의 신호를 필터링하도록 구성되고, 시간 도메인으로부터 주파수 도메인으로 출력 신호의 적어도 기준 부분의 변환은 상기 결합된 출력 신호에 대해 수행되고,
상기 제1, 제2, 제3, 제4 광 검출기(57)의 상기 출력 신호는 상기 제1, 제2, 제3 및 제4 광 검출기(57)를 통해 정보 신호의 적어도 부분을 수신한 결과이다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제40 양태에서, 상기 제어기(65)는, 스펙트럼이 상기 장치의 펌프(11) 작동과 관련된 성분 또는 피크에 대한 심장 박동 또는 심박수와 관련된 성분 또는 피크의 증강을 보는 결과 신호(301)를 얻기 위해, 형상이 시간에 따라 주기적 및/또는 반복되고 펌프 사이클 포인트와 상관되는 펌프 관련 신호(300P)로 상기 적어도 하나의 광 검출기(57)의 출력 신호를 처리하도록 구성된다.
선행하는 양태에 따른 제41 양태에서, 상기 제어기(65)는 상기 펌프 관련 신호(300P)로 상기 적어도 하나의 광 검출기(57)의 출력 신호를 처리하도록 구성되어, 상기 펌프가 적어도 상기 세그먼트(101)에 펄스를 제공하는 시간의 부분에 대응하여, 상기 처리의 출력에서 생성된 결과 신호(301)가 제로화되도록, 특히 주기적으로 또는 순환적으로 제로화되도록 렌더링한다.
선행하는 제40 및 제41 양태 중 어느 하나에 따른 제42 양태에서, 상기 제어기(65)는 미리 결정된 시간 길이의 분석 윈도우에 걸쳐 상기 결과 신호(301)의 평균 크기(Vm)를 전자적으로 계산하도록 추가로 구성되며, 상기 결과 신호(301)의 적어도 부분, 특히 상기 결과 신호(301)가 상기 곱셈으로 인해 제로화되지 않은 부분으로 상기 평균 크기(Vm)의 후속 감산을 더 포함하여, 적어도 시간 도메인으로부터 주파수 도메인으로의 변환이 수행되는 상기 출력 신호의 기준 부분을 구성하는 평균 신호(301A)를 생성한다.
선행하는 제40 내지 제42 양태 중 어느 하나에 따른 제43 양태에서, 상기 제어기(65)는 샘플링 윈도우를 통해 적어도 부분적으로, 선택적으로 완전히, 시간이 중첩되지는 않은 상기 출력 신호(200R)의 복수의 부분을 전자적으로 선택함으로써 상기 출력 신호(200R)의 복수의 기준 부분(200W)을 선택하도록 구성되고,
- 상기 시간 도메인으로부터 상기 주파수 도메인으로 변환을 수행하고, 상기 출력 신호(200R)의 상기 복수의 기준 부분(200W) 각각에 대해, 복수의 정보 신호 스펙트럼 또는 상기 대응하는 복수의 정보 신호 스펙트럼에 대응하거나 또는 이와 관련된 복수의 출력 신호 스펙트럼을 획득하고;
- 상기 복수의 각 페이로드 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에 대해:
- 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 노이즈 피크를 식별하고 폐기하며, 상기 진폭의 제1 미리 결정된 피크는 적어도 상기 세그먼트(101) 내로 유체 순환을 강제하는 적어도 하나의 펌프(11)에 의해 발생되는 상기 세그먼트(101)의 스퓨리어스 흐름 섭동에 대응하거나 또는 적어도 부분적으로 이에 관련되며,
- 상기 폐기가 발생한 후에 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 탐색된 피크의 전자적 식별 및 후속 선택을 수행하고, 상기 선택은 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 상기 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제2 탐색된 피크의 식별을 통해 전자적으로 계산되고, 상기 제2 피크는 상기 진폭의 제1 탐색된 피크의 제2 고조파에 대응하며,
- 상기 진폭의 제1 탐색된 피크에 대응하는 주파수를 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR1, fHR2, fHR3)에 전자적으로 할당하고;
- 상기 스펙트럼 각각에 대해 획득된 복수의 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수 값(fHR1, fHR2, fHR3)에 따라 최종 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR)를 계산하도록 구성된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제44 양태에서, 이전 청구항에 따른 경우, 상기 최종 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR)는 상기 스펙트럼 각각에 대해 획득된 상기 복수의 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수 값(fHR1, fHR2, fHR3) 간의 평균 계산에 따라 계산된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제45 양태에서, 상기 제어기(65)는 상기 센서(100)의 본체에 수용된다.
선행하는 양태 중 어느 하나에 따른 제46 양태에서, 상기 제어기(65)는, 상기 제어기(65)가 임의의 심장 박동 주파수(fHR)를 검색하지 않고 및/또는 임의의 심박수 값을 검출하지 않은 경우, 및/또는 상기 정보 신호로부터 상기 심장 박동 주파수(fHR)를 적어도 일시적으로 검색하고 및/또는 임의의 심박수 값을 검출하지 않은 후, 상기 제어기(65)가, 후속 시간에, 상기 정보 신호가 존재하는 동안, 임의의 심장 박동 주파수(fHR)도 검색하지 않고 및/또는 임의의 심박수 값도 검출하지 않는 경우, 경보 신호를 활성화하도록 구성된다.
제47a 양태에서, 도관의 세그먼트(101)에서 심장 박동 및/또는 심박수를 검색하기 위한 방법이 개시되며, 상기 방법은 비-침습적 광학 센서(100)를 통해 수행되고; 상기 방법은:
- 상기 광학 복사의 적어도 부분이 상기 세그먼트(101) 내에 존재하는, 특히 혈액을 포함하는 액체의 부분을 통과하도록 상기 세그먼트(101)를 통해 광학 복사 신호를 전송하는 단계 - 상기 전송은 광학 복사 소스(53)에 의해 수행됨 - ;
- 상기 세그먼트(101)에 실질적으로 대응하도록 배열된 적어도 하나의 광 검출기(57)를 통해 정보 신호를 수신하는 단계 - 상기 정보 신호는 상기 광학 복사 신호가 상기 세그먼트(101) 및/또는 상기 세그먼트(101) 자체의 부분에 존재하는 혈액을 적어도 부분적으로 통과함으로써 발생된 상기 광학 복사 신호의 변경된 버전을 포함하고, 상기 정보 신호는 세그먼트(101)에서 흐르는 혈액의 흐름 섭동에 의해 변경되고, 및/또는 상기 혈액의 흐름 섭동과 관련되거나, 또는 상기 혈액의 흐름 섭동의 함수이며, 상기 흐름 섭동은 박동하는 심장에 의해 발생하는 흐름 임펄스에 의해 적어도 부분적으로 생성됨 - ,
- 상기 정보 신호의 적어도 부분을 검출한 결과로서 상기 적어도 하나의 광 검출기(57)의 출력 신호(200R)를 전자적으로 처리하는 단계:를 포함하고,
상기 전자적으로 처리하는 단계는:
- 시간 도메인에서 주파수 도메인으로 출력 신호(200R)의 적어도 기준 부분(200W)의 변환을 전자적으로 계산하고, 정보 신호 스펙트럼 또는 상기 정보 신호 스펙트럼에 대응하거나 또는 이와 관련된 출력 신호 스펙트럼을 획득하는 단계,
- 적어도 하나의 펌프(11)가 유체 순환을 상기 세그먼트(101) 내로 강제하고 있는지를 결정하는 단계,
- 적어도 하나의 펌프(11)가 유체 순환을 상기 세그먼트(101) 내로 강제하는 경우, 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 피크(fp1)를 식별하고, 선택적으로 폐기하는 단계 - 상기 진폭의 제1 피크(fp1)는 선택적으로 진폭의 제1 노이즈 피크에 대응하고, 유체 순환을 적어도 상기 세그먼트(101) 내로 강제하는 적어도 하나의 펌프(11)에 의해 발생되는 상기 세그먼트(101)의 스퓨리어스 흐름 섭동에 대응하거나 또는 적어도 부분적으로 관련됨 - ;
- 상기 폐기가 발생한 후에 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 탐색된 피크의 전자적 서치 또는 식별 및 후속 선택을 수행하는 단계 - 상기 선택은 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제2 탐색된 피크의 식별을 통해 전자적으로 계산되고, 상기 제2 피크는 상기 진폭의 제1 탐색된 피크의 제2 고조파에 대응함 - ,
- 진폭의 제1 탐색된 피크에 대응하는 주파수를 적어도 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR)에 전자적으로 할당하는 단계;에 의해 수행되는 것을 특징으로 한다.
제47b 추가 양태에서, 도관의 세그먼트(101)에서 심장 박동 및/또는 심박수를 검색하기 위한 방법이 개시되며, 상기 방법은 비-침습적 광학 센서(100)를 통해 수행되고; 상기 방법은:
- 상기 세그먼트(101)에 실질적으로 대응하도록 배열된 적어도 하나의 광 검출기(57)를 통해 정보 신호를 수신하는 단계 - 상기 정보 신호는 상기 세그먼트(101)에 존재하는 혈액을 적어도 부분적으로 통과한 변경된 버전의 광학 복사 신호를 포함하고, 상기 정보 신호는 세그먼트(101)에서 흐르는 혈액의 흐름 섭동에 의해 변경되고, 및/또는 상기 혈액의 흐름 섭동과 관련되거나 또는 상기 혈액의 흐름 섭동의 함수이며, 상기 흐름 섭동은 박동하는 심장에 의해 발생하는 흐름 임펄스에 의해 적어도 부분적으로 생성됨 - ,
- 상기 정보 신호의 적어도 부분을 검출한 결과로서 상기 적어도 하나의 광 검출기(57)의 출력 신호(200R)를 전자적으로 처리하는 단계:를 포함하고,
상기 전자적으로 처리하는 단계는:
- 시간 도메인에서 주파수 도메인으로 출력 신호(200R)의 적어도 기준 부분(200W)의 변환을 전자적으로 계산하고, 정보 신호 스펙트럼 또는 상기 정보 신호 스펙트럼에 대응하거나 또는 이와 관련된 출력 신호 스펙트럼을 획득하는 단계,
- 적어도 하나의 펌프(11)가 유체 순환을 상기 세그먼트(101) 내로 강제하고 있는지를 결정하는 단계,
- 적어도 하나의 펌프(11)가 유체 순환을 상기 세그먼트(101) 내로 강제하는 경우, 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 피크(fp1)를 식별하고, 선택적으로 폐기하는 단계 - 상기 진폭의 제1 피크(fp1)는 선택적으로 진폭의 제1 노이즈 피크에 대응하고, 유체 순환을 적어도 상기 세그먼트 내로 강제하는 적어도 하나의 펌프(11)에 의해 발생되는 상기 세그먼트(101)의 스퓨리어스 흐름 섭동에 대응하거나 또는 적어도 부분적으로 관련됨 - ,
- 상기 폐기가 발생한 후에 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 탐색된 피크의 전자적 서치 또는 식별 및 후속 선택을 수행하는 단계 - 상기 선택은 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제2 탐색된 피크의 식별을 통해 전자적으로 계산되고, 상기 제2 피크는 상기 진폭의 제1 탐색된 피크의 제2 고조파에 대응함 - ,
- 진폭의 제1 탐색된 피크에 대응하는 주파수를 적어도 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR)에 전자적으로 할당하는 단계에 의해 수행되는 것을 특징으로 한다.
선행하는 제47a 또는 제47b 양태에 따른 제48 양태에서, 상기 방법은 제1 하위 주파수 영역(200L) 및 적어도 제2 상위 주파수 영역(200U)에 대응하는 주파수 값을 전자적으로 로딩하는 단계를 더 포함하고, 상기 제2 상위 주파수 영역(200U)은 상기 제1 하위 주파수 영역(200L) 위에 놓이며;
상기 출력 신호의 전자 처리는 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에 대해 다음 처리:
- 제1 하위 주파수 영역(200L)에 대응하는 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼의 부분을 필터링하는 단계, 또는
- 상기 제1 하위 주파수 영역(200L)에 있는 진폭의 임의의 피크를 폐기하는 단계를 수행하는 단계를 포함하여,
진폭의 제1 노이즈 피크(fp1)의 식별 및 폐기 및 진폭의 제1 탐색된 피크의 전자적 선택은 상기 적어도 제2 상위 주파수 영역(200U)에서 수행된다.
선행하는 제47a, 제47b 및 제48 양태 중 어느 하나에 따른 제49 양태에서, 상기 방법은 비-생리학적 심장 펄스에 대한 주파수 임계값 미만으로, 특히 0.4 ㎐ 미만, 또는 0.5 ㎐ 미만, 또는 특히 0.6 ㎐ 미만, 또는 0.7 ㎐ 미만으로 상기 하위 주파수 영역(200L)의 상위 주파수 값을 전자적으로 저장하고 설정하는 단계를 포함한다.
선행하는 제47 내지 제49 양태 중 어느 하나에 따른 제50 양태에서, 상기 방법은 상기 하위 주파수 영역(200L)의 상위 주파수 값에 대응하거나 또는 이보다 높은 상기 상위 주파수 영역(200U)의 가장 낮은 주파수 값을 전자적으로 저장하고 설정하는 단계를 더 포함한다.
선행하는 제47 내지 제50 양태 중 어느 하나에 따른 제51 양태에서, 상기 출력 신호의 상기 전자 처리는 선택적으로 10 ㎐ 미만, 또는 9 ㎐ 미만, 또는 8 ㎐ 미만, 또는 7 ㎐ 미만, 또는 6 ㎐ 미만, 또는 5 ㎐ 미만, 또는 4 ㎐ 미만의 미리 결정된 주파수에서 필터 스테이지(63)를 통해 상기 출력 신호를 저역 통과 필터링하는 단계를 포함한다.
선행하는 양태에 따른 제52 양태에서, 상기 저역 통과 필터링은 시간 도메인으로부터 주파수 도메인으로 출력 신호의 적어도 기준 부분의 변환을 전자적으로 계산하기 전에 수행된다.
선행하는 제47 내지 제52 양태 중 어느 하나에 따른 제53 양태에서, 상기 방법은 상기 센서의 어떤 부분도 상기 세그먼트(101)로 흐르는 임의의 유체 또는 혈액과 접촉하지 않는 방식으로 그리고 상기 센서(100)의 임의의 부분이 상기 세그먼트(101)의 내부 공동으로 도입되는 방식으로 상기 세그먼트(101)에 대응하여 상기 비-침습적 광학 센서(100)를 제공하고 및/또는 배열하는 단계를 더 포함한다.
선행하는 제47 내지 제53 양태 중 어느 하나에 따른 제54 양태에서, 진폭의 제2 탐색된 피크(200P)의 식별은 진폭의 제1 탐색된 피크의 주파수(fHR)의 두 배에 해당하는 주파수(fHR2)에 해당하는 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 피크를 서치함으로써 수행된다.
선행하는 제47 내지 제54 양태 중 어느 하나에 따른 제55 양태에서, 상기 방법은 전자적으로 미리 설정된 진폭의 임계값(200T)을 로딩하고, 후속적으로, 진폭의 제1 노이즈 피크의 식별 및 폐기 및 진폭의 제1 탐색된 피크의 전자적 선택이 진폭이 임계값(200T)을 초과하는 해당 피크들 중에서만 수행되도록 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에 상기 임계값(200T)을 전자적으로 적용하는 단계를 더 포함한다.
선행하는 2개의 양태 중 어느 하나에 따른 제56 양태에서, 진폭의 제2 탐색된 피크(200P)의 식별은, 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서, 상기 임계값(200T)을 초과하는 크기를 갖는 진폭의 피크 중에서 서치하고 그리고 상기 임계값(200T) 미만의 진폭의 피크 중에서 서치함으로써 수행된다.
선행하는 제47 내지 제56 양태 중 어느 하나에 따른 제57 양태에서, 상기 적어도 하나의 광 검출기(57)의 출력 신호를 전자적으로 처리할 때, 샘플링이 수행되는 출력 신호의 기준 윈도우의 전자적 선택을 포함하고, 상기 기준 윈도우는 선택적으로 1분 길이 미만, 또는 45초 길이 미만, 또는 30초 길이 미만, 또는 20초 길이 미만, 또는 15초 길이 미만, 또는 10초 길이 미만의 미리 결정된 길이를 가지며, 출력 신호의 부분은 출력 신호의 기준 부분을 구성하고, 출력 신호의 적어도 부분의 변환의 전자적 계산은 출력 신호의 상기 기준 부분에 대해 수행되고, 상기 윈도잉 후에 수행된다.
선행하는 제47 내지 제57 양태 중 어느 하나에 따른 제58 양태에서, 진폭의 제1 노이즈 피크의 상기 식별 및/또는 진폭의 제1 탐색된 피크 및/또는 상기 진폭의 제2 탐색된 피크의 식별은 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼의 적어도 부분에 대한 피크 검출 알고리즘의 적용을 통해 수행된다.
선행하는 양태에 따른 제59 양태에서, 피크 검출 알고리즘은 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼의 부분을 고려하는 단계 - 상기 부분은 제2 상위 주파수 영역(200U)에 선택적으로 대응함 - , 및 상기 스펙트럼의 도함수를 전자적으로 계산하여 도함수 스펙트럼을 얻는 단계를 포함하고, 그 다음, 상기 도함수 스펙트럼이 부호를 변경하고, 선택적으로 상기 도함수 스펙트럼이 양의 피크를 식별하기 위해 분석의 주파수를 증가시키면서 양의 값에서 음의 값으로 부호를 변경하고, 상기 도함수 스펙트럼이 상기 피크에 대응하여 양의 값에서 음의 값으로 부호를 변경하는 적어도 하나의 주파수의 후속 전자적 서치 및 선택 단계를 포함한다.
선행하는 제47 내지 제59 양태 중 어느 하나에 따른 제60 양태에서, 상기 피크 검출 알고리즘은 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 로컬 상대 최대 진폭 포인트를 서치하는 단계 - 상기 부분은 상기 스펙트럼에 대한 이동 윈도우 신호 처리를 사용하여 제2 상위 주파수 영역(200U)에 선택적으로 대응됨 - , 및 피크가 발생하는 주파수로서 상기 최대 진폭 포인트에 대응하는 주파수의 추가 선택 단계를 포함한다.
선행하는 제47 내지 제60 양태 중 어느 하나에 따른 제61 양태에서, 상기 피크 검출 알고리즘은 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼의 적어도 부분 내에서 미리 결정된 진폭의 이동 윈도우를 획정하는 단계 - 상기 부분은 제2 상위 주파수 영역(200U)에 선택적으로 대응함 - , 및 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼의 상기 적어도 부분 내에서 상기 이동 윈도우에 대한 적어도 하나의, 특히 복수의 위치(들)를 전자적으로 획정하는 단계, 및 상기 위치(들)에 대해, 선택적으로 상기 위치 각각에 대해, 상기 윈도우 내의 스펙트럼의 최대 진폭을 전자적으로 계산하고, 상기 최대 진폭에 대응하는 주파수를 전자적으로 추출하고 저장하는 단계를 포함한다.
선행하는 제47 내지 제61 양태 중 어느 하나에 따른 제62 양태에서, 상기 방법은 검출의 주요 방향이 복사 축 및/또는 적어도 상기 광학 복사 소스(53)의 주 복사 로브와 축 방향으로 정렬되도록 적어도 하나의 광 검출기(57)를 배열하는 단계를 포함하고, 선택적으로, 광학 복사 소스(53)의 위치와 정반대인 위치에서 상기 세그먼트(101)의 외벽과 실질적으로 접촉하도록 상기 광 검출기(57)를 배열하는 단계를 포함한다.
선행하는 제47 내지 제62 양태 중 어느 하나에 따른 제63 양태에서, 상기 방법은 상기 정보 신호의 반사된 및/또는 산란된 부분을 수집하기 위해, 광학 복사 소스(53)의 복사 축에 대해 또는 광학 복사 소스(53)의 주 복사 로브에 대해 서로 다른 반경 방향 또는 다른 각도로 놓이도록 상기 세그먼트(101)에 실질적으로 대응하여 적어도 제2 광 검출기(57)를 배열하는 단계를 더 포함한다.
