WO2020040336A1 - 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로 및 이를 이용한 웨어러블 헬스 모니터링 시스템 - Google Patents

헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로 및 이를 이용한 웨어러블 헬스 모니터링 시스템 Download PDF

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WO2020040336A1
WO2020040336A1 PCT/KR2018/009841 KR2018009841W WO2020040336A1 WO 2020040336 A1 WO2020040336 A1 WO 2020040336A1 KR 2018009841 W KR2018009841 W KR 2018009841W WO 2020040336 A1 WO2020040336 A1 WO 2020040336A1
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WO
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sensor
time
circuit
voltage
value
Prior art date
Application number
PCT/KR2018/009841
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조한원
유형준
이태재
이경균
배남호
이문근
이석재
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한국과학기술원
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    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
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    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
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    • G—PHYSICS
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    • G16H80/00—ICT specially adapted for facilitating communication between medical practitioners or patients, e.g. for collaborative diagnosis, therapy or health monitoring

Definitions

  • the present invention relates to a sensor interface circuit, and more particularly, a sensor interface circuit for health monitoring that can achieve low power and efficiency improvement by sequentially processing sensors having various electrical signal outputs using a single circuit and the same. It relates to a wearable health monitoring system used.
  • the body's biological signals vary not only pH, but also temperature and humidity, it is possible to diagnose the patient's condition more accurately when sensing these various indicators, and similarly, the types of sensors that detect them and the types of output signals of the sensors also vary. Do.
  • thermometer which is attached to the user's body with little foreign object feeling when used, and the user can easily check the body temperature data through wireless communication, and by supplying power through wireless power transmission for a long time
  • the patch-type thermometer for implementing this feature, the sensor unit attached to the user's body to measure the temperature; A transmitter electrically connected to the sensor unit and wirelessly transmitting the measured temperature; And a wireless power generator electrically connected to the transmitter and wirelessly powered from an external source, wherein the wireless power generator converts an RF signal into a DC signal to supply power to the transmitter.
  • the present invention relates to a dressing and a related system, and has disclosed a smart dressing comprising a pH sensing unit for measuring a pH of the dressing unit and a wound site to generate a measurement signal.
  • the sensor is processed through a separate circuit according to the output signal of the sensor. That is, in a system that needs to simultaneously monitor various bio signals output according to voltage, resistance, or capacitor, each circuit must use a separate circuit. Therefore, it requires a lot of space and consumes a lot of power. I had.
  • An object of the present invention for solving the above problems, by using a switch controlled by a digital signal in the existing dual-slope integrator circuit, by changing the operation mode of the circuit suitable for each voltage, resistance, capacitor sensor, It is to provide a sensor interface circuit for health monitoring that can process voltage, capacitor, and resistance sensors sequentially with a single circuit, and a wearable health monitoring system using the same.
  • the sensor unit for detecting a body signal in close contact with the infected area of the patient;
  • An interface chip which receives the body signal value detected by the sensor unit and processes the received signal sequentially and delivers the processed signal to a microcontroller;
  • An AC power supply for supplying power required for the interface chip;
  • a low loss type linear regulator (Low Dropout) for supplying power by operating at a low potential difference corresponding to the power value required by the interface chip;
  • a wireless communication unit for transmitting the signal transmitted to the micro controller to an external device, and wirelessly supplying power to the low loss type linear regulator from the outside. Characterized in that it comprises a.
  • the sensor unit may be configured to detect the body signal by any one of a voltage, a resistance, and a capacitor type.
  • an analog-to-time converter that receives the analog signal sensed by the sensor unit and converts it into a time value, and transmits the time value converted by the analog signal time converter. It is preferable to include a time-to-digital converter (TDC) for receiving and converting to a digital value.
  • ATC analog-to-time converter
  • TDC time-to-digital converter
  • the analog-time converter may be configured to calculate a voltage corresponding to various signals sensed by the sensor unit to derive an output voltage and a dual-slope integrator and an output derived from the dual-slope integrator. It is preferable to include a comparator for converting the voltage into a time value.
  • time-to-digital converter is preferably configured to add output values of the plurality of counters after receiving different time values converted by the analog-time converters from a plurality of counters.
  • the body signal detected by the sensor unit is made to detect any one of the voltage, resistance and capacitor type of the sensor, and the value detected by the sensor of the voltage, resistance and capacitor type by the analog-time converter
  • the step of converting the value into a digital value by the time-to-digital converter by converting the time value converted by the analog signal time converter is characterized in that it is made to sequentially process as a circuit using a time division multiplexing scheme.
  • the analog-time converter may include a charging switch unit configured to process voltage values having different magnitudes in one supply circuit in order to sequentially process values sensed by the voltage, resistance, and capacitor type sensors into one circuit; It is preferable to include a discharge switch part.
  • the charging switch unit a voltage charging switch unit (T VC ) for configuring a circuit to convert the value detected by the sensor of the voltage type to a time value, the process of converting the value detected by the sensor of the resistance type to a time value Resistor charge switch unit (T RC ) for configuring the circuit to be configured, and a capacitor charge switch unit (T CC ) for configuring the circuit to convert the value detected by the capacitor-type sensor to a time value,
  • the discharge switch unit a voltage discharge switch unit (T VD ) for configuring a circuit to convert the value detected by the sensor of the voltage type to a time value, the process of converting the value detected by the sensor of the resistance type to a time value Resistive discharge switch unit (T RD ) for configuring the circuit so that it is preferable to include a capacitor discharge switch unit (T CD ) for configuring the circuit to convert the value detected by the capacitor-type sensor to a time value.
  • T VD voltage discharge switch unit
  • T RD Resistive discharge switch unit
  • T CD capacitor discharge switch unit
  • a digital clock generator for receiving a counter output value summed from the time-to-digital converter and sequentially processing the output values so as not to overlap the output clock to generate a digital clock.
  • the effect of the present invention according to the above configuration is to reduce the area and power consumption of the chip by sequentially processing a voltage, resistance, capacitor type sensor into a single circuit using a time division multiplexing scheme, It has the advantage that it can be applied to wearable health monitoring system that emphasizes miniaturization and low power.
  • Figure 1 is a schematic diagram showing the overall configuration of the present invention, the sensor interface circuit for health monitoring.
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing the configuration of an interface chip used in the present invention.
  • FIG. 3 is a schematic diagram showing a charging process in a dual slope integrator used in the present invention.
  • FIG. 4 is a schematic diagram showing a discharge process in a dual slope integrator used in the present invention.
  • FIG. 5 is a schematic diagram illustrating a process of converting a voltage signal to time using a dual slope integrator in the analog-to-time converter used in the present invention.
  • FIG. 6 is a schematic diagram illustrating a process of converting a resistance signal to time using a dual slope integrator in the analog-to-time converter used in the present invention.
  • FIG. 7 is a schematic diagram illustrating a process of converting a capacitor signal to time using a dual slope integrator in the analog-to-time converter used in the present invention.
  • FIG. 8 is a graph showing the voltage and signal values output after the dual slope integrator in the analog-time converter used in the present invention.
  • FIG. 9 is a graph showing experimental results of measuring an output value according to a voltage, a resistance, and a capacitor biosignal detected by an oscilloscope according to the present invention.
  • FIG. 10 is a graph showing a clock and a signal value output after passing through the digital clock generator used in the present invention.
  • 11 and 12 are prototype photographs of the present inventors implemented a sensor interface circuit for health monitoring.
  • FIG. 13 and 14 are a perspective view and an exploded perspective view of the smart dressing for wound infection monitoring equipped with a liquid induction pad to which the present inventors sensor interface circuit for health monitoring is applied.
  • Figure 15 is a plan view of the PH sensor and the gauze connected by the discharge member of the smart dressing for wound infection monitoring equipped with a liquid guide pad to which the present invention is applied.
  • Figure 16 is an exploded cross-sectional view of the smart dressing for wound infection monitoring equipped with a liquid induction pad to which the present invention is applied.
  • FIG. 17 is a perspective view and a partially enlarged view of another liquid induction pad of the smart dressing for monitoring wound infection with a liquid induction pad to which the present invention is applied.