선행하는 제47 내지 제63 양태 중 어느 하나에 따른 제64 양태에서, 상기 다른 각도 및/또는 상기 다른 복사 방향은 광학 복사 소스(53)의 복사 축에 대해 또는 광학 복사 소스(53)의 주 복사 로브에 대해 0°, ≤ 45° 또는 ≤ 90° 또는 ≤ 180°의 각도를 갖는다.
선행하는 제47 내지 제64 양태 중 어느 하나에 따른 제65 양태에서, 상기 방법은:
- 광학 복사 소스(53)의 복사 축에 대해 또는 광학 복사 소스(53)의 주 복사 로브에 대해 실질적으로 45°에 놓이도록 상기 세그먼트(101)에 실질적으로 대응하여 제1 광 검출기(57)를 배열하는 단계;
- 광학 복사 소스(53)의 복사 축에 대해 또는 광학 복사 소스(53)의 주 복사 로브에 대해 실질적으로 45°에 놓이도록 상기 세그먼트(101)에 실질적으로 대응하여 제2 광 검출기(57)를 배열하는 단계;
- 광학 복사 소스(53)의 복사 축에 대해 또는 광학 복사 소스(53)의 주 복사 로브에 대해 실질적으로 90°에 놓이도록 상기 세그먼트(101)에 실질적으로 대응하여 제3 광 검출기(57)를 배열하는 단계;
- 광학 복사 소스(53)의 복사 축에 대해 또는 광학 복사 소스(53)의 주 복사 로브에 대해 실질적으로 180°에 놓이도록 상기 세그먼트(101)에 실질적으로 대응하여 제4 광 검출기(57)를 배열하는 단계;
- 제1, 제2, 제3 및 제4 광 검출기(57)를 통해 정보 신호의 적어도 부분을 수신하는 단계;를 포함하고,
상기 제1, 제2, 제3, 제4 광 검출기(57)의 출력 신호의 상기 전자 처리는 시간 도메인에서 결합된 출력 신호를 획득하기 위해, 상기 검출기의 적어도 부분, 선택적으로 모든 해당 검출기(57)의 신호를 평균화 및/또는 필터링하는 단계를 포함하고, 상기 시간 도메인으로부터 주파수 도메인으로의 출력 신호의 적어도 기준 부분의 변환은 상기 결합된 출력 신호에 대해 수행된다.
선행하는 제47 내지 제65 양태 중 어느 하나에 따른 제66 양태에서, 광학 복사 신호를 전송하는 단계는 1.4 ㎛ 내지 1000 ㎛ 및 더 특히 5 ㎛ 내지 350 ㎛의 적외선 영역, 및/또는 620 ㎚ 내지 750 ㎚의 적색 영역에 선택적으로 포함되는 적어도 하나의 미리 결정된 파장에 중심을 둔 광 신호를 전송하는 단계를 포함한다.
선행하는 제47 내지 제66 양태 중 어느 하나에 따른 제67 양태에서, 광학 복사 신호를 전송하는 단계는 복수의 성분, 선택적으로 제1, 제2, 제3, 제4 성분을 갖는 광 신호를 전송하는 단계를 포함하고, 상기 성분의 각각은 상기 복수 중 다른 성분이 중심을 두는 파장과 다른 미리 결정된 파장에 중심을 두어, 다중 파장 광 신호를 구현하고, 선택적으로 상기 파장은 0.7 ㎛ 내지 1000 ㎛, 및 보다 특히 1 ㎛ 내지 350 ㎛, 또는 790 ㎚ 내지 820 ㎚, 예를 들어 800 ㎚ 내지 810 ㎚의 적외선 영역, 및/또는 620 ㎚ 내지 750 ㎚의 적색 영역에 포함된다.
선행하는 제47 내지 제67 양태 중 어느 하나에 따른 제68 양태에서, 상기 제1, 제2, 제3 및 제4 광 검출기(57)를 통해 정보 신호를 수신하는 단계는 공간 및 파장 선택적 수신을 구현하며:
- 상기 제1 광 검출기(57)는 전송된 광 신호의 제1 성분이 중심을 두는 파장에 대응하는 적어도 제1 파장(λ1)에 중심을 두고;
- 상기 제2 광 검출기(57)는 전송된 광 신호의 제2 성분이 중심을 두는 파장에 대응하는 적어도 제2 파장(λ2)에 중심을 두고;
- 상기 제3 광 검출기(57)는 전송된 광 신호의 제3 성분이 중심을 두는 파장에 대응하는 적어도 제3 파장(λ3)에 중심을 두고;
- 상기 제4 광 검출기(57)는 전송된 광 신호의 제4 성분이 중심을 두는 파장에 대응하는 적어도 제4 파장(λ4)에 중심을 둔다.
선행하는 제47 내지 제68 양태 중 어느 하나에 따른 제69 양태에서, 상기 방법은, 스펙트럼이 상기 장치의 펌프(11) 작동과 관련된 성분 또는 피크에 대한 심장 박동 또는 심박수와 관련된 성분 또는 피크의 증강을 보는 결과 신호(301)를 얻기 위해, 형상이 시간에 따라 주기적 및/또는 반복되고 펌프 사이클 포인트와 상관되는 펌프 관련 신호(300P)로 상기 적어도 하나의 광 검출기(57)의 출력 신호를 처리하는 단계를 더 포함한다.
선행하는 양태에 따른 제70 양태에서, 상기 처리는, 상기 펌프가 적어도 상기 세그먼트(101)에 펄스를 제공하는 시간의 부분에 대응하여, 상기 처리의 출력에서 생성된 결과 신호(301)가 제로화되도록, 특히 주기적으로 또는 순환적으로 제로화되도록 렌더링하기 위해, 상기 펌프 관련 신호(300P)로 상기 적어도 하나의 광 검출기(57)의 출력 신호를 처리하는 단계를 포함한다.
선행하는 제68 내지 제70 양태 중 어느 하나에 따른 제71 양태에서, 상기 적어도 하나의 광 검출기(57)의 출력 신호(200R)의 전자 처리는 다음 단계:
- 시간 도메인에서, 상기 적어도 하나의 광 검출기(57)의 상기 출력 신호를, 형상이 시간에 따라 주기적 및/또는 반복되고 펌프 사이클 포인트와 상관되는 펌프 관련 신호(300P)와 곱셈하는 단계 - 상기 곱셈은 결과 신호(301)를 생성함 - ; 상기 펌프 관련 신호(300P)가 상기 펌프가 적어도 상기 세그먼트(101)에 펄스를 제공하는 시간의 부분에 대응하여, 주기적으로 또는 순환적으로 제로화되어, 상기 결과 신호(301)도 동일한 시간 부분에 대응하여 제로화되는 단계;를 포함한다.
선행하는 3개의 양태 중 어느 하나에 따른 제72 양태에서, 상기 펌프 관련 신호(300P)는, 상기 펌프가 적어도 상기 세그먼트(101)에 펄스를 제공하지 않는 시간의 순간에 대응하여 미리 결정된 값을 갖고 상기 펌프가 적어도 상기 세그먼트(101)에 펄스를 제공하는 시간의 부분에 대응하여 제로화되는 구형파이다.
선행하는 제68 내지 제72 양태 중 어느 하나에 따른 제73 양태에서, 상기 방법은 분석의 미리 결정된 시간 길이 윈도우에 걸쳐 상기 결과 신호(301)의 평균 크기(Vm)를 전자적으로 계산하는 단계를 더 포함하고, 상기 결과 신호(301)의 적어도 부분, 특히 상기 결과 신호(301)가 상기 곱셈으로 인해 제로화되지 않은 부분으로 상기 평균 크기(Vm)의 후속 감산을 더 포함하여, 적어도 시간 도메인으로부터 주파수 도메인으로의 변환이 수행되는 상기 출력 신호의 기준 부분을 구성하는 평균 신호(301A)를 생성한다.
선행하는 제47 내지 제73 양태 중 어느 하나에 따른 제74 양태에서, 상기 방법은:
- 적어도 부분적으로, 선택적으로 완전히, 시간이 중첩되지는 않은 상기 출력 신호(200R)의 복수의 부분을 샘플링 윈도우를 통해 전자적으로 선택함으로써 출력 신호(200R)의 복수의 기준 부분(200W)을 선택하는 단계;
- 시간 도메인으로부터 주파수 도메인으로 변환을 수행하고, 출력 신호(200R)의 상기 복수의 기준 부분(200W) 각각에 대해, 복수의 정보 신호 스펙트럼 또는 상기 대응하는 복수의 정보 신호 스펙트럼에 대응하거나 또는 이와 관련된 복수의 출력 신호 스펙트럼을 획득하는 단계;
- 상기 복수의 각각의 페이로드 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에 대해:
- 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 노이즈 피크를 식별하고 폐기하는 단계 - 상기 제1 미리 결정된 진폭의 피크는 적어도 상기 세그먼트(101) 내로 유체 순환을 강제하는 적어도 하나의 펌프(11)에 의해 발생되는 상기 세그먼트(101)의 스퓨리어스 흐름 섭동에 대응하거나 또는 적어도 부분적으로 이에 관련됨 - ,
- 상기 폐기가 발생한 후에 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 탐색된 피크의 전자적 식별 및 후속 선택을 수행하는 단계 - 상기 선택은 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제2 탐색된 피크의 식별을 통해 전자적으로 계산되고, 상기 제2 피크는 상기 진폭의 제1 탐색된 피크의 제2 고조파에 대응함 - ,
- 진폭의 제1 탐색된 피크에 해당하는 주파수를 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR1, fHR2, fHR3)에 전자적으로 할당하는 단계;
- 상기 스펙트럼 각각에 대해 획득된 복수의 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수 값(fHR1, fHR2, fHR3)에 따라 최종 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR)를 계산하는 단계;를 포함한다.
선행하는 양태에 따른 제75 양태에서, 상기 최종 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR)는 상기 스펙트럼 각각에 대해 획득된 복수의 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수 값(fHR1, fHR2, fHR3) 간의 평균 계산에 따라 계산된다.
선행하는 제47 내지 제75 양태 중 어느 하나에 따른 제76 양태에서, 상기 정보 신호는 상기 정보 신호가 수신되는 세그먼트(101)의 적어도 부분의 크기 및/또는 기하학적 구조 변화에 의해 실질적으로 변경되지 않고, 및/또는 상기 크기 및/또는 기하학적 구조 변화에 실질적으로 관련되지 않거나 또는 실질적으로 상기 크기 및/또는 기하학적 구조 변화의 함수가 아니며, 상기 크기 및/또는 기하학적 구조 변화는 세그먼트(101)에서 흐르는 혈액의 상기 흐름 섭동의 결과이다.
선행하는 제47 내지 제76 양태 중 어느 하나에 따른 제77 양태에서, 상기 방법은 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수가 상기 정보 신호에서 진폭의 제1 탐색된 피크의 상기 전자적 서치 또는 식별 및 후속 선택을 통해 검색될 수 없는 경우, 또는 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 상기 출력 신호 스펙트럼에서 상기 진폭의 제1 탐색된 피크가 상기 진폭의 제1 탐색된 피크의 제2 고조파에 대응하는 제2 피크와 관련되지 않는 경우, 또는 상기 진폭의 제1 탐색된 피크에 대응하는 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 상기 출력 신호 스펙트럼의 다른 피크들 중 어느 것도 상기 제1 탐색된 피크의 제2 고조파에 대응하는 상응하는 제2 피크를 갖지 않는 경우, 경보, 선택적으로 가시적 또는 청각적 경보를 활성화하는 단계를 더 포함한다.
선행하는 제47 내지 제77 양태 중 어느 하나에 따른 제78 양태에서, 상기 진폭의 제2 탐색된 피크는 상기 제1 피크가 위치되는 주파수의 두 배에 실질적으로 대응하는 주파수에 배열된다.
선행하는 제47 내지 제78 양태 중 어느 하나에 따른 제79 양태에서, 상기 방법은:
- 상기 세그먼트(101)의 스퓨리어스 흐름 섭동과 적어도 부분적으로 관련되고 적어도 하나의 펌프(11)에 의해 발생되는 진폭의 제1 피크의 주파수(fp1)와 상기 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR) 사이의 차이를 전자적으로 계산하는 단계;
- 상기 차이, 선택적으로 상기 차이의 절대값을 미리 결정된 차이 임계값과 전자적으로 비교하는 단계;
- 상기 차이, 선택적으로 상기 차이의 절대값이 상기 임계값 미만인 경우, 경고 신호를 생성하는 단계;를 더 포함한다.
선행하는 양태에 따른 제80 양태에서, 상기 방법은 상기 차이에 따라, 선택적으로는 상기 차이의 상기 절대값에 따라 적어도 혈액 치료를 위한 장치의 혈액 펌프(11)의 회전 속도 또는 유량을 적응시키는 단계를 더 포함한다.
선행하는 양태에 따른 제81 양태에서, 상기 적응시키는 단계는 상기 세그먼트(101)의 스퓨리어스 흐름 섭동과 적어도 부분적으로 관련되고 적어도 하나의 펌프(11)에 의해 발생되는 진폭의 제1 피크의 주파수(fp1)가 상기 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR)로부터 이격되게 한다.
상기 방법 단계들 중 임의의 하나는 센서의 제어기(65)에 의해 수행될 수 있다. 또한, 센서 특징들 중 임의의 하나는 방법 양태에 따라 센서의 부분일 수 있다.
제82 양태에서, 비-일시적 메모리 지원에 저장된 소프트웨어 프로그램이 개시되며, 적어도 하나의 데이터 처리 유닛에 로딩되어 실행되기에 적합한 소프트웨어 코드 부분을 포함하고, 상기 소프트웨어 코드 부분은 선행하는 제47 내지 제81 양태 중 하나 이상에 따른 방법의 단계들이 실행되게 하도록 구성된다.
제83 양태에서, 서로 작동 가능하게 연결되도록 구성된 복수의 데이터 처리 유닛을 포함하는 분산 컴퓨팅 환경이 개시되며; 상기 분산 컴퓨팅 환경은 이전 제47 내지 제81 양태 중 하나 이상에 따른 방법의 단계들이 실행되게 하도록 구성된다.
제84 양태에서, 체외 혈액 치료를 위한 장치가 개시되며,
a) 적어도 혈액 회로(6, 7)에서 혈액의 흐름을 제어하도록 구성된 혈액 펌프(11),
b) 혈액의 체외 치료를 위한 회로 - 상기 회로는:
- 반투막(5)에 의해 분리된 1차 챔버(3) 및 2차 챔버(4)를 갖는 여과 유닛(2);
- 상기 1차 챔버(3)의 입구에 연결된 제1 단부를 갖는 혈액 회수 라인(6), 및 상기 1차 챔버(3)의 출구에 연결된 제1 단부를 갖는 혈액 복귀 라인(7)을 포함하는 혈액 회로(6, 7) - 상기 혈액 회수 라인(6) 및 상기 혈액 복귀 라인(7)은 환자 심혈관계에 연결되도록 설계됨 - ;를 포함하고,
상기 혈액 회수 라인(6)은 동맥 커넥터(40)가 제공된 제2 단부를 갖고, 상기 혈액 복귀 라인(7)은 정맥 커넥터(41)가 제공된 제2 단부를 가지며, 상기 동맥 커넥터(40) 및 상기 정맥 커넥터(41)는 환자의 혈관 통로에 분리 가능하게 연결되도록 설계되고; 상기 혈액 회로는 혈액 회로(6, 7)의 흐름을 제어하기 위해 혈액 펌프(11)와 인터페이스하도록 구성되며;
- 상기 2차 챔버(4)에는 유출 유체 라인(13)을 위한 출구 및 선택적으로 투석 유체 라인(19)을 위한 입구가 제공됨 - ; 및
c) 제1 내지 제46 양태 중 하나 이상에 따른 센서;를 포함한다.
선행하는 장치 양태에 따른 제85 양태에서, 상기 혈액 회로는 상기 세그먼트(101)를 포함한다.
선행하는 장치 양태 중 어느 하나에 따른 제86 양태에서, 상기 혈액 회로는 일회용 혈액 회로이다.
선행하는 장치 양태 중 어느 하나에 따른 제87 양태에서, 상기 일회용 회로는 혈액 회로(6, 7)에 연결된 적어도 하나의 유체 라인(15, 21, 25, 42; 42a)을 더 포함한다.
선행하는 장치 양태 중 어느 하나에 따른 제88 양태에서, 상기 세그먼트(101)는 재료, 특히 광학 복사, 특히 적외선 및/또는 가시광선 복사에 대해 미리 결정된 정도의 투명도가 제공된 의료용 등급 플라스틱 재료로 제조된다.
선행하는 장치 양태 중 어느 하나에 따른 제89 양태에서, 상기 센서는 상기 혈액 펌프(11)의 하류에, 선택적으로 여과 유닛(2)의 상류에 배열된다.
선행하는 장치 양태 중 어느 하나에 따른 제90 양태에서, 상기 센서는 상기 정맥 커넥터(41)에 실질적으로 근접한 위치에 배열된다.
선행하는 장치 양태 중 어느 하나에 따른 제91 양태에서, 상기 장치는 적어도 사용자 인터페이스, 특히 그래픽 사용자 인터페이스를 더 포함하고, 상기 사용자 인터페이스는 적어도 상기 심장 박동 주파수(fHR)를 볼 수 있도록 구성되고, 상기 장치는, 상기 센서(100)가 임의의 심장 박동 주파수(fHR)를 검출하지 않는 경우, 경보 신호, 특히 가시적 및/또는 청각적 경보 신호를 전송하도록 추가로 구성된다.
선행하는 장치 양태 중 어느 하나에 따른 제92 양태에서, 상기 센서는 혈액 회로(60)의 부분인 튜브의 외부 부분에 직접적으로 구속된다.
선행하는 장치 양태 중 어느 하나에 따른 제93 양태에서, 상기 튜브는 원형 내부 및 외부 섹션을 갖는 가요성이고 광학적으로 투명한 튜브이고, 특히 상기 튜브는 센서에 상응하는 강성 큐벳을 포함하지 않는다.
선행하는 장치 양태 중 어느 하나에 따른 제94 양태에서, 상기 센서는 원형 내부 및 외부 섹션을 갖는 혈액 회로(60)의 부분인 튜브의 임의의 외부 부분에 직접 구속되도록 구성된다.
선행하는 장치 양태 중 어느 하나에 따른 제95 양태에서, 상기 센서는 혈액 흐름 통과를 허용하도록 혈액 회로에 결합된 강성이고 광학적으로 투명한 강성 큐벳에 직접적으로 구속되고, 특히 상기 큐벳은 상기 도관을 획정한다.
선행하는 장치 양태 중 어느 하나에 따른 제96 양태에서, 상기 심장 박동 주파수(fHR) 및/또는 심박수 값을 결정하기 위해 상기 혈액 회로 상의 추가 센서가 사용되지 않는다. 특히, 본 양태들의 비-침습적 심장 박동 센서는 심장 박동 주파수(fHR) 및/또는 심박수 값을 결정하는데 사용되는 독점적이고 유일한 센서이다.