  • the configuration of the sensor interface circuit for a health monitoring of the present invention the sensor unit for detecting a body signal in close contact with the infected area of the patient;
  • An interface chip which receives the body signal value detected by the sensor unit and processes the received signal sequentially and delivers the processed signal to a microcontroller;
  • An AC power supply for supplying power required for the interface chip;
  • a low loss type linear regulator (Low Dropout) for supplying power by operating at a low potential difference corresponding to the power value required by the interface chip;
  • a wireless communication unit for transmitting the signal transmitted to the micro controller to an external device, and wirelessly supplying power to the low loss type linear regulator from the outside. Characterized in that it comprises a.
  • the present invention provides a sensor interface circuit for health monitoring in order to determine in real time whether a wound site such as an image or a wound is additionally infected and to take a prompt action accordingly. This is to solve the problem that the wound could not be judged by removing the dressing and identifying it with eyes or taking a sample.
  • a dressing equipped with a pH sensor is used to monitor a wound of a patient, and when the pH sensor is applied to a body, the health of the body can be basically understood, and in particular, a wound part of the body If the pH sensor is in contact with the pH sensor, the pH sensor outputs different pH values depending on the degree of healing of the wound or the degree of infection of the wound, thereby monitoring the pH.
  • the PHS sensor to be used must be more accurate, faster, and more compact and have low power.
  • ADCs analog-to-digital converters
  • TDCs time-to-digital converters
  • the configuration of the sensor interface circuit for the health monitoring of the present invention the sensor unit 10 for detecting a body signal in close contact with the infected area of the patient;
  • An interface chip 20 which receives the body signal values sensed by the sensor unit 10 and sequentially processes them, and transmits the processed signals to the microcontroller 50;
  • An AC power supply 30 for supplying power required for the interface chip 20;
  • a low loss type linear regulator 40 (Low Dropout) for supplying power by operating at a low potential difference corresponding to the power value required by the interface chip 20;
  • a wireless communication unit 60 for transmitting a signal transmitted to the microcontroller 50 to an external device and wirelessly supplying power to the low loss type linear regulator 40 by receiving power from the outside wirelessly. Characterized in that it comprises a.
  • the sensor unit 10 is preferably configured to sense the body signal of any one of a voltage, a resistor, and a capacitor type.
  • the interface chip 20 receives an analog signal sensed by the sensor unit 10 and converts the analog signal into a time value (ATC, Analog sensor signal to Time Converter) and the analog signal. It is preferable to include a time-to-digital converter (TDC) 26 which receives the time value converted by the time converter and converts it into a digital value.
  • ATC Analog sensor signal to Time Converter
  • TDC time-to-digital converter
  • the analog-time converter 21 may include a dual-slope integrator 22 that calculates a voltage corresponding to various signals sensed by the sensor unit 10 and derives an output voltage. It is preferable to include a comparator 23 for converting the output voltage derived from the dual-slope integrator 22 into a time value.
  • time-to-digital converter 26 is preferably configured to add the output values of the plurality of counters after receiving different time values converted by the analog-time converter 21 from a plurality of counters.
  • the time-to-digital converter 26 uses 8 MHz as a reference clock, uses a 10-bit solution, and can measure up to 128 microseconds.
  • the wireless communication unit 60 is made of a wireless power transmission and reception structure that can perform energy harvesting while simultaneously transmitting and receiving a signal wirelessly with an external device, preferably 13.56 MHz RFID method.
  • an external device preferably 13.56 MHz RFID method.
  • NXP 13.56 MHz RFID, 5 mA @ 2V including AFE, MCU, RFID, Clock
  • the present invention uses a circuit based on the dual-slope integrator 22.
  • the output voltage equation of the dual-slope integrator 22 is as follows.
  • the output voltage corresponding to each sensor can be obtained by selecting the resistance and capacitor sensors using various switches.
  • the capacitor value is inversely proportional to the output voltage, making it suitable for handling large capacitors.
  • the voltage is converted into time by attaching a comparator 23 after the dual-slope integrator 22 circuit, The converted time was converted into a digital value using a time-to-digital converter (TDC) 26.
  • TDC time-to-digital converter
  • time-to-digital conversion circuits consume less power than analog-to-digital conversion circuits that digitize conventional voltages, making them suitable for low-power systems.
  • the circuit description used in the present invention is as follows.
  • the voltage applied to the feedback capacitor is fixed to Vref and then operated.