제97 양태에서, 심장 박동 센서, 특히 세그먼트(101)로 흐르는 혈액의 흐름 섭동을 분석하여 심장 박동 및/또는 심박수를 검색하기 위해 도관의 상기 세그먼트(101)에 대응하여 설치되기에 적합한 비-침습적 광학 심장 박동 센서용 제어 유닛이 제공되고, 상기 제어 유닛(65)은:
- 광학 복사의 적어도 부분이 상기 세그먼트(101) 내에 존재하는, 특히 혈액을 포함하는 액체의 부분을 통과하도록 상기 세그먼트(101)를 통해 광학 복사 신호를 전송하도록 구성되고, 상기 전송은 광학 복사 소스(53)에 의해 수행되며;
- 상기 세그먼트(101)에 실질적으로 대응하여 배열된 적어도 하나의 광 검출기(57)를 통해 정보 신호를 수신하도록 구성되고, 상기 정보 신호는 상기 광학 복사 신호가 상기 세그먼트(101) 및/또는 상기 세그먼트(101) 자체의 부분에 존재하는 혈액을 적어도 부분적으로 통과함으로써 발생된 상기 광학 복사 신호의 변경된 버전을 포함하고, 상기 정보 신호는 세그먼트(101)에서 흐르는 혈액의 흐름 섭동에 의해 변경되고, 및/또는 상기 흐름 섭동에 관련되거나 또는 상기 흐름 섭동의 함수이며, 상기 흐름 섭동은 박동하는 심장에 의해 발생하는 흐름 임펄스에 의해 적어도 부분적으로 생성되고,
- 상기 제어 유닛(65)은 상기 정보 신호의 적어도 부분의 검출의 결과로서 상기 적어도 하나의 광 검출기(57)의 출력 신호(200R)를 전자적으로 처리하도록 추가로 구성되고:
상기 전자적 처리는:
- 시간 도메인에서 주파수 도메인으로 출력 신호(200R)의 적어도 기준 부분(200W)의 변환을 전자적으로 계산하고, 정보 신호 스펙트럼 또는 상기 정보 신호 스펙트럼에 대응하거나 또는 이와 관련된 출력 신호 스펙트럼을 획득하는 단계,
- 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 피크(fp1)를 식별하고 폐기하는 단계 - 상기 진폭의 제1 피크(fp1)는 선택적으로 진폭의 제1 노이즈 피크에 대응하고, 적어도 상기 세그먼트(101) 내로 유체 순환을 강제하는 적어도 하나의 펌프(11)에 의해 발생되는 상기 세그먼트(101)의 스퓨리어스 흐름 섭동에 대응하거나 또는 적어도 부분적으로 이에 관련됨 - ,
- 상기 폐기가 발생한 후에 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 탐색된 피크의 전자적 서치 또는 식별 및 후속 선택을 수행하는 단계 - 상기 선택은 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제2 탐색된 피크의 식별을 통해 전자적으로 계산되고, 상기 제2 피크는 상기 진폭의 제1 탐색된 피크의 제2 고조파에 대응됨 - ,
- 진폭의 제1 탐색된 피크에 대응하는 주파수를 적어도 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR)에 전자적으로 할당하는 단계에 의해 수행된다.
임의의 이전 양태들에 따른 센서는 심장 박동 주파수(fHR) 및/또는 심박수 값을 검출하기 위해 혈액 회로의 임의의 튜브 세그먼트 상에, 즉, 동맥 라인(6) 상에 또는 정맥 라인(7) 상에 위치될 수 있다.
추가적으로, 센서는 임의의 전용 큐벳 또는 결합 요소를 필요로 하지 않지만, 그러나 혈액 회로의 임의의 원형 튜브 부분 주위에 위치될 수 있다.
본 개시의 이전 및 다른 관련 기술적 양태들은 첨부 도면의 도움으로 본 개시의 후속 부분에서 설명될 것이다.
도 1a 및 도 1b는 본 개시의 센서가 제공될 수 있는 혈액 치료 장치의 실시예의 개략도를 도시한다.
도 2는 본 개시의 센서의 작동 원리를 도시한다.
도 3은 본 개시에 따른 센서의 개략도를 도시한다.
도 3a는 감지 요소가 제공되는 공동 내로 혈액 회로의 도관 또는 튜브의 세그먼트의 추출 또는 도입을 허용하기 위해 본체가 개방된 작동 구성의 본 개시에 따른 센서의 사시도를 도시한다.
도 3b는 본 개시에 따른 센서의 특정 실시예의 회로 구성의 사시도를 도시한다.
도 4는 본 개시의 센서 오브젝트를 통해 수행되는 신호 처리 동작의 개략적인 블록도를 도시한다.
도 5는 본 개시에 따른 센서의 검출기 부분에 의해 제공되는 출력 전기 신호의 예시적인 다이어그램을 도시한다.
도 6은 본 개시의 센서를 통해 검출된 바와 같은, 배경 노이즈, 장치의 적어도 하나의 펌프의 작동에 의해 유발된 노이즈, 및 심장에 의해 제공되는 실제 혈액 펄스와 관련된 피크의 결합된 스펙트럼 피크를 보여주는 주파수 도메인 다이어그램을 보여준다.
도 7은 본 개시의 비-침습적 센서를 통해 심장 박동 및/또는 심박수를 검출하기 위한 방법의 단계들을 보여주는 흐름도를 도시한다.
도 8은 본 개시에 따른 센서의 검출기의 출력 신호에 대응하는 원 신호, 및 출력 신호를 처리하는데 사용되는 펌프 관련 구형파 신호의 결합된 다이어그램을 도시한다.
도 9는 상단 부분이 출력 신호와 펌프 관련 구형파 신호 간의 곱셈의 결과적인 신호 곱을 나타내고, 하단 부분이 비-제로화된 부분의 평균값이 제거된 후 위 신호에 해당하는 추가 신호를 나타내는 결합 다이어그램을 보여준다.
도 10은 상부 부분이 도 8 및 도 9에 개략적으로 도시된 바와 같이 원 출력 신호의 처리 없이, 본 개시에 따른 센서에 의해 판독된 바와 같이, 펌프 및 심장에 의해 유도된 펄스의 주파수 도메인 스펙트럼을 나타내고, 하부 부분은 도 8 및 도 9의 절차에 따른 검출기의 출력 신호의 처리의 결과를 나타내는 결합된 다이어그램을 도시하고, 여기서 심장에 의해 유도된 혈액 펄스와 관련된 피크 펄스가 이 경우 어떻게 이전보다 훨씬 더 큰 진폭을 갖게 되는지를 볼 수 있고, 이제 펌프의 진폭과 비교될 수 있다.
도 11은 도 8, 도 9 및 도 10에 개시된 방법의 개략적인 흐름도를 도시한다.
도 12는 도 1a 또는 도 1b의 장치에 대한 캐비닛 구조의 개략적인 정면도를 도시한다.
도 1a 및 도 1b는 본 개시의 센서가 제공될 수 있는 혈액 치료 장치의 실시예의 개략도를 도시한다.
도 2는 본 개시의 센서의 작동 원리를 도시한다.
도 3은 본 개시에 따른 센서의 개략도를 도시한다.
도 3a는 감지 요소가 제공되는 공동 내로 혈액 회로의 도관 또는 튜브의 세그먼트의 추출 또는 도입을 허용하기 위해 본체가 개방된 작동 구성의 본 개시에 따른 센서의 사시도를 도시한다.
도 3b는 본 개시에 따른 센서의 특정 실시예의 회로 구성의 사시도를 도시한다.
도 4는 본 개시의 센서 오브젝트를 통해 수행되는 신호 처리 동작의 개략적인 블록도를 도시한다.
도 5는 본 개시에 따른 센서의 검출기 부분에 의해 제공되는 출력 전기 신호의 예시적인 다이어그램을 도시한다.
도 6은 본 개시의 센서를 통해 검출된 바와 같은, 배경 노이즈, 장치의 적어도 하나의 펌프의 작동에 의해 유발된 노이즈, 및 심장에 의해 제공되는 실제 혈액 펄스와 관련된 피크의 결합된 스펙트럼 피크를 보여주는 주파수 도메인 다이어그램을 보여준다.
도 7은 본 개시의 비-침습적 센서를 통해 심장 박동 및/또는 심박수를 검출하기 위한 방법의 단계들을 보여주는 흐름도를 도시한다.
도 8은 본 개시에 따른 센서의 검출기의 출력 신호에 대응하는 원 신호, 및 출력 신호를 처리하는데 사용되는 펌프 관련 구형파 신호의 결합된 다이어그램을 도시한다.
도 9는 상단 부분이 출력 신호와 펌프 관련 구형파 신호 간의 곱셈의 결과적인 신호 곱을 나타내고, 하단 부분이 비-제로화된 부분의 평균값이 제거된 후 위 신호에 해당하는 추가 신호를 나타내는 결합 다이어그램을 보여준다.
도 10은 상부 부분이 도 8 및 도 9에 개략적으로 도시된 바와 같이 원 출력 신호의 처리 없이, 본 개시에 따른 센서에 의해 판독된 바와 같이, 펌프 및 심장에 의해 유도된 펄스의 주파수 도메인 스펙트럼을 나타내고, 하부 부분은 도 8 및 도 9의 절차에 따른 검출기의 출력 신호의 처리의 결과를 나타내는 결합된 다이어그램을 도시하고, 여기서 심장에 의해 유도된 혈액 펄스와 관련된 피크 펄스가 이 경우 어떻게 이전보다 훨씬 더 큰 진폭을 갖게 되는지를 볼 수 있고, 이제 펌프의 진폭과 비교될 수 있다.
도 11은 도 8, 도 9 및 도 10에 개시된 방법의 개략적인 흐름도를 도시한다.
도 12는 도 1a 또는 도 1b의 장치에 대한 캐비닛 구조의 개략적인 정면도를 도시한다.
본 설명은 먼저 그 작동이 도관, 특히 체외 혈액 치료 장치(1)에 설치되도록 구성된 혈액 회로의 도관 또는 튜브로 흐르는 혈액을 포함하는 유체의 흐름 변경을 검출하기 위해 광학 복사를 활용하는 비-침습적, 재사용 가능한(즉, 비-일회용) 심장 박동 센서를 개시한다.
정의
본 개시의 목적을 위해:
- "비-침습적(non-invasive)"이라 함은, 사용자의 신체에 접촉되지 않고, 특히 사용자의 신체 내로 도입되도록 구성되지도 않고 구상되는 검출을 수행하기 위해 도관의 세그먼트로 흐르는 사용자의 유체, 특히 혈액과 접촉, 특히 직접 접촉하지도 않는 임의의 수단, 및 특히 센서로 지정되어야 한다;
- "흐름 변경(flow alterations)"이라 함은, 특히 비-제한적인 범위이지만, 혈액 또는 혈액의 상당 부분을 포함하는 유체의 흐름 또는 유체의 밀도 또는 체적의 국부적 변화를 의도해야 한다;
- "광학 복사(optical radiation)"라 함은, 적외선, 가시광선 또는 자외선 복사의 스펙트럼 내에 있는 전자기장의 임의의 복사, 즉 진공에서 파장이 ISO 표준 21348에 따라 실질적으로 1000 ㎛(원적외선에 해당하는 300 ㎓) 내지 10 ㎚(극자외선에 해당하는 3000 ㎔)에 포함되는 임의의 복사를 의도해야 한다;
- "적외선 복사"라 함은, 진공에서 파장이 0.7 ㎛ 내지 1000 ㎛, 보다 특히 1 ㎛ 내지 350 ㎛ 또는 790 ㎚ 내지 820 ㎚, 예를 들어 800 ㎚ 내지 810 ㎚에 있는 임의의 복사를 의도해야 한다;
- "가시광선"이라 함은, 진공에서 파장이 실질적으로 400 내지 750 ㎚에 있는 임의의 복사를 의도해야 한다;
- "적색 복사"라 함은, 진공에서 파장이 실질적으로 620 ㎚ 내지 750 ㎚에 있는 임의의 복사를 의도해야 한다.
바로 위에 개시된 바와 같이, 본 개시에 따른 센서는 다음 치료들: 혈액 투석(HD), 전희석 혈액 여과(HFpre), 후희석 혈액 여과(HFpost), 전희석 및 후희석 혈액 여과(HFpre-post), 전희석 혈액 투석 여과(HDFpre), 후희석 혈액 투석 여과(HDFpost), 전희석 및 후희석 혈액 투석 여과(HDFpre-post), 한외 여과(UF) 중 하나 이상을 구현하도록 구성될 수 있는 체외 혈액 치료를 위한 장치(1)에 설치되도록 구성되거나 또는 상기 장치에 설치되기에 적합한 혈액 회로의 세그먼트(101)에 설치되도록 구성된다.
장치에 대한 간략한 설명
여기에 개시된 센서의 노출의 명료함 및 동작의 맥락화를 위해, 장치(1)에 대한 간략한 설명이 이하에서 제공된다. 본 발명의 혁신적인 양태들을 구현할 수 있는 - 혈액의 체외 치료를 위한 장치(1)의 비-제한적인 실시예들이 도 1a 및 도 1b에 도시되어 있다. 아래의 설명 및 도 1a 및 도 1b에서 동일한 구성 요소는 동일한 참조 번호로 식별된다.
장치(1)는 적어도 심장 박동 및/또는 심박수를 결정하도록 구성될 수 있는 적어도 하나의 센서(100)를 포함한다. 다음 설명으로부터 명백한 바와 같이, 센서(100)는 유압 회로, 특히 혈액 회로(60) 상의 임의의 위치에 배치될 수 있다. 도 1a는 만성 치료에 적합한 장치(1)를 나타내고, 도 1b는 급성 치료를 제공하기에 적합한 장치를 나타낸다; 두개의 장치는 모두 한외 여과, 혈액 투석 및 혈액 투석 여과와 같은 치료 중 임의의 하나를 제공하도록 구성된다.
장치(1)는 반투막(5)에 의해 분리된 1차 챔버(3) 및 2차 챔버(4)를 갖는 치료 유닛(2)(혈액 여과기, 한외 여과기, 혈액 투석 여과기, 투석기, 플라즈마 여과기 등)을 포함하고; 치료에 따라, 치료 유닛(2)의 막(5)은 상이한 특성 및 성능을 갖도록 선택될 수 있다. 혈액 회수 라인(6)은 1차 챔버(3)의 입구에 연결되고, 혈액 복귀 라인(7)은 1차 챔버(3)의 출구에 연결된다. 혈액 회수 라인(6), 1차 챔버(3), 및 혈액 복귀 라인(7)은 체외 혈액 회로의 부분이며, 이는 도 1a 및 도 1b에서 참조 번호 60으로 전체적으로 식별된다. 사용 시, 혈액 회수 라인(6) 및 혈액 복귀 라인(7)은 바늘 또는 카테터 또는 환자 혈관계와 유체 연통하도록 배치되는 다른 액세스 장치(도시되지 않음)에 연결되어, 혈액이 혈액 회수 라인을 통해 회수되고, 1차 챔버를 통해 흐른 다음, 혈액 복귀 라인을 통해 환자의 혈관계로 복귀될 수 있다. 곡선 화살표(F)로 도 1b에 표시된 바와 같이, 혈액 펌프(11)에 의해 부여되는 정상적인 유체 흐름은 동맥 커넥터(40)에서 정맥 커넥터(41)로 흐르고; 따라서 "하류" 및 "상류"라는 문구는 이러한 흐름을 고려하여 언급될 것이다. 도 1a는 혈액 유량(Qbin) 및 정상 흐름 방향을 보여준다. 비-제한적인 솔루션에서, 혈액 회수 라인(6) 및 혈액 복귀 라인(7)은 투명한 플라스틱 재료로 제조되며, 이를 통해 예를 들어 (전용 센서를 통해) 유체 흐름, 내부에 버블 또는 공기의 존재 또는 심지어 막힘을 식별할 수 있다. 적어도 혈액 회수 라인 및 혈액 복귀 라인의 내부 부분, 및 특히 여기에 설명된 일회용 회로의 임의의 부분은 의료 적용을 위해 특별히 고안된 재료, 특히 양립 가능한 플라스틱 재료로 제조되고, 체액 및/또는 지질 - 예를 들어, 제약 약물 또는 영양소의 지질 - 과 접촉하게 될 때 물질을 방출하지 않는다. 이러한 플라스틱은 예를 들어 PVC, 특히 고급 의료용 PVC일 수 있다. 버블 트랩(8)과 같은 공기 분리기가 혈액 회수 라인에 존재할 수 있다; 체외 혈액 회로는 통상적인 방식으로 장치(1)의 지지 프레임워크(70a)에 의해 제공된 하나 이상의 홀더에 의해 지지된다. 예를 들어, 도 12에 도시된 바와 같이, 체외 혈액 회로(60)는 버블 트랩을 유지하는 홀더(71), 치료 유닛(2)을 유지하는 홀더(72), 및 혈액 펌프에 대응하여 위치되는 홀더(73)에 의해 지지될 수 있다. 제어 유닛(10)에 의해 제어되는 안전 클램프(9)는 버블 트랩(8) 하류의 혈액 복귀 라인에 존재할 수 있다. 예를 들어, 버블 트랩(8)과 관련되거나 또는 버블 트랩(8)과 클램프(9) 사이의 라인(7)의 일부에 결합된 버블 센서(8a)가 존재할 수 있다: 존재한다면, 버블 센서는 제어 유닛(10)에 연결되고, 특정 안전 임계값을 초과하는 하나 이상의 버블이 검출되는 경우 제어 유닛이 클램프(9)의 폐쇄를 발생시키도록 제어 유닛에 대한 신호를 전송한다. 혈액 라인을 통한 혈액 흐름은 혈액 회수 라인(도 1에 도시됨) 또는 혈액 복귀 라인에 작용하는, 혈액 펌프(11), 예를 들어 연동 혈액 펌프에 의해 제어될 수 있다. 오퍼레이터는 혈액 유량(Qb)에 대한 설정 값을 입력할 수 있다: 제어 유닛(10)은, 치료 중, 설정된 혈액 유량에 기초하여 혈액 펌프를 제어하도록 구성된다. 제어 유닛(10)은 또한 사용자 인터페이스(12), 예를 들어 오퍼레이터의 입력(예를 들어, 특히, 혈액 유량에 대한 설정 값)을 수신하고 장치 출력을 디스플레이하는 그래픽 사용자 인터페이스에 연결될 수 있다는 점에 유의해야 한다. 예를 들어, 그래픽 사용자 인터페이스(12)는 출력을 디스플레이하고 사용자 입력을 허용하기 위한 터치 스크린, 또는 사용자 입력을 입력하기 위한 디스플레이 화면 및 하드 키, 또는 이들의 조합을 포함할 수 있다. 2차 챔버(4)로부터 나오는 유출 유체를 배출하도록 구성된 사용된 투석액 라인(13)은 일단부에서 2차 챔버(4)의 출구에 연결되고, 타단부에서는 2차 챔버에서 추출된 유체를 수집하는 배출 도관 또는 유출 유체 용기(14)(도 1 및 도 2의 점선)일 수 있는 폐기물에 연결된다. 유출 유체 펌프(17)는 제어 유닛(10)의 제어 하에 사용된 투석액 라인(13)에서 작동하여, 사용된 투석액 라인을 통한 유출 유체의 유량(Qdout)을 조절한다. 순 한외 여과(즉, 치료 유닛(2)의 반투막을 가로질러 혈액에서 제거된 순 유체)는 새로운 투석 유체 라인(19) 상의 투석 유체 펌프(21)와 유출 유체 펌프(17) 사이의 유량 차이에 의해 결정될 수 있다. 대안적으로(또는 조합하여), 장치는 또한, 사용된 투석액 라인(13)에서 분기하고 제어 유닛(10)에 의해 제어되어 한외 여과 라인을 따라 유량(QF)을 발생시키는 각각의 한외 여과 펌프(27)가 제공되는 한외 여과 라인(25)을 포함할 수 있다. 도 1a 및 도 1b의 실시예는 혈액 회수 라인에 연결된 전희석 유체 라인(15)을 제시하고: 이 라인(15)은 전희석 유체 라인의 일단부에 연결된 주입 유체 용기(16)로부터 대체 유체를 공급한다. 도 1a는 주입 유체의 소스로서 용기(16)를 도시하지만, 이것은 제한적인 방식으로 해석되어서는 안 된다: 실제로, 주입 유체는 대안적으로 라인 상 준비 섹션으로부터 나올 수 있다. 전희석 유체 라인의 대안으로서, 도 1a의 장치는 주입 유체 용기 또는 주입 용액의 라인 상 준비 섹션을 혈액 복귀 라인에 연결하는 후희석 유체 라인(도 1a에 도시되지 않음)을 포함할 수 있다는 점에 유의해야 한다. 마지막으로, 추가 대안으로서(도 1a에는 도시되지 않음), 이 장치는 전희석 및 후주입 유체 라인을 모두 포함할 수 있다: 이 경우, 각 주입 유체 라인은 각각의 주입 유체 용기에 연결될 수 있거나 또는 동일한 주입 유체 용기 또는 라인 상 준비 섹션과 같은 주입 유체의 동일한 소스로부터 주입 유체를 받을 수 있다. 주입 유체가 라인 상에서 준비되는 경우, 주입 유체의 소스는 장치(1)의 라인 상 준비 섹션 부분일 수 있거나(즉, 아래에 설명되는 라인 상 준비 섹션(200)) 또는 섹션(200)과 유사하고 주입 라인 또는 라인에 연결되고 후 및/또는 전희석 라인(도 1a 참조)에 유체를 공급하도록 구성된 별개의 장치일 수 있다. 또한, 주입 펌프(18)는 주입 라인(15)을 통해 유량(Qrep1)을 조절하기 위해 주입 라인(15)에서 작동한다. 2개의 주입 라인(전희석 및 후희석)의 경우, 각 주입 라인에는 각각의 주입 펌프가 제공될 수 있다는 점에 유의해야 한다. 도 1a의 장치는, 일단부가 물 입구와 연결되고 타단부에서는 새로운 처리 액체를 2차 챔버(4)에 공급하기 위한 여과 유닛의 2차 챔버(4)의 입구와 연결된 유체 준비 라인(19)을 더 포함한다. 투석 유체 펌프(21)는 상기 제어 유닛(10)의 제어 하에 유체 준비 라인에서 작동하여, 새로운 처리 액체 소스(예를 들어, 새로운 투석 액체를 라인 상에서 준비하기 위한 용기 또는 섹션(200))로부터 유량(Qdin)으로 2차 챔버로 유체를 공급한다. 도 1a의 예에서, 라인(19)은 투석 액체를 준비하도록 구성된 라인 상 준비 섹션(200)에 혈액 투석기 또는 혈액 투석 필터(2)를 연결한다: 섹션(200)은 메인 라인(201)을 포함하고, 이 메인 라인의 상류 단부는 급수부에 연결되도록 설계된다. 제1 보조 라인(102) 및 제2 보조 라인(103)은 메인 라인(201)에 연결되며, 적어도 필요한 양의 버퍼 및 필요한 양의 전해질을 공급하도록 구성된다. 메인 라인(201) 상으로 루프백될 수 있는 제1 보조 라인(102)은 버퍼를 포함하는 백 또는 카트리지 또는 다른 용기와 같은 제1 용기(104)를 끼워 맞추도록 구성된다. 라인(102)에는 버퍼를 새로운 처리 액체에 도징(dosing)하기 위한 제1 계량 펌프(105)가 추가로 장착되어 있다: 도 1a에 도시된 바와 같이, 펌프는 제1 용기(104)의 하류에 위치할 수 있다. 펌프(105)의 작동은 1) 메인 라인(201)과 제1 보조 라인(102)의 교차점에서 형성되는 용액의 버퍼 농도에 대한 설정 포인트 값과, 2) 제1 용기(104) 하류의 제1 보조 라인 또는 메인 라인(201)과 제1 보조 라인(102) 사이의 교차점 바로 하류에 있는 메인 라인(201)에 위치된 제1 프로브(106)를 통해 측정된 이 혼합물의 버퍼 농도 값 간의 비교에 기초하여 제어 유닛(10)에 의해 제어될 수 있다. 또한, 제2 보조 라인(103)의 자유 단부는 농축된 식염수 용액, 예를 들어 염화나트륨, 염화칼슘, 염화마그네슘 및 염화칼륨과 같은 전해질을 포함하는 제2 용기(107)로부터 유체를 수용하도록 의도된다. 일 변형에서, 또한 제2 보조 라인(103)은 메인 라인(201) 상으로 루프백될 수 있다. 게다가, 각각의 용기로부터 분리된 전해질 또는 전해질 조성물을 공급하고자 원하는 경우에, 복수의 독립적인 제2 보조 라인(103)을 구상하는 것이 가능하다. 제2 보조 라인(103)에는 새로운 처리 액체에 전해질을 도징하기 위한 제2 계량 펌프(108)가 장착되어 있다는 점에 유의해야 한다; 제2 계량 펌프의 작동은 1) 메인 라인(201)과 제2 보조 라인(103)의 교차점에서 형성되는 용액에 대한 전도도 설정값 또는 전해질 농도 설정값과, 2) 제2 용기(107)의 하류의 제2 보조 라인 또는 메인 라인(201)과 보조 라인(103) 사이의 교차점 바로 하류의 메인 라인(201)에 위치된 제2 프로브(109)를 통해 측정된 이 용액의 전도도 또는 전해질 농도의 값 사이의 비교에 의존한다. 용기(104, 107)에 포함된 농축물의 구체적인 성질은 상황 및 준비될 새로운 치료 유체의 유형에 따라 달라질 수 있다는 점에 유의하도록 한다. 게다가, 제1 및 제2 프로브의 특성 및 위치는 사용된 버퍼의 유형, 채택된 전해질 농축물(들)의 유형, 및 메인 라인과 보조 라인에 의해 형성된 회로의 특정 구성에 따라 달라질 수 있다. 또한, 이미 언급한 바와 같이, 각각의 농축물 용기 및 각각의 계량 펌프가 있는 2개 초과의 보조 라인은 새로운 치료 유체의 준비를 위해 복수의 상이한 유형의 물질이 추가될 필요가 있는 경우에 있을 수 있다. 제2 프로브는 일반적으로 여과 유닛(2) 상류에서 투석 유체 전도도(σin) 측정하도록 구성된 전도도 측정기이다. 물론, 투석 유체 전도도(σin)는 오퍼레이터가 설정하거나 또는 치료 중 장치에 의해 설정 및 제어된다. 상응하게, 장치는 여과 유닛(2) 하류에서 투석 유체의 전도도(σout)를 감지하기 위해 사용된 투석액 라인(13) 상에 배치된 추가 전도도 측정기(112)를 포함한다. 두개의 전도도 측정기(109, 112)는 각각의 측정 신호를 장치 제어 유닛(10)에 제공한다. 유량 센서(110, 111)(체적 또는 질량 유형 중 하나)는 각 라인의 유량을 측정하는데 사용될 수 있다. 유량 센서는 제어 유닛(10)에 연결된다. 주입 라인(15)과 한외 여과 라인(25)이 각각의 용기 또는 백(16, 23)으로 이어지는 도 1a의 예에서, 전달되거나 또는 수집된 유체의 양을 검출하는데 저울이 사용될 수 있다. 예를 들어, 도 1a의 장치는 한외 여과 용기(23)에 수집된 유체의 양에 대한 중량 정보(W1)를 제공하도록 작동하는 제1 저울(33) 및 주입 용기(16)로부터 공급된 유체의 양에 대한 중량 정보(W2)를 제공하도록 작동하는 제2 저울(34)을 포함한다. 도 1b의 실시예는 혈액 투석, 혈액 여과, 혈액 투석 여과 및 한외 여과와 같은 급성 치료를 제공하도록 설계된 대안적인 장치(1)를 도시한다. 도 1b에 도시된 장치에서, 도 1a의 실시예에 대해 설명된 동일한 구성 요소는 동일한 참조 번호로 식별되므로 다시 설명하지 않는다. 도 1a의 혈액 투석 여과 장치와 달리, 도 1b의 장치는 모든 유체가 멸균 용기에 미리 포장되어 있기 때문에 라인 상 유체 준비를 제공하지 않는다. 새로운 투석 유체는 새로운 투석 용기(43)에 포함된다. 추가적으로, 유체 라인(19) 및 유출 라인(13)은 일회용 유형이며, 치료 유닛(2)에 직접적이고 제거 불가능하게 구속된다. 결과적으로, 투석 펌프(21) 및 유출 펌프(17)는 연동 펌프(도 1a의 실시예에 따른 체적 펌프가 아님)이다. 도 1b의 실시예는 혈액 회수 라인(6)에 연결된 전희석 유체 라인(15)을 제공한다: 이 라인(15)은 전희석 유체 라인의 일단부에 연결된 주입 유체 용기(16)로부터 대체 유체를 공급한다. 또한, 장치는 주입 라인을 통한 유량(Qrep)을 조절하기 위해 주입 라인(15)에서 작동하는 주입 펌프(18)를 더 포함할 수 있다. 전희석 유체 라인에 대해 대안적으로 또는 이와 조합하여, 장치는 주입 유체 용기(29)를 혈액 복귀 라인(7)에 연결하는 후희석 유체 라인(28)을 포함할 수 있다는 점을 유의해야 한다. 추가 펌프(30), 예를 들어 연동 펌프는 후희석 유체 라인(28)에서 제어 유닛(10)의 제어 하에 작용할 수 있고, 따라서 유체 라인을 통한 흐름을 조절하기 위한 수단의 일부일 수도 있다. 추가적으로, 도 1b에 도시된 일회용 회로는, 일단부에서 혈액 펌프(11)의 상류에 위치된 혈액 회수 라인(6)에 연결되고 타단부에서는 예를 들어 약물 또는 시트르산 용액과 같은 국소 항응고제를 포함할 수 있는 추가 주입 유체 용기(32)에 연결되는 추가 주입 라인(31)을 제공할 수 있다. 이러한 추가 주입 라인은 본 명세서에서 사전 혈액 펌프 전희석 주입 라인(31)으로 지칭된다. 조절 수단은 pbp 펌프(22), 예를 들어 제어 유닛(10)에 의해 제어되는 연동 펌프를 포함하며, 사전 혈액 펌프 주입 속도(Qpbp)를 조절하기 위해 사전 혈액 펌프 전희석 주입 라인(31)의 세그먼트에 작용한다. 펌프(22)는 전형적으로 장치(1)의 일부이고, 따라서 일회용품의 일부가 아니다. 전술한 유체 라인과 조합하여 또는 이에 대안적으로, 도 1b의 장치는 하나 이상의 보조 라인(42)을 포함할 수 있으며, 이는 일단부에서 혈액 회수 라인(6)과 연결된다. 도 2는 단일 보조 라인을 보여준다. 도 2에 도시되지 않은 추가 펌프, 예를 들어 연동 펌프는 보조 라인에서 제어 회로(10)의 제어 하에 작동할 수 있으며, 따라서 유체 라인을 통한 흐름을 조절하기 위한 상기 수단의 일부가 될 수도 있다. 도 1a의 실시예에서, 장치는 한외 여과 용기(23)에 수집된 유체의 양에 대한 중량 정보(W1)를 제공하도록 작동하는 제1 저울(33) 및 주입 유체 용기(16)에 수집된 유체의 양에 대한 중량 정보(W1)를 제공하도록 작동하는 제2 저울(34)을 포함한다. 저울은 모두 제어 유닛(10)에 연결되고, 제어 유닛이 각 용기에 있는 실제 유체의 양 및 각 용기에 의해 공급되거나 또는 각 용기에 수용되는 유체의 실제 유량을 결정하기 위해 상기 중량 정보(Wi)를 제공한다. 도 1b는 새로운 투석 용기(43), 시트르산염 주입 용기(32) 및 후주입 유체 용기(29) 각각의 중량을 검출하기 위한 제3, 제4 및 제5 저울(35, 36, 37)을 추가로 포함한다. 도 1a의 예에서, 2차 챔버(4)로 공급되는 유체의 양과 2차 챔버에서 추출되는 유체의 양 사이의 유체 균형을 제어하기 위해, 새로운 투석액 라인 및 사용된 투석액 라인(13) 상에 위치된 유량 센서(110, 111)는 각각의 라인을 통한 유체의 흐름을 나타내는 신호를 제어 유닛(10)에 제공하고, 저울 또는 저울들은 제어 유닛이 한외 여과 라인(25) 및, 존재하는 경우, 주입 라인(15)을 통한 유량을 유도할 수 있도록 하는 중량 정보를 제공한다. 제어 유닛은, 예를 들어, 사용자 인터페이스(12)를 통해, 제어 유닛에 제공된 처방에 의해 요구되는 바와 같이, 미리 지정된 환자 체액 제거가 미리 정해진 치료 시간 동안 달성되도록 보장하기 위해 적어도 펌프(17, 21, 27)를 제어하도록 구성된다. 다른 유체 균형 시스템을 사용할 수 있다는 점에 유의해야 한다: 예를 들어 장치가 새로운 치료 유체의 소스로서의 용기 및 폐기물을 수집하기 위한 용기를 포함하는 경우(도 1b 참조), 그런 다음 저울을 사용하여 각 용기에 의해 전달되거나 수집된 유체의 양을 검출한 다음 그에 따라 제어 유닛에 알릴 수 있다. 또 다른 대안으로, 체적 제어에 기반한 시스템은 사용될 수 있고, 여기서 준비 라인(19) 및 사용된 투석액 라인(13)이 균형 챔버 시스템에 연결되어 - 각 순간에 - 라인(19)으로 흐르는 액체의 양이 라인(13)에서 나가는 유체의 양과 동일하도록 보장한다. 구조적 관점에서, 하나 이상의 용기(104, 107, 16, 23)는 일회용 플라스틱 용기일 수 있다. 혈액 라인(6, 7) 및 여과 유닛은 또한 치료 세션의 시작 부분에 장착된 다음 치료 세션의 끝 부분에 폐기될 수 있는 플라스틱 일회용 구성 요소일 수 있다. 펌프, 예를 들어, 연동 펌프 또는 양 변위 펌프는 각 라인을 통한 유체 흐름을 조절하기 위한 수단으로 설명되었다; 그러나, 예를 들어 밸브 또는 밸브와 펌프의 조합과 같은 다른 흐름 조절 수단이 대안적으로 채택될 수 있다는 점에 유의해야 한다. 저울은 압전 센서, 또는 스트레인 게이지, 또는 스프링 센서, 또는 그 위에 가해진 힘을 감지할 수 있는 임의의 다른 유형의 변환기를 포함할 수 있다.
센서의 설명
본 개시에 따른 센서는 체외 혈액 치료를 위한 튜브 또는 도관의 세그먼트(101)로 흐르는 혈액을 포함하는 유체의 흐름 변경을 검출하기 위해 광학 복사의 물리적 특성의 변화를 이용한다. 세그먼트(101)는 측정에 포함된 광학 복사의 파장에 약간의 투명도를 제공해야 한다는 것이 파생된다. 특히, 본 개시의 대상인 센서(100)는 시간 경과에 따른 혈액 및 특히 적혈구 농도 변화를 검출할 수 있게 하여, 이를 통해 심장 박동 및 이에 따른 심박수를 식별할 수 있고; 보다 상세하게는, 적절한 광학 복사에 의해 조사될 때, 혈액을 통한 복사선의 투과율은 농도에 따라, 특히 적혈구의 농도의 함수로서 변하고, 이는 차례로 심장 박동에 의해 생성된 흐름의 피크에 따라 변한다. 따라서, 흐름의 피크의 케이던스, 즉 복사선 투과의 피크(또는 이에 상응하는 감소)를 계산하면, 심장 박동 및 이에 따라 심장이 박동하는 주파수를 검출할 수 있다.
본 개시에 따른 센서(100)는 비-침습적이고 임의의 원하는 시간 동안 및 환자가 받는 표준 또는 급성 요법에 의해 요구되는 전체 혈액 치료 기간 동안 상당한 중단 없이 지속될 수 있는 심장 박동의 연속적인 모니터링을 허용한다. 정상적인 작동 중에는 센서의 어떤 부분도 사용자의 혈액과 접촉하지 않기 때문에, 본 개시의 대상인 센서는 재사용이 가능하므로, 따라서 소위 일회용 기구를 구성하지 않는다. 이러한 방식으로, 알려진 센서가 혈액과 접촉하게 되는 임의의 경우에 달리 존재할 수 있는 관련 교환 비용을 포함하지 않고, 일부 프로세싱 인텔리전스가 그 보드에 배열될 수 있다. 센서(100)는 특히 혈액 회로, 특히 혈액 회수 라인(6) 및/또는 혈액 복귀 라인(7)의 한 세그먼트에 배치된다. 상황에 따라 하나 초과의 센서(100)가 사용될 수 있고, 도관을 따라 다른 위치에 배치될 수 있다. 비-제한적인 범위에서, 센서의 본체 내에 배열된 회로의 전자적으로 민감한 부분은 적절한 IP 표준에 따라 외부 에이전트로부터 적절하게 보호되어야 하므로, - 경우에 따라 - 센서는 손상의 심각한 위험 없이 그리고 후속 치료를 위해 새로 설치될 때 혈관을 오염시키지 않고 편리한 방식으로 세척, 또는 세정, 또는 멸균 또는 살균될 수 있다.
일반적으로, 그리고 도 2의 개략도에 따르면, 센서(100)는 혈액을 포함하는 유체로 채워진 도관의 세그먼트(101)를 통해 광학 복사를 방출하는 적어도 하나의 광학 소스(55)를 포함한다. 따라서 광학 복사는 도관의 세그먼트(101)의 벽 및 그 안에 포함된 유체를 가로질러, 수신된 광학 복사의 진폭의 적어도 변화를 검출할 수 있는 광학 센서(57)에 도달한다. 센서는 심박수를 추출하기 위해 적절하게 처리되는 출력 신호(200R)를 전송한다. 도 3에 개시된 특정 실시예에서, 센서(100)는 첨부 도면에만 개략적으로 나타낸 플라스틱 하우징(51)을 포함한다. 하우징(51)은 혈액 또는 혈장 파라미터가 측정될 필요가 있는 체외 혈액 회로(60)의 혈액 라인 세그먼트(61)에 단단히 결합되도록 설계된다. 하우징(51)은 독립형 본체일 수 있거나 또는 장치의 지지 프레임워크(70a)에 부착되거나 또는 그 일부일 수 있다. 예를 들어, 하우징(51)은 지지 프레임워크(도 12 참조)의 전면 패널에 부착될 수 있고, 체외 혈액 회로의 적어도 하나(도면의 예에서는 단지 하나만)의 세그먼트(61)를 수용하도록 구성될 수 있다. 이러한 목적을 위해, 하우징(51)은 혈액 라인 튜빙의 일부, 즉 혈액 회수 라인(6) 또는 혈액 복귀 라인(7)의 가요성 투명 플라스틱 튜빙의 원형 단면 세그먼트에 대해 직접 반대 형상일 수 있다. 하우징은 혈액 회로의 튜브를 수용하도록 예정된 내부 관통 통로(52)를 획정하는 개방 및 폐쇄 하우징일 수 있다.
특히, 하우징(51)은 비-결합 구성(도 3a 참조) 및 결합 구성(도 3 참조)을 획정하도록 분리되거나 또는 함께 결합된, 예를 들어, 힌지 결합된 2개 이상의 부분(51a, 51b)으로 제조될 수 있다. 결합 구성에서, 관통 통로(52)는 튜브와 완벽하게 결합하고 튜브를 수용하도록 수용될 튜브와 반대 형상이다. 제1 부분(51a)은 관통 통로(52)의 반대 형상 부분의 제1 부분을 획정하는 반면, 제2 부분(51b)은 관통 통로(52)의 반대 형상 부분의 제2 부분을 획정한다는 점에 유의할 수 있다: 더 자세하게 첨부된 도면에서 해당 부분은 동일한 형상의 반쪽 원이다. 개략도는 가요성 혈액 튜브가 센서(100)에 결합된 상황을 예시한다. 그러나, 하우징(51)은 (예를 들어, Baxter의 Hemoscan® 센서용 큐벳과 같은) 강성 큐벳과 결합하도록 대안적으로 형상화될 수 있다. 이러한 경우, 혈액 회로의 가요성 튜빙에는 체외 혈액 회로(60)를 흐르는 혈액이 큐벳 자체를 통과하도록 적절하게 적용된 강성 큐벳이 있다; 관통 통로는 이 후자의 경우 큐벳의 외부 표면과 반대 형상으로 되어 있는데, 이 외부 표면은 반드시 둥글지는 않고 대안적으로 평평한 외부 표면(다각형 단면)을 가질 수 있다.
하우징이 체외 혈액 회로(60)의 원형 가요성 튜빙에 적용되는 경우, 혈액 회수 라인(6) 또는 혈액 복귀 라인(7)을 따른 센서의 임의의 위치가 적합하다는 것은 명백하다. 센서(100)가 특정 큐벳과 반대 형상인 관통 통로를 가지고 있는 경우, 적합한 작동을 위해 큐벳 자체에 대응하여 센서가 적용되어야 한다.
하우징(51)은 외부의 주변광이 수신기에 도달하는 것을 방지하는 고흡수성 재료로 이루어질 수 있다. 이것은, 특히 해당 피크 또는 감소가 생리학적 심장 박동에 가까운 주파수를 가질 때, 외부 광학 복사 소스가 광 진폭의 스퓨리어스 피크 또는 감소를 제공하는 심장 박동의 판독에 부정적인 영향을 미칠 위험을 감소시키는데 도움이 된다.