  • the time interval for reading the signal of the sensor is defined as the charging phase, and through the known value, the interval for changing the sensor signal to the time is defined as the discharging phase.
  • the charging process in the dual-slope integrator 22 satisfies the following equation.
  • the body signal sensed by the sensor unit 10 used in the present invention is configured to detect any one of a voltage, a resistance, and a capacitor type, and the value detected by the sensor of the voltage, resistance, and capacitor type.
  • the process of converting the time value converted by the analog-to-time converter 21 to the digital value by the time-to-digital converter 26 is performed using a time division multiplexing method. Characterized in that it is made to process sequentially in one circuit.
  • a known voltage is connected in a direction opposite to the slope of the voltage increase in the charging phase to discharge the charge charged in the feedback capacitor.
  • DAC digital-to-analog converter
  • charging time charging time
  • V INT values can be collected constantly (Rf: 1.66 MW), and 8-bit DACs can be used within the range of 0 to 0.9 V to adjust the charging current.
  • the adjustable time T RC can be changed to 0.25 / 0.5 / 0.75 / 1T RC, with a maximum value of T RC of 128 ⁇ s.
  • This function regulates the amount and time of charge charged to the feedback capacitor, allowing a wide range of resistive sensors to operate within the supply voltage.
  • the value of the resistance sensor using the above principle can be expressed as follows.
  • the difference from the previous process of the voltage sensor is that during charging, the capacitor sensor and the feedback capacitor are charged simultaneously, and the voltage values are the same because the two capacitors are connected in parallel.
  • DACs digital-to-analog conversion circuits
  • the voltage, resistance, and capacitor type sensors are sequentially processed into a single circuit using a time division multiplexing method, thereby reducing chip area and power consumption, thereby miniaturizing and minimizing power consumption.
  • a time division multiplexing method thereby reducing chip area and power consumption, thereby miniaturizing and minimizing power consumption.
  • the analog-to-time converter 21 used in the present invention sequentially processes the values sensed by the voltage, resistance, and capacitor type sensors in one circuit. It is preferable to include a charge switch section 24 and a discharge switch section 25 for processing in the supply circuit.
  • the charge switch unit 24 the voltage charge switch unit (T VC ) for configuring the circuit to convert the value detected by the sensor of the voltage type to a time value, the value detected by the sensor of the resistance type Resistance switch unit T RC for configuring a circuit to convert the signal into a time value, and capacitor charge switch unit T CC for configuring the circuit to convert the value detected by the capacitor-type sensor into a time value.
  • the discharge switch unit 25 is a voltage discharge switch unit (T VD ) for configuring a circuit to convert the value detected by the sensor of the voltage type to a time value, the time detected by the sensor of the resistance type A resistive discharge switch unit T RD for configuring a circuit to convert the value into a value, and a capacitor discharge switch unit T CD for configuring the circuit to convert the value detected by the capacitor type sensor into a time value. Good to do.
  • FIG. 8 When sequentially processing the sensors of each of such voltages, resistors, and capacitors, a graph of the voltage of the duode-slope integrator and the converted time value according to the input signal of the sensor is shown in FIG. 8. The measurement results are shown in FIG.
  • the time value converted from each sensor is digitized and stored using one or more counters of the time-to-digital converter 26 (TDC). Since the frequency of the biosignal is low, it does not need to be processed at high speed, so that a counter used in the present invention may be a general counter.
  • a digital clock generator 70 capable of adjusting circuits in the analog sensor signal to time converter (ATC) and the time to digital converter (TDC) 26 (Digital) Clock Generator) is shown in FIG.
  • the present invention preferably further includes a digital clock generator 70 which receives the counter output values summed from the time-to-digital converter 26 and sequentially processes the output values so that the output values do not overlap to generate a digital clock. .
  • the digital clock generator 70 used in the present invention lowers the frequency of the signal, such as the reference clock of the counter, through the divider, and then generates each of the 32 delayed time signals using the Johnson counter.
  • the AND and OR gates were combined to generate a digital clock control signal.
  • time can be adjusted through a digital code.
  • 11 and 12 illustrate an experimental environment for measuring a circuit according to an embodiment of the present invention, and in order to connect and measure various sensors, a microcontroller 50 (MCU, micro control) for controlling a circuit unit), a clock generation chip, and a voltage buffer that will generate a reference voltage VREF in the circuit are attached to the printed circuit board (PCB).