센서(100)는 방출 축(54)을 따라 혈액을 향해 신호를 지향시키기 위한 적어도 하나의 신호 소스(53)를 포함한다. 신호 소스(53)는 혈액이 흐르는 튜브의 내부를 향해 적절한 방출 신호를 지향시키는 광학 (또는 음향) 방출기와 같은 임의의 적절한 신호 방출기를 포함할 수 있다. 본 발명의 실시예에서, 신호 소스(53)는 전자기 복사선 소스, 특히 LED 소스, SLED 또는 레이저 소스와 같은 소스를 포함한다. 다음 설명에서, 우리는 광 방출기를 언급하고, 상세하게는 LED 방출기(55)에 대해 언급한다; 그러나, 이것이 제한적인 것으로 해석되어서는 안 된다. 신호 소스(53)에 의해 전송된 광학 복사의 비-제한적 피크 파장은 800 내지 810 ㎚로 설정되며, 이는 흡수가 산소화에 의존하지 않는 Hgb 흡수 스펙트럼의 해당 지점에 해당한다는 점에 유의해야 한다. 다시 말하지만, 이것은 제한적인 측면으로 간주되어서는 안 된다; 사실, 적외선 또는 적색 광 분야의 임의의 광학 복사가 원칙적으로 본 출원에 사용될 수 있다. 도 2에 개시된 것과 같은 간단한 실시예에서, 신호 소스(53)는 적외선 또는 적색 영역 내에서 또는 상기 제1 피크 파장(λ1)은 떨어지는 파장(또는 주파수)의 미리 결정된 방출 윈도우 내에서 제1 피크 파장(λ1)을 갖는 광학 복사를 전송하는 간단한 다중 모드, 비간섭성 LED를 포함할 수 있다. 신호 소스(53)의 특정 구현은 그렇지 않으면 발광에 사용되는 다중 파장 LED 방출기(즉, MTMD6788594SMT6, Marktech Optoelectronics, 뉴욕, 미국)를 포함한다. 방출기(55)는 특히 적색/적외선 대역에서 피크 파장(λ1, λ2, λ3, λ4, λ5)을 갖는, 동일한 칩 상의 5개의 LED를 포함한다. 이러한 5개의 LED는 서로 다른 피크 파장을 갖는 광학 복사를 방출한다. 이러한 방식으로, 파장(또는 동등한 주파수) 다양성이 심장 박동의 검출의 정확도를 높이고 심장 박동의 판독에 대한 임의의 외부 영향을 감소시키기 위해 얻어질 수 있다.
소스(53)는 신호 방출기(55)와 결합된 일단부(56a) 및 하우징(51)에 고정되고 소스(53)의 방출 축(54)을 따라 혈액을 향해 광학 복사를 지향시키도록 배치된 타단부(56b)를 갖는 광섬유(56)를 더 포함한다. 도 3에 도시된 바와 같이, 광섬유(56)의 제2 단부(56b)는 반대 형상의 부분에 배치되고, 튜브 세그먼트(61)와 하우징의 결합 상태에서 튜브를 향한다.
센서(100)는 혈액을 적어도 부분적으로 통과한 후에 상기 소스에 의해 방출된 신호를 수신하기 위한 복수의 검출기(57)를 포함하고; 특히 검출기(57)는 각각의 위치에 따라 반사 신호, 산란 신호 및/또는 투과 신호를 수집한다. 방출기(55)가 LED 방출기이기 때문에, 검출기(57)는 포토다이오드 수신기(58)를 포함할 수 있다. 일 실시예에서, 검출기(57)는 방출 축(54)에 대해 상이한 각도로 배치된다. 보다 상세하게는, 도 3의 센서(50)는 소스(53)로부터 전자기 복사선을 수신하기 위한 4개의 상이한 검출기(57)를 포함하는데, 하나의 제1 포토다이오드 수신기(PD1)는 신호 소스의 방출 축(54)에 대해 약 180°에 배치되고, 하나의 제2 포토다이오드 수신기(PD2)는 신호 소스의 방출 축에 대해 약 90°에 배치되고, 하나의 제3 포토다이오드 수신기(PD3)는 신호 소스의 방출 축에 대해 약 45°에 배치되고, 하나의 제4 포토다이오드 수신기(PD4)는 신호 소스의 방출 축에 대해 약 0°에 배치된다. 물론, 특정한 필요에 따라 4개보다 많은(또는 더 적은) 수신기가 사용될 수 있고, 하나 초과의 수신기가 광섬유의 방출 축(54)에 대해 동일한 각도로 배치될 수도 있다. 보다 구체적으로, 모든 검출기(57)는 소스(53)가 배열되는 평면과 차례로 일치하는 동일한 평면에 배열된다. 이를 통해, 검출의 공간적 다양성을 구현할 수 있으며, 이는, 존재하는 경우, 심장 박동의 판독 품질을 추가로 증가시키고 센서(100)를 외부 복사선 영향에 대해 보다 견고하게 하기 위해 광학 복사의 다중 파장 방출과 협력한다. 각각의 검출기(57)는 체외 혈액 치료 장치의 튜브에서 혈액 흐름의 정상 섹션을 따라 방사상으로 신호 소스에 의해 방출된(그리고 제대로 반사된, 산란된 또는 투과된) 신호를 수신하도록 구성된다. 새로운 측정 시스템은 기존 설계의 아키텍처를 확장하여, 방출기에 대해 서로 다른 기하학적 각도에서 광을 수집하여, 반사된 광, 산란된 광 및 투과된 광을 구별할 수 있도록 한다. 산란의 증가로 인한 투과된 광의 손실은, 동시에 산란된 광이 다른 수신기에 의해 포착되는 경우, 흡광도의 증가로 잘못 검출되지 않는다. 상기 구성을 달성하기 위해, 각각의 검출기(57)는 각각의 광섬유(59)를 포함하고, 일단부는 세그먼트(61)에 대응하여 배치되고, 타단부는 수신기, 상세하게는 포토다이오드 수신기에 결합된다. 보다 구체적으로, 세그먼트(101)에 대응하는 광섬유(59)의 단부는 하우징(51)에 고정되고, 반대 형상 부분에 배치되고, 하우징과 세그먼트(101)의 결합 상태에서 세그먼트(101)를 향한다. 언급된 바와 같이, 신호를 수신하기 위한 모든 채널은, 방출 섬유(56)의 배치를 허용하기 위해 흐름 방향을 따라 약간 이동된 반사 채널(0°)을 제외하고, 혈액 흐름의 정상 섹션을 따라 방사상으로 배치된다. 방출된 및 수집된 광학 복사는 모두 예를 들어 플라스틱 광섬유(ESKA GH4001, 미쓰비시 레이온)를 사용하여 세그먼트(101)에 그리고 세그먼트(101)로부터 결합된다. 포토다이오드 수신기(58)는 도 3의 PD1-4에 해당하는 광 수집 채널에 대한 특정 섬유 결합 역학(예를 들어, IFD91, Industrial Fiber Optics, 템피, 미국)을 가질 수 있다.
포토다이오드 수신기(58)는 트랜스 임피던스 증폭을 위한 아날로그 회로(62)와 함께 인쇄 회로 기판(60a)에 수용되며; 트랜스 임피던스 증폭을 위한 회로(62)는 전류-전압 변환기를 포함한다(예를 들어 연산 증폭기를 사용하여 구현됨). 회로(62)는 포토다이오드 수신기(58)의 전류 출력을 증폭하는데 사용될 수 있다. 전류-전압 변환기는 전압 응답보다 더 선형인 전류 응답을 갖는 포토다이오드와 함께 사용된다(전류 응답이 광범위한 광 입력에 대해 1 % 이상의 선형성을 갖는 것이 일반적이다). 트랜스 임피던스 증폭기는 포토다이오드에 낮은 임피던스를 제공하고, 이를 연산 증폭기의 출력 전압에서 분리한다. 트랜스 임피던스 증폭기에는 여러 개의 다른 구성이 있으며, 이들 모두가 공통적으로 갖고 있는 한 가지 인자는 센서의 저-수준 전류를 전압으로 변환해야 한다는 요구 사항이다. 인쇄 회로 기판(60a)은 저역 통과 필터링 스테이지(63) 및 게인 스테이지 증폭을 더 포함한다. 저역 통과 필터(63)의 차단 주파수는 예를 들어 30 ㎐로 설정된다. 이것은 검출기에 의해 생성되는 출력 신호(200R)에 대해 수행되는 신호 처리에 영향을 미칠 수 있는 원치 않는 노이즈를 감소시키는데 도움이 된다. 저역 통과 필터(63)는 출력 신호(200R)의 상위 대역폭을 추가로 제한하기 위해 하위 주파수로, 예컨대 10 ㎐ 미만, 특히 5 ㎐ 또는 4 ㎐ 이하로 추가로 설정될 수 있다. 게인은 예비 테스트 및 보정을 기반으로 채널 특정 값으로 설정된다. 그런 다음 아날로그 신호는 적절한 변환기(64)에 의해 디지털 신호로 변환된다. 더 자세히 설명하면, 아날로그 출력은 NI USB-6008 DAQ 카드(National Instruments Italy Srl, 밀라노, 이탈리아)를 사용하여 12-비트 분해능으로 100 ㎐의 속도로 샘플링되고, 맞춤형 LabView 가상 기기에 의해 기록된다. 다중 LED 방출기, 신호 컨디셔닝 보드 및 DAQ 카드는 3D 인쇄된 하우징 상에 함께 조립되었고, 광섬유(59), 데이터 연결부 및 전원 공급 장치를 위한 개구들이 제공된 전자기 차폐를 위해 접지된 금속 상자(도 3 참조) 내부에 배치되었다. 특정 실시예에서, 각각의 검출기(57)는 미리 결정된 파장에서 또는 미리 결정된 주파수 윈도우에서 광학 복사를 수신하도록 구성된다. 더 상세하게는, 제1 검출기(57)(PD1)는 제1 파장(λ1)에서, 또는 상기 제1 파장을 포함하는 제1 주파수 윈도우로 광학 복사를 수신하도록 구성되고, 제2 검출기(57)(PD2)는 제2 파장(λ2)에서 또는 상기 제2 파장을 포함하는 제2 주파수 윈도우로 광학 복사를 수신하도록 구성되고, 제3 검출기(57)(PD3)는 제3 파장(λ3)에서 또는 상기 제3 파장을 포함하는 제3 주파수 윈도우로 광학 복사를 수신하도록 구성되고, 제4 검출기(57)(PD4)는 제4 파장(λ4)에서 또는 상기 제4 파장을 포함하는 제4 주파수 윈도우로 광학 복사를 수신하도록 구성된다. 위에서 설명한 여러개의 파장의 복사선을 사용하여 헤마토크릿(hematocrit) 및 삼투압 농도 흐름의 다소 구체적인 분석을 통해 흐름 변화를 감지할 수 있다; 삼투압 농도의 영향이 검출되고 분리될 수 있기 때문에, 혈액량 변화에 대한 더 나은 추정도 얻을 수 있다. 다양한 파장의 복사선을 검출하기 위해 여러개의 채널을 사용하여 원치 않는 효과를 결정하고 제거할 수 있으며, 전체 복사선 전달에 미치는 영향은 혈액의 두 가지 다른 특성에 의해 제공되기 때문에 심장 박동을 더 잘 검출할 수 있다. 결과적으로 일부 채널에서 수신된 광학 복사의 진폭의 적어도 변화는 특정 파라미터에 더 민감할 수 있는 반면, 다른 채널의 동작은 특성들의 혼합(헤마토크릿 및 삼투압 농도)과 더 유사하다. 디지털 신호는 다음의 상세한 설명에서 명백한 바와 같이 체외 혈액 치료 장치의 튜브 세그먼트(61)를 통해 심장 박동 및 심박수를 검출하는데 사용되도록 제어기(65)에 입력된다.
신호 처리 및 심장 박동을 검출하기 위한 방법
본 출원인은 심장 박동 검출을 위한 절차에서 (예를 들어, 광 신호) 검출기에서 측정된 (예를 들어, 광 신호) 응답 신호는 적어도 심장이 제공하는 펄스로 인한 적혈구 농도에 의해 영향을 받는 것으로 이해하였다. 또한 상기 적혈구 농도는 연동 펌프의 주기적 작동에 의해 제공되는 펄스에 의해서도 영향을 받는다. 본 출원인은 검출기(들)(57)에 의해 수신된 정보 신호는 상기 정보 신호가 수신되는 세그먼트(101)의 적어도 일부의 크기 및/또는 기하학적 구조 변화에 의해 실질적으로 변경되지 않고, 및/또는 상기 크기 및/또는 기하학적 구조 변화에 실질적으로 관련되지 않거나 또는 실질적으로 상기 크기 및/또는 기하학적 구조 변화의 함수가 아니고, 상기 크기 및/또는 기하학적 구조 변화는 세그먼트(101)에서 흐르는 혈액의 상기 흐름 섭동의 결과라는 것을 추가로 발견하였다. 이것은 세그먼트(101)가 심장에 의해 또는, 무엇보다도, 장치의 임의의 펌프의 작동에 의해 유도된 흐름 피크의 결과로서 확대되고 및/또는 변형될 수 있을지라도, 적절한 심장 박동 주파수 검출의 신뢰성 및 정확성은 궁극적으로 실질적으로 영향을 받지 않는다는 것을 의미한다. 이러한 의미에서, 본 개시에 따라 심장 박동 주파수를 검출하는 것은 매우 경질이거나 반대로 연질일 수 있는 세그먼트(101)의 재료 및/또는 설계의 요구사항을 줄이는 것을 허용하고; 대조적으로, 세그먼트(101)의 변형의 평가를 통해 심장 박동의 임의의 측정을 통해 심장 박동 주파수를 판독하는 것은 세그먼트(101)의 치수를 결정하는데 사용되는 재료 및 크기에 대한 상당한 고려를 요구할 수 있다는 점이 주목된다.
도 4는 본 개시에 따른 센서(100)를 통해 수행되는 신호 처리의 주요 동작의 블록 구성을 도시한다; 상기 처리는 이하에서 제어기(65)에 의해 수행되는 것으로 설명된다는 점에 유의할 수 있다. 신호 처리의 적어도 일부 또는 임의의 일부가, 제어기(65)와 다르고 센서(100)의 본체 외부에 배열될 수 있는 데이터 처리 유닛에 의해 수행될 수 있기 때문에, 이것은 제한하려는 의도가 아니다. 추가로 유의해야 하는 점은, 오늘날의 기술은 소프트웨어를 통해, 예를 들어 제어기(65)에 의해 전자적으로 액세스할 수 있는 메모리에 로딩된 예를 들어 소프트웨어를 통해 여기에 설명된 신호 처리의 적어도 일부를 수행하는 것을 허용하지만, 이러한 양태는 제한적인 것으로 간주되어서는 안 되는데, 왜냐하면 후속하는 다음 설명의 프로세스 및 단계의 적어도 일부는 도 4에 도시된 물리적, 즉 하드웨어, 스테이지에 의해 이루어지거나 또는 수행될 수 있기 때문이다. 도 4에 도시된 바와 같이, 포토다이오드 수신기(58) 이후에, 트랜스 임피던스 증폭기(62)가 상기 검출기(57)에 의해 생성된 전류 구동 신호를 전압 구동 출력 신호로 변환하도록 배열된다. 트랜스 임피던스 증폭기(62)의 출력은 저역 통과 필터(63)의 입력을 공급하고, 그 출력은 차례로 아날로그-디지털 변환기(64)의 입력을 공급하고, 이는 신호의 샘플링을 수행하고, 이를 변환하여, 더 전자적으로 처리될 출력 신호는 숫자 도메인에 있게 된다.
도 5에 개략적으로 나타낸 바와 같이, 그리고 도 7의 간략한 흐름도에 보고된 바와 같이, 혈액 및 세그먼트(101)를 통과한 광 신호를 수신한 후 출력으로 생성된 출력 신호(200R)(이 단계는 도 5의 블록(1000)에 해당함)는, 우선 미리 정해진 길이의 샘플링의 기준 윈도우(200W)로 샘플링된다. 도 5는 상기 윈도우가 30 초 길이인 예를 도시하지만, 그러나 이 예는 제한적인 것으로 의도되어서는 안 되는데, 왜냐하면 샘플링의 기준 윈도우(200W)는 예를 들어 길이가 1분 이하 길이, 또는 45초 이하 길이, 또는 30초 이하 길이, 또는 20초 이하 길이, 또는 15초 이하 길이 또는 10초 이하 길이일 수 있기 때문이다. 상기 윈도우 내에 포함된 출력 신호(200R)의 부분은 이하에서 출력 신호(200R)의 기준 부분으로 지칭될 것이다. 윈도우가 더 길수록, 처리 결과의 평균이 더 높아진다는 점에 유의해야 한다. 윈도우를 연장시키는 것이 출력 신호(200R)에서 간헐적인 노이즈 스파이크를 평균화하는데 긍정적인 영향을 미칠 수 있지만, 과도한 윈도우 길이는 심장 주파수의 판독 및 신호가 겪게 되는 후속 처리의 품질을 손상시킬 수 있는, 그 안의 심장 박동의 주파수의 상당한 변동의 위험을 감소시키기 위해 억제되어야 한다.
제어기(65)가 하드웨어 처리 스테이지를 통해 형성되어야 한다면, 미리 결정된 길이의 샘플링의 기준 윈도우(200W)로 출력 신호(200R)를 윈도잉하는 것은 입력이 아날로그-디지털 변환기(64)의 출력에 의해 공급되는, 특히 직접 공급되는 수치 신호에 대해 동작하는 시간 도메인 윈도잉 스테이지(67)에 의해 수행될 수 있다.
도 5의 출력 신호(200R)는 환자의 심장에 의해 유도된 흐름 펄스에 의해 수행되는 심장 박동의 정보뿐만 아니라, 혈액 회로, 특히 세그먼트(101)로 액체의 흐름을 강제하기 위해 작동하는 연동 혈액 펌프(11)에 의해 생성되는 바람직하지 않는 노이즈를 포함하는 원하지 않는 노이즈도 포함한다. 더 자세히 설명하면, 도 5는 다음 테스트 조건에서 검출기의 출력의 원(필터링되지 않은) 신호의 결과이다:
- 테스트에 사용된 기준 장치(1)의 경우 주파수가 약 1.0 ㎐인 원치 않는 펌프 노이즈를 발생시키는, 200 ml/min으로 설정된 연동 혈액 펌프(11)가 있는 세그먼트(101)에서의 유체 흐름,
- 공칭 주파수가 실질적으로 1.16 ㎐에 해당하는, 70 bpm으로 설정된 심장 시뮬레이터가 있는 세그먼트(101)에서의 유체 흐름.
후속적으로, 제어기(65)를 통해, 신호의 추가 전자 처리가 수행된다. 특히, 출력 신호(200R), 및 특히 전술한 윈도우 내의 관련 부분은, 예를 들어 푸리에 변환, 특히 고속 푸리에 변환의 적용을 통해 주파수 도메인으로의 변환을 받는다(이 단계는 도 7의 블록(1001)에 해당함). 고속 푸리에 변환이 주파수 도메인으로의 변환을 계산하는 유일한 방법은 아닐 수 있지만, 그러나 여기에 개시된 예시적인 실시예 중 하나가 이전에 개시된 아날로그-디지털 변환기를 통해 변환되기 때문에 숫자 도메인의 출력 신호에 대해 작동하기 때문에, 본 출원인에 의해 선택된 것이라는 점에 유의해야 한다.