  • MCU microcontroller 50
  • PCB printed circuit board
  • the measured signal waveforms are as shown in FIGS. 9 and 10 above, and each current consumption when using a 1.8 V power supply is shown in the following table.
  • the power consumption of the proposed circuit has a value of 1.9 mW, which is lower than that of other conventional technologies for processing resistors or capacitor sensors.
  • a smart dressing for wear infection monitoring and a wearable health monitoring system may be considered.
  • FIGS. 13 to 16 An embodiment of the smart dressing for monitoring wound infection to which the present inventors' health monitoring sensor interface circuit is applied as shown in FIGS. 13 to 16 is as follows.
  • the surface where the PH sensor and the fluid channel are shown is a portion facing the wound portion, and the fixing portion is the outermost portion of the smart dressing for monitoring the wound infection provided with a liquid induction pad attached to the wound portion.
  • the wound is placed down and the smart dressing for monitoring the wound infection with the liquid induction pad is attached.
  • the lower surface is the wound area
  • the upper surface is the smart dressing for monitoring the wound infection with the liquid induction pad. It means.
  • the wound dressing monitoring smart dressing 100 with a liquid guide pad is disposed to face the wound, the fluid channel 121 to guide the exudates generated in the wound site ) Is formed in the plate-shaped liquid induction pad 120, the PH sensor 110, the PH sensor 110 disposed on the upper surface of the liquid induction pad 120 to measure the acidity from the exudates guided from the liquid induction pad Gauze 130, the PH sensor 110 and the liquid induction pad 120 and the gauze unit 130 disposed on the upper surface of the PH sensor 110 and the liquid induction pad 120 to absorb the exudates measured through the acidity It is arranged to surround the gauze portion 130 to provide a fixing portion 140 made of a material having an adhesive to fix from the wound.
  • the PH sensor 110 is a sensor for measuring the pH of a fluid, an antimony electrode using a change in the ionization equilibrium of hydroxide by the pH of the liquid, and a neutron carrier organic sensitizer having a polyvinyl chloride matrix. And a liquid film electrode using the same, a pH FET sensor having an inorganic insulating film such as Al2O3 or Ta2O5 attached to the metal gate portion of the MOSFET, and a glass electrode using a pH-sensitive silicate glass thin film containing Li2O2.
  • liquid induction pad 120 is disposed on the lower surface of the PA sensor 110 in a plate shape, and a groove-shaped fluid channel 121 is formed to guide the exudates to the PA sensor 110.
  • the exudate flows to the PA sensor 110 along the groove of the fluid channel 121.
  • the gauze unit 130 is disposed on the upper surface of the PA sensor 110 and the liquid induction pad 120 in the shape of a plate, the exudates generated in the wound portion is passed through the PA sensor 110, the gauze ( Absorbed from the gauze portion 130 when absorbed by the 130 or the generation of excessive exudate.
  • the PA sensor 110, the liquid induction pad 120 and the gauze portion 130 is fixed to the wound portion is provided with a fixing portion 140 having an adhesive to maintain a constant position.
  • the fixing part 140 maintains a constant position of the PH sensor 110, the liquid induction pad 120, and the gauze part 130, thereby protecting the wound and preventing contamination from the outside.
  • the sensor 110 allows to stably measure the acidity of the wound.
  • the fluid channel 121 is formed as a tapered groove having a narrow width from the edge of one surface of the liquid guide pad 120 facing the wound to the center, and a pressure difference is generated in the tapered shape so that the exudates It may be provided to guide from the edge of the liquid induction pad 120 toward the center side.
  • the liquid induction pad 120 is provided with a fluid channel 121 formed of a tapered groove narrowing from the edge to the center portion to guide the exudates along the tapered groove. The acidity of the exudates guided through the PH sensor 110 is measured.
  • the fluid channel 121 has a width narrowed from the edge to the center side, so that the pressure increases during the movement of the fluid, so that the fluid moves in the narrow width, so that the exudates generated on one side of the tapered groove
  • the PSI sensor 110 flows to the PSI sensor 110 located at the other side of the tapered groove of the fluid channel 121, and the PSI sensor 110 may measure the acidity of the exuded fluid.