도 6은 일단 시간 도메인으로부터 주파수 도메인으로 변환된 도 5의 신호의 스펙트럼의 예시적인 다이어그램을 도시한다. 제어기(65)가 하드웨어 신호 프로세서 스테이지에 의해 형성되어야 한다면, 출력 신호(200R)의 윈도잉된 기준 부분을 시간 도메인으로부터 주파수 도메인으로 변환하는 단계는 푸리에 변환 스테이지(68), 특히 입력이 시간 도메인 윈도잉 스테이지(67)의 출력에 의해 직접 공급되는 FFT 알고리즘에 따라 처리를 수행하는 스테이지를 통해 이루어진다. 검사 중인 스펙트럼의 최고 주파수는 4 ㎐로 설정된다; 이것은 예를 들어 시간 도메인에서 저역 통과 필터 스테이지(63)를 통해 수행되거나, 또는 전술한 주파수에서 푸리에 변환의 하드-컷팅에 의해 달리 이루어질 수 있고; 스펙트럼의 전자 처리를 위한 낮은 최고 주파수의 선택이 이루어지는데, 왜냐하면 심장 박동에 대한 서치가 생리학적으로 및/또는 일반적으로 환자가 치료 중에 있는 정상 휴식 상태에서 4 ㎐를 초과하지 않는 그 기본 및 2차 고조파를 고려하여 수행되기 때문이다. 어쨌든, 예방 조치로서, 저역 통과 필터(63)의 동작을 논의할 때 이전에 개시된 바와 같이 예를 들어 최대 30 ㎐로 상위 주파수가 선택될 수 있다. 0.3 ㎐ 미만에서는, 스펙트럼의 진폭이 급격히 증가한다는 것을 알 수 있다. 다시 한 번, 본 출원인은 생리학적으로 박동하는 심장의 기본 주파수가, 적어도 치료 중 환자가 유지하는 휴식 상태에서, 0.6 ㎐, 또는 0,5 ㎐, 또는 0,4 ㎐ 또는 심지어 0,3 ㎐ 미만이 아니라는 것을 고려하였다. 따라서, 본 출원인은 현재 검출과 관련성이 없는 스펙트럼의 부분을 포함하는 제1 하위 주파수 윈도우(200L) 및 하위 주파수 윈도우(200L)의 최고 주파수 바로 위의 하위 주파수에서 시작하는 상위 주파수 윈도우(200U)를 전자적으로 선택하도록 선택하였다. 이 후자는 도 6의 다이어그램에서 0.6 ㎐이다. 하위 주파수 윈도우(200L)는 추가 신호 처리에서 절단된다; 이는, 스펙트럼의 바닥 가장 낮은 부분에 있는 것으로 입증되었고 예를 들어 세그먼트(101) 내의 혈액의 흐름, 호흡 및/또는 다른 생리학적 또는 외부 '장애'로 인한 것일 수 있는 관련성이 높은 원치 않는 노이즈가 없는 스펙트럼의 부분을 분석하는데 도움이 된다. 하위 주파수 윈도우(200L) 한계와 관련된 임의의 관련 데이터, 예를 들어 하위 주파수 윈도우(200L)의 상위 주파수, 및/또는 상위 주파수 윈도우(200U)와 관련된 임의의 관련 데이터, 예를 들어 그 가장 낮은 주파수 및 가장 높은 주파수는, 센서(100)의 본체 내에 배열되거나 또는 적어도 푸리에 변환 스테이지(68)에 의해 달리 작동 가능하게 액세스될 수 있는 메모리(65m)에 편리하게 저장될 수 있다. 관심 있는 윈도우는 이 경우 상위 주파수 윈도우(200U)이며, 이는 도 6의 예시적인 다이어그램에서 0.6 ㎐의 최저 주파수에서 시작하여 4 ㎐의 상위 주파수로 끝난다. 이러한 영역에는 임의의 생리학적 심장 기본 주파수, 그 2차 고조파, 및 - 도시된 바와 같이 - 연동 펌프(11)의 기본 및 적어도 2차 고조파가 있다. 실제로, 도 6의 다이어그램은 원으로 표시된 참조 번호 "1", "2", "3", "4" 및 "5"로 표시된 관련 피크를 보여준다. 이들 중에서, 펌프(11)의 기본 주파수는 기준 주파수 "fp"로 표시되고, 2차 고조파는 기준 주파수 "fph2"로 표시되고; 도시된 바와 같이, 도 6의 고속 푸리에 변환은 1 ㎐ 바로 아래에 있는 펌프(11)의 기본 주파수(fp) 및 2 ㎐ 바로 아래에 있는 2차 고조파를 보여준다. 상위 주파수 윈도우(200U)의 선택, 또는 그렇지 않으면 하위 주파수 윈도우(200L)를 필터링하는 것은, 제어기(65)가 하드웨어 신호 처리 스테이지를 포함하는 경우, 상위 주파수 윈도우 선택 스테이지(69)에 의해 수행될 수 있다. 상위 주파수 윈도우 선택 스테이지(69)는 실제로 고역 통과 필터, 또는 최저 주파수가 하위 주파수 윈도우(200L)의 최고 주파수와 실질적으로 일치하는 대역 통과 필터로서 동작한다는 점에 유의할 수 있다. 상위 주파수 윈도우 선택 스테이지(69)의 입력은 푸리에 변환 스테이지(68)의 출력에 의해 공급되고; 상위 주파수 윈도우 선택 스테이지(69)의 출력은 그 동작이 본 설명의 아래 부분에서 명확해지는 피크 검출 스테이지(70)에 공급된다.
심장 박동 기본 주파수는, 본 설명의 다음 부분을 읽음으로써 더 명확해지는 바와 같이, 스펙트럼의 피크 "3"에 해당하며, 주파수는 참조 명칭 "fHR"로 표시된다. 여기서 다이어그램은 이 심장 박동 주파수의 2차 고조파를 보여주고 있으며, 그 피크는 참조 번호 200P로 지정된다는 점에 유의해야 한다. 이 단계까지, 심장 박동의 주파수는 아직 알려지지 않았고, 일부 다른 처리 단계가 수행된 후에 검색된다는 점에 유의해야 한다. 실제로 펌프(11)의 기본 주파수 - 및 이에 따라 임의의 2차 고조파로서 명목상 기본 주파수의 두 배에 해당하는 그 2차 고조파 - 는 제어기(65)에 알려져 있다. 실제로, 임의의 장치(1)에는 특정 펌프(11), 특히 다수가 존재하는 경우, 특정 세트의 펌프가 제공되며, 이는 임의의 사전 설정 가능한 유량[l/min]에 대해 미리 결정된 각속도로 회전하는데, 즉, 이들의 롤러는 미리 결정된 주파수에서 튜브의 일부를 주기적으로 압축하고 팽창시킨다. 따라서, 다음 경우 중 하나일 수 있다:
- 유량의 미리 설정된 한정된 테이블이 펌프(11)의 작동을 위해 설정될 수 있는 경우, 양방향 관련 유량/주파수는 제어기(65)에 작동 가능하게 액세스 가능한 메모리에 미리 저장된 테이블에 테이블로 작성된다;
- 사용자의 희망에 따라 사용자에 의해 비-한정된 유량이 설정될 수 있는 경우, 센서, 예를 들어 홀 센서가 펌프 자체의 작동 주파수를 직접 검출하기 위해 특히 펌프에 실질적으로 대응하여 장치 상에 배열될 수 있다. 다시 말하면, 도 7의 흐름도의 블록(1006)에 개략적으로 표시된 바와 같이, 신호 처리의 이 부분은 일반적으로 센서(100)가 결합된 관련 세그먼트(101)로 유체 흐름을 강제하는 펌프(11)의 작동 주파수를 검색하는 것을 포함하고, 이러한 검색은 직접 감지 또는 테이블로부터 값의 로딩을 통해 전자적으로 수행될 수 있다. 따라서, 참조 부호 "2" 및 "5"로 도 6에서 언급된 피크가 명확하게 식별되고 그 후 추가 전자 처리에 의해 폐기될 수 있다는 것이 명백하다. 다시 말해서, 제어기(65)에 의해 수행되는 전자 처리는 펌프(11) 기본 주파수(fp) 및 그 고조파들(fph2, fph3, … fphn) 중 임의의 것의 서치 및 배제를 포함한다(도 7의 흐름도의 블록(1007)). 제어기(65)가 하드웨어 처리 스테이지를 사용하여 형성되어야 한다면, 이 후자의 동작은 피크 검출 스테이지(70)의 출력에 의해 입력이 공급되는 펌프 피크 배제 스테이지(71)에 의해 이루어질 수 있다.
여기에 개시된 처리의 특정 실시예는 진폭의 임의의 피크를 서치하기 전에 스펙트럼 진폭의 임계값(200T)을 설정하는 것을 포함한다. 상기 임계값(200T)은 시간적으로 고정될 수 있거나, 또는 그렇지 않으면 적응성일 수 있다. 도 4에서, 이 동작은 상위 주파수 윈도우 선택 스테이지(69)의 출력에 의해 공급되는 피크 검출 스테이지(70)의 입력(200T)에 의해 개략적으로 표현된다. 임계값의 적절한 값을 신중하게 선택하는 것이 수행될 수 있지만, 본 출원인은, 진폭이 임계값(200T)을 초과하는 피크만이 잠재적인 유용한 신호 주파수로 간주된다면, 임계값의 적용이 제어기(65)의 계산 부담을 감소시키고 잘못된 판독의 위험을 감소시키는 것을 허용한다는 것을 보여준다; 이것은 노이즈의 피크를 실제 심장 박동으로 판독하는 위험을 감소시키는데 도움이 된다.
도 5에 따라 스펙트럼의 기준 값 1로 설정된 임계값의 적용에 따르면, "1", "3", "4" 표시로 식별되는 피크만이 잠재적인 관심 대상일 수 있다.
그런 다음, 제어기(65)는 임계값(200T)(이하 테스트 중인 피크라고 언급함)을 초과하는(즉, 위의) 임의의 피크를 고려하고 테스트 중인 피크가 있는 주파수의 정확히 두 배에서 다른 피크의 존재를 고려하여 스펙트럼에서 추가 전자 처리를 수행한다. 그런 다음, 진폭이 임계값(200T)을 초과하는 테스트 중인 모든 피크에 대해(특히 하위 주파수에서 상위 주파수로 이동):
- 테스트 중인 피크 주파수의 두 배에 정확히 해당하는 주파수에서 피크(200P)가 발견되면, 이는 테스트 중인 피크가 탐색된 심장 박동 신호에 해당하고 따라서 해당 피크의 주파수에 기준 fHR이 할당된다는 것을 의미한다;
- 테스트 중인 피크 주파수의 두 배에 정확히 해당하는 주파수에서 피크가 발견되지 않는 경우, 이는 테스트 중인 상기 피크가 탐색된 심장 박동 신호에 해당하지 않고 따라서 심장 박동에 해당하지 않는다는 것을 의미한다; 이 경우, 알고리즘은 진폭이 임계값(200T)(존재하는 경우)을 초과하는 다른 피크를 고려하여 진행한다.
제어기(65)가 하드웨어 프로세서로 이러한 동작들을 수행하도록 설계된 경우, 이러한 동작들은 고조파 서치 스테이지(72)에 의해 수행되며; 도 4에 도시된 바와 같이, 고조파 서치 스테이지(72)는 펌프 피크 배제 스테이지(71)의 출력에 의해 입력으로 공급된다. 고조파 서치 스테이지(72)에는 심장 박동의 기준 주파수(fHR)의 값을 나타내는 신호를 생성하도록 구성된 출력이 제공된다. 이 기준 주파수는 도 4의 fHR 디스플레이 스테이지(73)에 의해 개략적으로 표시된 화면에 제공될 수 있다.
비-제한적이지만 특정한 실시예에서, 테스트 중인 피크가 있는 주파수의 두 배에서 신호 스펙트럼의 피크에 대한 전자적 서치는 임계값(200T) 레벨 미만에 있는 피크를 고려하면서 수행될 수도 있다. 이는 심장 박동의 2차 고조파에 해당하는 실제 피크를 폐기할 위험을 감소하는데 도움이 된다. 이 단계는 도 7의 흐름도의 블록(1008)에 해당한다. 이렇게 획득된 심장 박동 주파수(fHR)는 그 다음 제어기(65)에 전자적으로 액세스 가능한 메모리에 적어도 일시적으로 저장되며, 특히 사용자에게 심박수를 알리기 위해 장치(1)의 모니터 또는 디스플레이에 전송되는 전자 신호로서 또는 전자 신호로 제공된다(블록(1009), 도 7의 흐름도). 심박수 주파수는, 특히 전자기 동작이 의료용 애플리케이션과 호환되는 (그리고 간섭하지 않는) 무선 채널을 사용하여, 제어기(65)에 의해 또는 원격 장치, 예를 들어 스마트폰 또는 노트북 컴퓨터에 작동 가능하게 연결된 임의의 다른 전자 장치에 의해 전송될 수 있다.
도 6의 경우 참조 부호 "3"이 있는 피크만이 해당 주파수의 정확히 두 배에서 추가 피크에 실제로 대응하는 피크이다. 피크 "1" 및 "4"는 검출기(57)에 의해 포착된 노이즈에 의한 피크이며, 실제로 심장 박동에 해당하지 않는다. 제어기(65)에 의해 수행되는 알고리즘을 통해, 시스템은 노이즈 및 실제 심장 박동 주파수가 서로 매우 가깝고 노이즈 피크가 실제로 심박수에 해당하는 피크의 크기를 초과하더라도 이들을 매우 잘 구별할 수 있다. 도 6의 경우, 실제로, 피크 "4"는 실제 심장 박동 주파수에서 0.1 ㎐ 미만 떨어져 있고, 그 진폭이 실제 심장 박동에 해당하는 피크의 진폭보다 거의 2배 더 높더라도, 이 후자는 실제로 검출될 수 있으며, 피크 "4"는 실제로 폐기된다.
펌프의 스펙트럼에서 피크의 검출은 피크 검출 알고리즘으로 출력 스펙트럼을 처리하는 단계에 의해 수행된다; 비-제한적인 실시예에서, 피크 검출은, 하위 주파수에서 상위 주파수로 이동하고, 검출을 위한 스펙트럼 신호의 도함수를 계산하고 그리고 도함수가 부호를 양에서 음으로 변경하는 주파수(이것은 피크의 표시임)를 적어도 일시적으로 저장하는 것을 포함한다; 제어기(65)에 의해 전자적으로 액세스 가능한 메모리, 예컨대 내부 메모리에서 수행되는 상기 임시 저장은 전자 테이블에 의해 수행되고, 상기 전자 테이블에서 제1 열은 피크 검출 알고리즘을 통해 탐색된 피크 주파수의 값을 나타내고, 제2 열은 상응하는 진폭 값을 나타낸다. 따라서, 다음의 예시적인 것과 유사한 테이블이 상기 메모리에 저장될 수 있다.
다른 솔루션에서, 출력 스펙트럼에서 피크를 탐색하는 것은 이동 윈도우 알고리즘을 통해 수행될 수 있다. 이동 윈도우 알고리즘에서, 검사의 미리 획정된 폭 주파수 윈도우가 고려되고, 예를 들어 기준 스펙트럼의 하위 주파수에서 상위 주파수로, 예를 들어 상위 주파수 윈도우(200U)의 하위 주파수에서 상위 주파수로 이동하는 것이 이루어진다. 제어기(65)는 전자적으로 윈도우를 계단식 방식으로 이동시키도록 구성될 수 있다는 것을 유의할 수 있다. 윈도우의 각 이동 단계에 대해, 스펙트럼의 국부적 최대 진폭이 고려되고, 해당 주파수는 이전과 유사한 방식으로 테이블로 표시된다. 모든 단계에서 이동하는 윈도우의 주파수가 이전 단계에서 이동하는 윈도우의 주파수와 중첩되지 않는 것이 편리하다는 점에 유의할 수 있다. 제어기(65)가 하드웨어 처리 스테이지를 통해 형성될 때, 이러한 동작은 피크 검출 스테이지(70) 및/또는 고조파 서치 스테이지(72)에 의해 편리하게 이루어진다. 여기에 개시된 알고리즘은, 낮은 계산 파워 처리 유닛을 사용하더라도, 특히 예를 들어 시간 도메인에서 신호의 제1 윈도우를 얻기 위한 설정 기간 이후인 경우 임의의 관련 지연 없이, 실시간으로 실질적으로 신뢰할 수 있는 방식으로 심박수를 실질적으로 얻을 수 있다는 점은 주목할 만하다.
유도 변조 알고리즘
본 출원인은 검출기(57)의 출력의 신호에 다음의 전자 신호 처리를 적용함으로써 정확한 심장 박동 주파수(fHR)의 판독 신뢰성이 수행될 수 있다는 것을 추가로 고려하였다. 제어기(65)에 의해 편리하게 수행될 수 있는 다음의 신호 처리 단계는 상기 샘플링의 기준 윈도우(200W)의 출력 신호를 주파수 도메인으로 변환하는 단계 전에 수행되어야 한다. 이는 도 7의 흐름도를 고려하여, 이하에 설명될 단계가 블록(1000)과 블록(1001) 사이에 있다는 것을 의미한다. 본 출원인은 예를 들어 펌프(11) 작동에 의해 유도되는 강한 노이즈 신호가 있는 경우에도 정확한 심장 박동 주파수(fHR) 판독의 신뢰성은 출력 신호(200R)를 처리함으로써 더 증가될 수 있으므로, 스펙트럼 분석을 수행할 때, 심장 박동에 해당하는 주파수의 피크에는 노이즈 피크(이 후자는 변경되지 않은 상태로 있음)의 진폭에 대해 증폭된 진폭이 제공되거나, 또는 이에 따라, 스펙트럼 분석을 수행할 때, 노이즈에 해당하는 주파수의 피크는 심장 박동에 해당하는 주파수의 피크의 진폭에 대해 감쇠되는 진폭을 보게 된다는 것을 발견하였다. 처음에, 이 알고리즘은, 시간 도메인에서, 검출기(57)(블록(1010), 도 11)에 의해 출력으로 생성된 출력 신호(200R)와, 형상이 시간에 따라 주기적 및/또는 반복되고 펌프 사이클 포인트와 상관되는 펌프 관련 신호(300P)를 전자적으로 곱셈하는 것을 포함하고; 도 8은 몇개의 다이어그램의 예를 도시하고, 여기서 출력 신호(200R)(상단 다이어그램)가 상기 펌프 관련 신호(300P)(하단 다이어그램)와 곱셈된다. 곱셈 단계는 도 11의 블록(1011)에 해당한다. 일반적으로, 펌프 관련 신호(300P)는 펌프가 적어도 센서(100)가 배열되는 세그먼트(101)에서 흐름의 펄스를 제공하는 시간 부분에 대응하여 주기적으로 제로화된다. 편리하게도, 도 8의 하부 다이어그램에 도시된 실시예에서, 펌프 관련 신호(300P)는 미리 결정된 듀티 사이클을 갖는 구형파이며, 이는 모든 사이클에 대해 단일 진폭의 제1 부분 및 제로화된 제2 부분이 제공된다. 제1 부분은 펌프가 흐름의 펄스를 제공하지 않는 시간 부분에 분명히 해당한다. 펌프 관련 신호(300P)를 출력 신호(200R)와 곱셈하면 도 9의 상부 다이어그램에 표시되는 형상을 갖는 결과 신호(301)의 생성이 이루어진다. 또한 명확하게는 결과 신호(301)는 펌프 관련 신호(300P)가 제로화된 동일한 시간 부분에 대응하여 제로화되는 부분을 특징으로 한다. 구형파를 사용하는 것은 비-제로화된 부분에서 출력 신호(200R)의 형상을 변경하지 않는 것을 허용하고, 이는 그 스펙트럼을 변경되지 않은 상태로 유지하는데 기여한다는 점에 유의하도록 한다. 이어서, 도 11의 흐름도의 블록(1012)에 의해 개략적으로 나타낸 바와 같이, 결과 신호(301)의 평균 크기(Vm)의 전자적 계산은 비-제로화된 부분에 대해, 또는 더 일반적으로 미리 결정된 시간 길이의 윈도우에 걸쳐 계산된다. 그 다음, 평균 크기(Vm) 값은 특히 비-제로화된 부분에만 대응하여 결과 신호(301)로 감산되어, 그 형상이 도 9의 하부 다이어그램에 보고된 평균 신호(301A)를 생성한다.
따라서 주파수 도메인의 변환은 예를 들어 이전에 개시된 바와 같이 평균 신호(301A)에 대해 수행된다. 출력 신호의 스펙트럼에 대해 수행된 추가 처리는 궁극적으로 평균 신호(301A) 스펙트럼에 대해 수행된다. 도 10은 주파수의 스펙트럼 측면에서 유도 변조의 효과를 명확하게 보여준다. 유도 변조 전에 펌프(11) 작용에 의해 유도된 노이즈의 진폭 피크들(피크(P1, P2, P3, P4, P5)는 각각 기본, 2차, 3차, 4차, 5차 고조파에 해당함)은 심장 박동의 피크들(피크(H1, H2, H3)는 각각 기본, 2차, 3차 고조파에 해당함)보다 예를 들어 최대 4배와 같이 더 높지만, 유도 변조의 전술한 처리가 적용된 후에는 대응하는 평균 신호(301A)에서 심장 박동의 진폭의 피크가 증강된다. 따라서, 이는 적절한 임계값 설정에 대한 요구 사항을 줄이고, 및/또는 올바른 심장 박동을 보다 명확하게 식별하고 보다 정확하고 신뢰할 수 있는 판독을 허용한다. 또한, 위에서 설명한 유도 변조 알고리즘을 수행하면 여전히 상당한 실시간으로 심장 박동 주파수(fHR)의 표시를 생성할 수 있다는 점에 유의해야 한다.
시간 도메인에서 미리 결정된 길이 기준 윈도우(200W)의 적용을 통한 윈도잉 프로세스를 반복하여 미리 정해진 시간 동안 윈도우를 주기적으로 이동시키거나 또는 위에서 설명된 바와 같이 처리하기 위해 기준 부분 출력 신호(200R)의 새로운 샘플을 버퍼링하는 것을 제공한다는 점에 유의해야 한다. 버퍼링 스테이지가 허용하는 경우, 2개의 연속 참조 윈도우 사이의 시간 차이를 최대 하나의 단일 지연 샘플까지 마음대로 감소시킬 수 있다. 도 4는 또한 점선 상자 내의 유도 변조 솔루션을 보여준다. 유도 변조는 신호 처리의 개시된 알고리즘의 필수적인 부분이 아니기 때문에, 선택성을 식별하기 위해 시간 도메인 윈도잉 스테이지(67)와 푸리에 변환 스테이지(68) 사이에 2개의 가상 스위치(77')가 도시되어 있다. 일 실시예에서, 제어기(65)는 펌프 사이클 센서(100s), 특히 혈액 펌프(11)에 결합된 홀 센서로부터 제1 입력을 수신하고 전술한 펌프 관련 신호(300P)를 출력으로 생성하는 구형파 발생기 스테이지(74)를 포함할 수 있다. 그 다음, 구형파 생성 스테이지(74)의 하류에 배열된 하드웨어 곱셈기(75)는 출력 신호(200R)의 윈도잉된 기준 부분에 전술한 펌프 관련 신호(300P)를 곱셈하여, 형상이 도 8의 상부 다이어그램에 표시된 전술한 결과 신호(301)를 출력으로 얻는다. 전술한 평균화 동작은 그 출력이 평균화 스테이지(76)의 입력을 직접 공급하도록 곱셈기(75)의 하류에 배열된 제어기(65)의 평균화 스테이지(76)에 의해 수행될 수 있고; 평균화 스테이지의 출력은 그 후 푸리에 변환 스테이지(68)의 입력에 공급된다. 본 출원인은 최종적으로 미리 결정된 시간 동안, 예를 들어 3번 이전 단계들의 적어도 일부를 반복하는 것을 포함하는 심장 박동 판독의 검증 및 시행의 서브루틴을 구상하는 것을 제공했다. 충분히 짧은 기준 윈도잉에 의해, 그리고 여기에 개시된 알고리즘이 허용하는 실시간 처리 덕분에, 실질적으로 다음과 같은 가설이 세워지는 조건에 있게 된다: 1) 상기 반복을 통해 펌프(11)의 유량이 변하지 않고, 2) 심장 맥박수가 실질적으로 안정적이다. 앞서 언급한 반복을 통해, 일련의 n 심장 박동 주파수 값(fHRn)이 전자적으로 계산된다: 3번 반복하는 경우 fHR1, fHR2, fHR3이 계산된다. 이러한 n(예를 들어, 3) 값은 함께 평균화될 수 있다; 제어기(65)는 n개의 주파수 값들 중 적어도 하나의 폐기를 수행하도록 구성될 수 있고, 이것은 예를 들어 안정적인 것들의 평균 값들에서 더 멀리 떨어져 있는 것과 일치한다. n개의 심장 박동 주파수 값(fHRn)의 집합에 대해 다른 통계 처리가 수행될 수 있다.
본 출원인은 일반적으로 꽤 긴 혈액 치료 동안, 치료 중인 환자의 심장 박동 주파수는, 안정 상태에 있더라도, 적어도 부분적으로 동적 유체 상태의 지속적인 변화로 인해, (양성 또는 음수) 드리프트를 갖는 경향이 있다는 점에 추가로 주목하였다. 이 드리프트로 인해 심장 박동 주파수와 펌프의 기본 주파수가 중첩될 수 있다. 제어기(65)는 심장 박동 주파수(fHR)가 펌프(11)의 작동 주파수(fp1)에 너무 가까운 경우 경고 신호의 활성화를 허용하도록 추가로 구성될 수 있다. 혈액 치료 중에, 시간 동안, 심장 박동 주파수(fHR)가 펌프(11)의 작동 주파수(fp1)에 점진적으로 너무 가까워지는 것인 관찰되는 경우, 이것은 사용자에 대한 경고 사용자 신호(예를 들어, 가시적 및/또는 청각적 경보)를 활성화하고, 선택적으로 전용 버퍼에 펌프(11) 피크의 모든 최근 진폭을 기록하기 시작한다. 이것은, 심장 주파수(fHR)가 펌프(11) 작동의 주파수(fp1)에 실질적으로 중첩되는 경우 본 알고리즘은 더 이상 이를 구별할 수 없기 때문에, 경고 조건이다. 본 출원인은 또한 이 이벤트를 고려하였고, 이 경우, 경보 신호의 활성화에 더하여, 제어기(65)가 펌프(11)의 전동 액추에이터에 적절한 신호를 전송하여 그 속도(따라서, 유량, 및 작동 주파수)가 변경되도록 하여, 결과적으로 새로운 작동 주파수가 심장 박동 주파수에서 더 멀어지게 하도록 제어기(65)를 구상하고 구성하는 것을 제공하였다. 일 실시예에서, 펌프(11)의 속도 및 이에 따른 유량 및 회전 주파수의 변경은 제어기(65)에 의해 수행되는 제어의 반복 사이클에서 자동으로 수행되고; 전체 세션 동안 치료되는 총 혈액량을 변경하지 않기 위해, 제어 유닛은 치료 세션 동안 펌프 혈액 유량(예를 들어, +/- 30 ml/min)의 교대 변경을 제공할 수 있다. 그렇지 않으면, 제어기(65)는 장치(1)의 모니터를 통해 새로운 펌프(11) 속도를 설정하기 위한 표시를 오퍼레이터에게 제공하여, 변경이 수동으로 일어나도록 구성될 수 있다.
작동적으로 펌프(11)의 작동 주파수(fp1)와 심장 박동 주파수(fHR) 사이의 차이(또는 그 절대값)가 전자적으로 계산되며; 그 다음, 차이의 결과를 기준값과 비교하고, 펌프(11)의 결과적인 새로운 작동 주파수가 심장 박동 주파수로부터 더 멀어지도록 펌프(11)의 제어가 수행된다. 여기에 개시된 심장 박동 검출을 위한 알고리즘의 적용을 통해 제공되는 검출의 또 다른 관련 이점은 심장 박동의 임의의 갑작스러운 소멸이 쉽게 검출될 수 있다는 것이다. 본 출원인은 심장 박동의 소멸, 즉 센서(100)가 임의의 심장 박동 주파수(fHR)를 더 이상 검출하지 못하는 갑작스러운 상태는 혈액 회로(6,7)에서 정맥 포트의 원치 않는 연결 해제의 결과일 수 있고, 이는 환자의 생명에도 영향을 미칠 수 있는 저혈량 상태를 초래할 수 있는 심각한 혈액 누출을 초래할 수 있다는 것을 인지한다. 이를 위해, 특히 정보 신호가 있는 동안, 즉 실제로 광 소스(53)가 작동하는 동안 및/또는 검출기(57)가 실제로 펌프 신호와 함께 정보 신호를 수신하지만 본 설명의 이전 부분에 개시된 조건 내에서 2차 고조파가 있는 임의의 다른 유용한 신호는 없이 수신하는 동안, 센서(100)에 의해 임의의 심장 박동 주파수의 갑작스러운 부족이 검출되는 경우, 즉 앞서 언급된 개시된 프로세스에 따라 센서가 임의의 심장 박동 주파수를 잃고 및/또는 검출할 수 없는 경우, 경보 신호가 생성될 수 있다. 이러한 경보 신호는 혈액 치료를 위한 장치(1)의 사용자 인터페이스(예를 들어, 모니터 및/또는 확성기)로 전송되는 전기 신호일 수 있거나 또는 센서(100) 자체에 의해 직접 생성되는 음향 또는 가시적 신호일 수 있다. 제어기(65)의 임의의 부분은 여기서 설명된 신호 처리 알고리즘의 단계들의 적어도 일부를 수행하기에 적합한, 산술 논리 유닛을 포함하는 경우, 하드웨어 데이터 처리 유닛을 통해 제조될 수 있다. 특히, 제어기는 제어기(65)에 의해 실행될 때 본 개시에 개시된 단계들 중 하나 이상의 실행을 발생시키는 소프트웨어 코드 부분을 포함하는 적절한 프로그램을 실행할 수 있다. 프로그램은 소프트웨어 또는 펌웨어로 지칭될 수 있으며, 제어기(65)에 의해 작동 가능하게, 특히 전기적으로 액세스 가능한 메모리, 특히 비-일시적 메모리에 저장될 수 있다; 상기 메모리는 센서(100)의 본체 내부 또는 외부에 물리적으로 배열될 수 있고, 특히 혈액 치료를 위한 장치의 부분일 수 있다. 제어기(65)의 데이터 처리 유닛은 일반형 프로세서의 형태이거나 또는 전용 프로세서의 형태일 수 있고; 제어기(65) 및/또는 상기 데이터 처리 유닛의 일부는 특정 애플리케이션 집적 회로에 의해 또는 FPGA를 통해 제조될 수 있다. 하나 이상의 실시예에서, 장치(1), 센서(100), 제어기(65) 또는 방법은 예를 들어 처리 능력, 데이터 저장(예를 들어, 휘발성 또는 비-휘발성 메모리 및/또는 저장 요소), 입력 장치 및 출력 장치를 포함하는 컴퓨터와 같은 프로그램 가능한 컴퓨터에서 실행되는 하나 이상의 컴퓨터 프로그램을 사용하여 구현될 수 있다. 여기에 설명된 프로그램 코드 및/또는 로직은 여기에 설명된 기능을 수행하고 원하는 출력 정보를 생성하기 위해 입력 데이터에 적용될 수 있다. 출력 정보는 본 명세서에 기술된 바와 같이 또는 공지된 방식으로 적용되는 바와 같이 하나 이상의 다른 장치 및/또는 방법에 대한 입력으로서 적용될 수 있다. 여기에 설명된 방법 및/또는 프로세스를 구현하는데 사용되는 프로그램은 임의의 프로그래밍 가능한 언어 또는 코드, 예를 들어 컴퓨터 시스템과의 통신에 적합한 고급 절차 및/또는 객체 지향 프로그래밍 언어 또는 코드를 사용하여 제공될 수 있다. 임의의 이러한 프로그램은 여기에 설명된 절차를 수행하기 위해 적절한 장치가 판독될 때 컴퓨터 시스템을 구성 및 운영하기 위해 컴퓨터 시스템(예를 들어, 처리 장치를 포함함)에서 실행되는 범용 또는 특수 목적 프로그램에 의해 판독 가능한 예를 들어 저장 매체와 같은 임의의 적절한 장치에 예를 들어 저장될 수 있다. 다시 말해서, 적어도 하나의 실시예에서, 장치(1), 센서(100), 제어기(65) 또는 방법은 컴퓨터 프로그램으로 구성된 컴퓨터 판독 가능 저장 매체를 사용하여 구현될 수 있으며, 여기서 이와 같이 구성된 저장 매체는 컴퓨터가 여기에 설명된 기능들을 수행하기 위해 특정한 그리고 미리 획정된 방식으로 작동하게 한다. 또한, 적어도 하나의 실시예에서, 장치(1), 센서(100), 제어기(65) 또는 방법은, 실행을 위한 코드를 포함하고 프로세서에 의해 실행될 때, 여기에 설명된 방법, 프로세스 및/또는 기능과 같은 동작들을 수행하도록 작동 가능한 하나 이상의 비-일시적 매체에 인코딩된 로직(예를 들어, 객체 코드)에 의해 구현되는 것으로 설명될 수 있다. 제어기(65)는 예를 들어, 임의의 고정된 또는 이동식 컴퓨터 시스템(예를 들어, 제어기, 마이크로 제어기, 개인용 컴퓨터, 미니 컴퓨터 등)일 수 있다. 제어기(65)의 정확한 구성은 제한되지 않으며, 본질적으로 적절한 컴퓨팅 능력 및 제어 능력(예를 들어, 그래픽 처리, 체외 혈액 치료 장치의 제어 등)을 제공할 수 있는 임의의 장치가 사용될 수 있다. 여기에 설명된 바와 같이, 디지털 파일은 여기에 설명된 제어기(65)에 의해 판독 가능하고 및/또는 기록 가능할 수 있는 디지털 비트(예를 들어, 이진, 삼중 등으로 인코딩됨)를 포함하는 임의의 매체(예를 들어, 휘발성 또는 비-휘발성 메모리, CD-ROM, 펀치 카드, 자기 기록 가능 테이프 등)일 수 있다. 또한, 여기에 설명된 바와 같이, 사용자가 판독할 수 있는 형식의 파일은 오퍼레이터에 의해 판독될 수 있고 및/또는 이해될 수 있는 임의의 매체(예를 들어, 종이, 디스플레이 등)에 제시될 수 있는 데이터의 임의의 표현(예를 들어, ASCII 텍스트, 이진수, 16진수, 10진수, 그래픽 등)일 수 있다. 위의 내용을 보면, 본 개시에 따른 하나 이상의 실시예에서 설명된 기능은 당업자에게 공지된 바와 같은 임의의 방식으로 구현될 수 있다는 것이 쉽게 명백해질 것이다. 따라서, 여기에 설명된 프로세스를 구현하는데 사용되는 컴퓨터 언어, 컴퓨터 시스템, 또는 임의의 다른 소프트웨어/하드웨어는 여기에 설명된 장치, 센서, 프로세스 또는 프로그램(예를 들어, 이러한 장치, 센서, 프로세스 또는 프로그램이 제공하는 기능)의 범위를 제한해서는 안 된다. 센서 및/또는 장치 및/또는 제어기, 또는 다양한 구성 요소에 기인하는 것들을 포함하여, 본 개시에 설명된 방법 및/또는 로직은 하드웨어, 소프트웨어, 펌웨어, 또는 이들의 임의의 조합으로 적어도 부분적으로 구현될 수 있다. 예를 들어, 본 기술의 다양한 양태들이 하나 이상의 마이크로프로세서, DSPs, ASICs, FPGAs, 또는 임의의 다른 동등한 집적 또는 이산 논리 회로, 그리고 이러한 구성 요소의 임의의 조합, 또는 다른 장치를 포함하는 하나 이상의 프로세서 내에서 구현될 수 있다. "프로세서" 또는 "처리 회로"라는 용어는 일반적으로 단독으로 또는 다른 논리 회로와 조합하여 전술한 논리 회로 중 임의의 것, 또는 임의의 다른 등가 회로를 나타낼 수 있다. 이러한 하드웨어, 소프트웨어, 및/또는 펌웨어는 본 개시에서 설명된 다양한 동작 및 기능을 지원하기 위해 동일한 장치 내에서 또는 별도의 장치들 내에서 구현될 수 있다. 또한, 설명된 구성 요소 중 임의의 것은 개별적이지만 상호 운용 가능한 논리 장치로서 함께 또는 별도로 구현될 수 있다. 예를 들어 블록 다이어그램 등을 사용하여 서로 다른 특징을 설명하는 것은 서로 다른 기능적 양태들을 강조하기 위한 것이며, 이러한 특징이 별도의 하드웨어 또는 소프트웨어 구성 요소에 의해 구현되어야 한다는 것을 반드시 의미하지는 않는다. 오히려, 기능은 별도의 하드웨어 또는 소프트웨어 구성 요소에 의해 수행되거나 또는 공통 또는 별도의 하드웨어 또는 소프트웨어 구성 요소 내에 통합될 수 있다. 소프트웨어로 구현하면, 본 개시에 설명된 제어기, 센서, 장치 및 방법에 기인하는 기능은 RAM, ROM, NVRAM, EEPROM, FLASH 메모리, 자기 데이터 저장 매체, 광학 데이터 저장 매체 등과 같은 컴퓨터 판독 가능 매체 상의 명령어 및/또는 로직으로서 구현될 수 있다. 명령어 및/또는 로직은 본 개시에서 설명된 기능의 하나 이상의 양태들을 지원하기 위해 하나 이상의 프로세서에 의해 실행될 수 있다.
Claims (23)
- 체외 혈액 치료를 위한 장치로서:
a) 적어도 혈액 회로(6, 7)에서 혈액의 흐름을 제어하도록 구성된 혈액 펌프(11);
b) 혈액의 체외 치료를 위한 회로 - 상기 혈액의 체외 치료를 위한 회로는:
- 반투막(5)에 의해 분리된 1차 챔버(3) 및 2차 챔버(4)를 갖는 여과 유닛(2)을 포함하고;
- 상기 혈액 회로(6, 7)는 상기 1차 챔버(3)의 입구에 연결된 제1 단부를 갖는 혈액 회수 라인(6), 및 상기 1차 챔버(3)의 출구에 연결된 제1 단부를 갖는 혈액 복귀 라인(7)을 포함하고, 상기 혈액 회수 라인(6) 및 상기 혈액 복귀 라인(7)은 환자 심혈관계에 연결되도록 설계되고, 상기 혈액 회수 라인(6)은 동맥 커넥터(40)가 제공된 제2 단부를 갖고, 상기 혈액 복귀 라인(7)은 정맥 커넥터(41)가 제공된 제2 단부를 가지며, 상기 동맥 커넥터(40) 및 상기 정맥 커넥터(41)는 환자의 혈관 통로에 연결되도록 설계되고, 상기 혈액 회로는 상기 혈액 회로(6, 7)의 흐름을 제어하기 위해 상기 혈액 펌프(11)와 인터페이스하도록 구성되며, 상기 혈액 회로는 체외 세그먼트(101)를 포함하고;
- 상기 2차 챔버(4)의 출구와 유체 연통하는 유출 유체 라인(13) 및 선택적으로 상기 2차 챔버(4)의 입구와 유체 연통하는 투석 유체 라인(19)을 포함함 - ; 및
c) 상기 체외 세그먼트(101)에서 심장 박동 및/또는 심박수를 결정하기 위한 비-침습적 심장 박동 센서(100);를 포함하는, 체외 혈액 치료를 위한 장치에 있어서,
상기 센서(100)는:
- 상기 세그먼트(101)에서 흐르는 혈액을 향해 광 신호를 지향시키기 위한 적어도 하나의 소스(53) - 상기 광 신호는 적어도 하나의 방출 축(54)을 따라 지향됨 - ;
- 각각의 위치에 따라 반사 신호, 산란 신호 및/또는 투과 신호를 수집하기 위해 상기 소스(53)의 상기 방출 축(54)에 대해 다른 반경 방향에 배치되거나 또는 다른 각도로 배열되고, 상기 세그먼트(101)에 흐르는 혈액을 적어도 부분적으로 통과한 후 상기 소스(53)에 의해 방출된 상기 신호를 포함하는 광학 정보 신호를 각각 수신하는 검출기(57) - 상기 검출기(57)의 각각은 상기 수신된 광학 정보 신호와 관련된 각각의 출력 신호(200R)를 방출함 - ,
- 상기 검출기(57)로부터 상기 각각의 출력 신호(200R)를 수신하고, 미리 결정된 개수의 상기 출력 신호(200R)에 기초하여, 심장 박동 주파수(fHR)를 검색하고 및/또는 심박수 값을 검출하도록 구성된 제어기(65) - 상기 제어기는 특히 적어도 그 진폭이 상기 세그먼트(101)에서 흐르는 혈액의 흐름 섭동에 의해 변경된 상기 정보 신호에 기초하여 상기 출력 신호(200R)를 처리하도록 특히 구성되며, 상기 흐름 섭동은 박동하는 심장에 의해 발생하는 흐름 임펄스에 의해 적어도 부분적으로 생성됨 - ;를 포함하는, 장치. - 제1항에 있어서, 상기 제어기(65)는:
- 시간 도메인으로부터 주파수 도메인으로 하나 이상의 출력 신호(200R)의 적어도 기준 부분(200W)의 변환을 전자적으로 계산하고, 정보 신호 스펙트럼 또는 상기 정보 신호 스펙트럼에 대응하는 출력 신호 스펙트럼을 획득하며,
- 적어도 하나의 펌프(11)가 유체 순환을 상기 세그먼트(101) 내로 강제하고 있는지를 결정하고,
- 상기 적어도 하나의 펌프(11)가 유체 순환을 상기 세그먼트(101) 내로 강제하는 경우, 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 피크를 식별하고 선택적으로 폐기하며 - 상기 진폭의 제1 피크는 선택적으로 진폭의 제1 노이즈 피크에 대응하고, 유체 순환을 상기 세그먼트(101) 내로 강제하는 상기 적어도 하나의 펌프(11)에 의해 발생되는 상기 세그먼트(101)의 스퓨리어스 흐름 섭동(spurious flow perturbation)에 대응함 - ,
- 특히 상기 폐기가 발생한 후에, 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 탐색된 피크의 전자적 식별 및 후속 선택을 수행하고 - 상기 선택은 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 상기 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제2 탐색된 피크의 식별을 통해 계산되고, 상기 제2 피크는 상기 진폭의 제1 탐색된 피크의 후속하는, 특히 제2 고조파에 대응함 - ,
- 상기 진폭의 제1 탐색된 피크에 대응하는 주파수를 적어도 하나의 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR)에 전자적으로 할당하도록 구성되는 것인, 장치. - 제2항에 있어서, 상기 제어기(65)는 제1 하위 주파수 영역(200L) 및 적어도 제2 상위 주파수 영역(200U)에 대응하는 주파수 값을 전자적으로 로딩하도록 추가로 구성되고, 상기 제2 상위 주파수 영역(200U)은 상기 제1 하위 주파수 영역(200L) 위에 놓이고; 상기 제어기(65)는 비-생리학적 심장 펄스에 대한 주파수 임계값 미만으로, 특히 0.7 ㎐ 미만 또는 0.4 ㎐ 미만으로 상기 하위 주파수 영역(200L)의 상위 주파수 값을 저장하고 설정하도록 구성되며,
상기 출력 신호의 처리는 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에 대해 다음 처리:
- 상기 제1 하위 주파수 영역(200L)에 대응하는 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼의 부분을 필터링하는 단계, 또는
- 상기 제1 하위 주파수 영역(200L)에 있는 진폭의 임의의 피크를 폐기하는 단계를 수행하여,
상기 진폭의 제1 노이즈 피크의 식별, 및 선택적으로 폐기, 및 상기 진폭의 제1 탐색된 피크의 전자적 선택이 상기 적어도 제2 상위 주파수 영역(200U)에서 수행되는 것인, 장치. - 제2항에 따른 경우, 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 출력 신호의 처리는 선택적으로 10 ㎐ 미만, 또는 7 ㎐ 미만, 또는 5 ㎐ 미만, 또는 4 ㎐ 미만의, 미리 결정된 주파수에서 상기 출력 신호를 필터 스테이지(63)를 통해 저역 통과 필터링하는 단계를 포함하고, 상기 저역 통과 필터링은 상기 시간 도메인으로부터 주파수 도메인으로 상기 출력 신호의 적어도 상기 기준 부분의 변환을 전자적으로 계산하기 전에 수행되는 것인, 장치.
- 제2항에 따른 경우, 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 진폭의 제1 탐색된 피크의 주파수(fHR)의 두 배에 해당하는 주파수(fHR2)에 해당하는 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 상기 출력 신호 스펙트럼에서의 진폭의 피크를 서치함으로써 진폭의 제2 탐색된 피크(200P)의 식별이 수행되는 것인, 장치.
- 제2항에 따른 경우, 제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제어기(65)는, 상기 적어도 하나의 광 검출기(57)의 상기 출력 신호를 전자적으로 처리할 때, 샘플링이 수행되는 출력 신호의 기준 윈도우의 전자적 선택을 수행하도록 구성되고, 상기 기준 윈도우는 선택적으로 1분 길이 미만, 또는 30초 길이 미만, 또는 20초 길이 미만, 또는 10초 길이 미만의 미리 결정된 길이를 가지며, 상기 출력 신호의 부분은 상기 출력 신호의 상기 기준 부분을 구성하고, 상기 출력 신호의 적어도 부분의 변환의 전자적 계산은 상기 출력 신호의 상기 기준 부분에 대해 수행되고, 상기 윈도잉 후에 수행되는 것인, 장치.
- 제2항에 따른 경우, 제1항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 진폭의 제1 노이즈 피크의 상기 식별 및/또는 상기 진폭의 제1 탐색된 피크 및/또는 상기 진폭의 제2 탐색된 피크의 상기 식별은 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼의 적어도 부분에 대한 피크 검출 알고리즘의 적용을 통해 수행되고, 상기 피크 검출 알고리즘은 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼의 부분을 고려하는 단계 - 상기 부분은 선택적으로 상기 제2 상위 주파수 영역(200U)에 대응함 - , 및 상기 스펙트럼의 도함수를 전자적으로 계산하여 도함수 스펙트럼을 얻는 단계를 포함하고, 그 다음, 상기 도함수 스펙트럼이 부호를 변경하고, 선택적으로 상기 도함수 스펙트럼이 양의 피크를 식별하기 위해 분석의 주파수를 증가시키면서 양의 값에서 음의 값으로 부호를 변경하고, 상기 도함수 스펙트럼이 상기 피크에 대응하여 양의 값에서 음의 값으로 부호를 변경하는 적어도 하나의 주파수의 후속 전자적 서치 및 선택 단계를 포함하는 것인, 장치.
- 제7항에 있어서, 상기 제어기(65)가 실행하도록 구성된 상기 피크 검출 알고리즘은 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 로컬 상대 최대 진폭 포인트를 서치하는 단계 - 상기 부분은 상기 스펙트럼에 대한 이동 윈도우 신호 처리를 사용하여 상기 제2 상위 주파수 영역(200U)에 선택적으로 대응함 - , 및 피크가 발생하는 주파수로서 상기 최대 진폭 포인트에 대응하는 주파수의 추가 선택 단계를 포함하는 것인, 장치.
- 제7항 또는 제8항에 있어서, 상기 피크 검출 알고리즘은 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼의 적어도 부분 내에서 미리 결정된 진폭의 이동 윈도우를 획정하는 단계 - 상기 부분은 선택적으로 상기 제2 상위 주파수 영역(200U)에 대응함 - , 및 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼의 상기 적어도 부분 내에서 상기 이동 윈도우에 대한 적어도 하나의, 특히 복수의 위치(들)를 전자적으로 획정하는 단계, 및 상기 위치(들)에 대해, 선택적으로 상기 위치 각각에 대해, 상기 윈도우 내의 상기 스펙트럼의 최대 진폭을 전자적으로 계산하는 단계, 및 상기 최대 진폭에 대응하는 주파수를 전자적으로 추출 및 저장하는 단계를 포함하는 것인, 장치.
- 제1항 내지 제9항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제어기(65)는, 스펙트럼이 상기 장치의 펌프(11) 작동과 관련된 성분 또는 피크에 대한 심장 박동 또는 심박수와 관련된 성분 또는 피크의 증강을 보는 대응하는 결과 신호(301)를 얻기 위해, 형상이 시간에 따라 주기적 및/또는 반복되고 펌프 사이클 포인트와 상관되는 펌프 관련 신호(300P)로 상기 검출기(57)의 하나 이상의 출력 신호를 처리하도록 구성되고, 상기 제어기(65)는, 상기 펌프가 적어도 상기 세그먼트(101)에 펄스를 제공하는 시간의 부분에 대응하여, 상기 처리의 출력에서 생성된 결과 신호(301)가 제로화되도록, 특히 주기적으로 또는 순환적으로 제로화되도록 렌더링하기 위해, 상기 펌프 관련 신호(300P)로 상기 적어도 하나의 광 검출기(57)의 상기 출력 신호를 처리하도록, 예를 들어 곱셈하도록 구성되는 것인, 장치.
- 제10항에 있어서, 상기 제어기(65)는 미리 결정된 시간 길이의 분석 윈도우에 걸쳐 상기 결과 신호(301)의 평균 크기(Vm)를 계산하도록 추가로 구성되며, 상기 결과 신호(301)의 적어도 부분, 특히 상기 결과 신호(301)가 상기 처리, 예를 들어 곱셈으로 인해 제로화되지 않은 부분으로 상기 평균 크기(Vm)의 후속 감산을 추가로 수행하도록 구성되어, 적어도 시간 도메인으로부터 주파수 도메인으로의 변환이 수행되는 상기 출력 신호의 기준 부분을 구성하는 평균 신호(301A)를 생성하는 것인, 장치.
- 제10항 또는 제11항에 있어서, 상기 제어기(65)는 샘플링 윈도우를 통해 적어도 부분적으로, 선택적으로 완전히, 시간이 중첩되지는 않은 상기 출력 신호(200R)의 복수의 부분을 전자적으로 선택함으로써 상기 하나 이상의 출력 신호(200R) 중 적어도 하나의 출력 신호의 복수의 기준 부분(200W)을 선택하도록 구성되고,
- 상기 시간 도메인으로부터 상기 주파수 도메인으로 변환을 수행하고, 상기 출력 신호(200R)의 상기 복수의 기준 부분(200W) 각각에 대해, 복수의 정보 신호 스펙트럼 또는 상기 대응하는 복수의 정보 신호 스펙트럼에 대응하거나 또는 이와 관련된 복수의 출력 신호 스펙트럼을 획득하고;
- 상기 복수의 각 페이로드 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에 대해:
· 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 노이즈 피크를 식별하고 폐기하며, 상기 진폭의 제1 미리 결정된 피크는 적어도 상기 세그먼트(101) 내로 유체 순환을 강제하는 적어도 하나의 펌프(11)에 의해 발생되는 상기 세그먼트(101)의 스퓨리어스 흐름 섭동에 대응하거나 또는 적어도 부분적으로 이에 관련되며,
· 상기 폐기가 발생한 후에 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제1 탐색된 피크의 전자적 식별 및 후속 선택을 수행하고, 상기 선택은 상기 정보 신호 스펙트럼 또는 상기 출력 신호 스펙트럼에서 진폭의 제2 탐색된 피크의 식별을 통해 전자적으로 계산되고, 상기 제2 피크는 상기 진폭의 제1 탐색된 피크의 제2 고조파에 대응하며,
· 상기 진폭의 제1 탐색된 피크에 대응하는 주파수를 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR1, fHR2, fHR3)에 전자적으로 할당하고;
· 상기 스펙트럼 각각에 대해 획득된 상기 복수의 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수 값(fHR1, fHR2, fHR3)에 따라 최종 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR)를 계산하고, 특히 상기 최종 심장 박동 및/또는 심박수 주파수(fHR)는 상기 스펙트럼 각각에 대해 획득된 상기 복수의 임시 심장 박동 및/또는 심박수 주파수 값(fHR1, fHR2, fHR3) 간의 평균 계산에 따라 계산되도록 구성되는 것인, 장치. - 제1항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제어기(65)는:
- 상기 제어기(65)가 임의의 심장 박동 주파수(fHR)를 검색하지 않고 및/또는 임의의 심박수 값을 검출하지 않은 경우, 및/또는
- 상기 정보 신호로부터 상기 심장 박동 주파수(fHR) 및/또는 심박수 값을 적어도 일시적으로 검색한 후, 상기 제어기(65)가, 후속 시간에, 상기 정보 신호가 존재하는 동안, 임의의 심장 박동 주파수(fHR)도 검색하지 않고 및/또는 임의의 심박수 값도 검출하지 않는 경우
경보 신호를 활성화하도록 구성되는 것인, 장치. - 제1항 내지 제13항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 소스(53)는 특히:
- 단파장, 선택적으로 다중 모드 및 비간섭성 LED; 또는
- 단파장 LASER 또는 SLED; 형태의 광학 전자기 복사 방출기를 포함하는 것인, 장치. - 제1항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 소스(53)는 다중 파장 방출기, 특히:
- 다중 파장 LED; 또는
- 복수의 단파장 LASERs 또는 SLEDs의 조합; 형태의 광학 전자기 복사 방출기를 포함하는 것인, 장치. - 제1항 내지 제15항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 센서는:
- 상기 소스(53)와 결합된 일단부 및 상기 방출된 신호를 적어도 상기 미리 결정된 방출 축을 따라 혈액을 향해 지향시키도록 배치된 타단부를 갖는 광섬유;
- 상기 소스의 상기 방출 축에 대해 약 180°에 배치된 하나의 제1 검출기, 및/또는 상기 소스의 상기 방출 축에 대해 약 90°에 배치된 하나의 제2 검출기, 및/또는 상기 소스의 상기 방출 축에 대해 약 45°에 배치된 하나의 제3 검출기, 및/또는 상기 소스의 상기 방출 축에 대해 약 0°에 배치된 하나의 제4 검출기; 및
- 상기 튜브 세그먼트(101)에 대해 실질적으로 반대 형상인 하나의 부분을 갖는 하우징(51) - 상기 하우징(51)은 2 개 이상의 피스로 이루어지고, 관통 통로(52) 내부에 상기 튜브 세그먼트(101)를 수용하기 위해 상기 튜브 세그먼트의 외부 형상과 반대 형상인 관통 통로(52)를 획정하며, 각 검출기(57)는 상기 하우징(51)과 상기 튜브 세그먼트(101)의 결합 상태에서 상기 튜브 세그먼트(101)를 향하는 상기 반대 형상 부분에 배치된 각 단부를 포함하고, 특히 상기 소스(53)는 상기 하우징과 상기 튜브 세그먼트(101)의 결합 상태에서 상기 튜브를 향하는 상기 반대 형상 부분에 배치된 단부를 포함함 - ;을 더 포함하고,
각 검출기(57)는 광섬유를 포함하고, 상기 광섬유의 일단부는 상기 튜브 세그먼트(101)에 대응하여 배열되고 상기 하우징에 고정되며, 상기 광섬유의 상기 단부는 상기 하우징과 상기 튜브 세그먼트(101)의 결합 상태에서 상기 반대 형상 부분에 배치되고 상기 튜브 세그먼트(101)를 향하는 것인, 장치. - 제1항 내지 제16항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 소스(53)는 적색 및 적외선 대역의 피크 파장을 갖는 복수의 광학 복사 소스를 갖는 다중 파장 방출기를 포함하고, 특히 상기 소스(53)의 적어도 조명 피크 파장은 0.7 ㎛ 내지 1000 ㎛ 및 더 특히 1 ㎛ 내지 350 ㎛ 또는 790 ㎚ 내지 820 ㎚, 예를 들어 800 ㎚ 내지 810 ㎚, 및/또는 적색 영역에서 620 ㎚ 내지 750 ㎚에 포함되는 것인, 장치.
- 제1항 내지 제17항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 소스(53)는 제1 파장(λ1)에 또는 상기 제1 파장을 포함하는 제1 주파수 윈도우로 중심을 둔 광학 복사의 적어도 제1 성분, 제2 파장(λ2)에 또는 상기 제2 파장을 포함하는 제2 주파수 윈도우로 중심을 둔 광학 복사의 제2 성분, 선택적으로 제3 파장(λ3)에 또는 상기 제3 파장을 포함하는 제3 주파수 윈도우로 중심을 둔 광학 복사의 제3 성분, 및 제4 파장(λ4)에 또는 상기 제4 파장을 포함하는 제4 주파수 윈도우로 중심을 둔 광학 복사의 제4 성분을 포함하는 복합 광학 복사를 전송하도록 구성되고, 선택적으로 상기 제1, 제2, 제3 및 제4 파장은 서로 상이하고 및/또는 상기 제1, 제2, 제3 및 제4 주파수 윈도우는 주파수가 적어도 부분적으로 중첩되지 않는 것인, 장치.
- 제18항에 있어서, 상기 검출기(57)는 상기 제1 파장(λ1)에서 또는 상기 제1 파장을 포함하는 제1 주파수 윈도우로 광학 복사를 수신하도록 구성된 적어도 제1 검출기(57; PD1), 및 상기 제2 파장(λ2)에서, 또는 상기 제2 파장을 포함하는 제2 주파수 윈도우로 광학 복사를 수신하도록 구성된 제2 검출기(57; PD2)를 포함하고, 선택적으로, 상기 제3 파장(λ3)에서, 또는 상기 제3 파장을 포함하는 제3 주파수 윈도우로 광학 복사를 수신하도록 구성된 제3 검출기(57; PD3) 및 상기 제4 파장(λ4)에서 또는 상기 제4 파장을 포함하는 제4 주파수 윈도우로 광학 복사를 수신하도록 구성된 제4 검출기(57, PD4)를 더 포함하는 것인, 장치.
- 제1항 내지 제19항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 소스(53)는 상기 세그먼트(101)의 주 전개 축에 대한 횡단 방향, 특히 실질적으로 수직인 방향으로 상기 광학 복사를 전송하도록 구성되고, 상기 검출기는 상기 세그먼트(101)의 상기 주 전개 축에 횡단하는 방향, 특히 실질적으로 수직인 방향을 따라 상기 소스(53)에 의해 방출된 상기 광 신호를 수신하도록 구성되는 것인, 장치.
- 제1항 내지 제20항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 체외 혈액 치료 회로의 상기 세그먼트(101)는 튜브 부분이고, 상기 검출기 및 상기 소스는 동일한 단면 주위에서 상이한 각도로 상기 튜브 부분 주위에 배치되고, 특히 상기 튜브는 실질적으로 원형 단면을 갖는 것인, 장치.
- 제1항 내지 제21항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 센서는 원형 내부 및 외부 섹션을 갖는 상기 세그먼트(101)의 외부 부분에 직접 구속되고, 상기 세그먼트(101)는 광학 복사에 대해 미리 결정된 정도의 투명도를 갖는 가요성 재료로 제조되고, 특히 상기 튜브는 상기 센서에 대응하는 임의의 강성 큐벳(cuvette)을 포함하지 않는 것인, 장치.
- 체외 혈액 치료 장치에 연결되는 도관의 체외 세그먼트(101)에서 심장 박동 및/또는 심박수를 결정하기 위한 비-침습적 심장 박동 센서(100)로서,
상기 센서(100)는:
- 상기 세그먼트(101)에서 흐르는 혈액을 향해 광 신호를 지향시키기 위한 적어도 하나의 소스(53) - 상기 광 신호는 적어도 하나의 방출 축(54)을 따라 지향됨 - ;
- 각각의 위치에 따라 반사 신호, 산란 신호 및/또는 투과 신호를 수집하기 위해 상기 소스(53)의 상기 방출 축(54)에 대해 상이한 반경 방향에 배치되거나 또는 상이한 각도로 배열되고, 상기 세그먼트(101)에 흐르는 혈액을 적어도 부분적으로 통과한 후 상기 소스(53)에 의해 방출된 신호를 포함하는 광학 정보 신호를 각각 수신하는 검출기(57) - 상기 검출기(57)는 상기 수신된 정보 신호와 관련된 각각의 출력 신호(200R)를 방출함 - ,
- 상기 검출기(57)의 각각으로부터 상기 각각의 출력 신호(200R)를 수신하고, 미리 결정된 개수의 상기 출력 신호(200R)에 기초하여, 심장 박동 주파수(fHR)를 검색하고 및/또는 심박수 값을 검출하도록 구성된 제어기(65) - 상기 제어기는 특히 적어도 그 진폭이 상기 세그먼트(101)에 흐르는 혈액의 흐름 섭동에 의해 변경된 상기 정보 신호에 기초하여 상기 출력 신호(200R)를 처리하도록 특히 구성되고, 상기 흐름 섭동은 박동하는 심장에 의해 발생하는 흐름 임펄스에 의해 적어도 부분적으로 생성됨 - ;를 포함하는, 비-침습적 심장 박동 센서.
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