  • the PA sensor 110 may be disposed at the center of the liquid induction pad 120, and the exudant may be guided to the PA sensor 110 through the fluid channel 121.
  • the PH sensor 110 is disposed at the center of the liquid induction pad 120, and the fluid channel 121 is formed to have a width narrowing from the edge to the center, so that the exudate is the liquid induction pad.
  • the PH sensor 110 is moved from the edge of the 120 to the center, and the PH sensor 110 is disposed at the center, so that the exudates generated apart from the PH sensor 110 are guided through the fluid channel 121 to provide the PH sensor ( 110) may be flowed to the side.
  • the PH sensor 110 may determine the state of infection and inflammation in front of the wound site by measuring the acidity of the exudate generated apart from this.
  • a through hole 123 is provided at the center of the liquid induction pad 120, and the through hole 123 serves as a passage through which the exudates guided through the fluid channel 121 flow into the PH sensor 110. It may be provided to.
  • a through hole 123 is provided at the center of the liquid induction pad 120, and the PHS sensor 110 is positioned in the through hole 123. Therefore, since the exudates guided through the fluid channel 121 flow into the through hole 123 and finally flow to the P sensor 110, the acidity of the exudates can be easily measured.
  • the exudates are guided to the central side of the liquid induction pad 120 by the fluid channel 121, and the through-holes 123 are moved to the PH sensor 110 disposed at the center of the liquid induction pad 120. This will act as a passage.
  • a plurality of fluid channels 121 may be formed radially around the PA sensor 110 on one surface of the liquid induction pad 120 so that the PA sensor 110 may measure acidity uniformly throughout the wound. have.
  • the liquid induction pad 120 is centered on the PH sensor 110 on one surface of the liquid induction pad 120 to guide unspecified exudates from the wound to the PH sensor 110.
  • the fluid channel 121 is formed radially.
  • the fluid channel 121 is formed over the entire surface of the wound to uniformly guide the unspecified exudates.
  • the PH sensor and the gauze portion 130 may be provided with a discharge member 150 so that the exudates are discharged to the gauze portion 130.
  • the exudates guided to the PH sensor 110 by the fluid channel 121 are absorbed into the gauze unit 130 after the pH is measured, and the new exudates are guided to measure the new pH. Accordingly, the pH sensor and the gauze portion 130 are discharged by the discharge member 150 so that the pH of the exudates is continuously measured so that the absorption of the exudate proceeds quickly to the gauze portion 130 so as to grasp the state of the wound site. Connected.
  • the discharge member 150 is formed in the shape of a rod having a predetermined length to directly connect the P sensor and the gauze portion 130, and is made of a cotton fabric of the same plain fabric as the gauze portion 130 so as to easily absorb the fluid. It may be constructed or formed of a porous polyurethane component.
  • the discharge member 150 is formed in various lengths, the discharge member 150 having a short length is absorbed by the gauze portion 130 adjacent to the PH sensor, and the discharge member 150 having a long length is discharged at a short length. Since it is absorbed by the gauze portion 130 of a relatively longer distance than the member 150, the absorption force of the gauze portion 130 can be kept constant.
  • liquid induction pad 120 may be in close contact with the skin so that the protrusion 124 may be formed along the outer surface so that the exudate is not lost to the outside.
  • the protrusion 124 is formed to protrude along the outer surface of the liquid induction pad 120 facing the wound, wound portion dressing 100 with a liquid induction pad according to the invention
  • the protrusion 124 since the protrusion 124 is in close contact with the skin, the exudates do not leak to the outside, and the new exudates are continuously flowed to the PH sensor 110 to monitor the state of the wound site by measuring acidity.
  • the PH sensor 110 may be provided to determine the state of infection and inflammation by measuring the acidity of the exudate.
  • the PH sensor 110 may measure the acidity of the exudate and grasp the infection and inflammation of the wound site according to the acidity.
  • the pH index of normal wounds ranges from 5.5 to 6.5, but infected wounds have a pH index greater than 6.5. Therefore, the acidity of the exudate can be measured to determine the infection and inflammation of the wound. It can prevent and prevent the condition from worsening.
  • the PH sensor 110 is coupled to a temperature sensor (not shown), the temperature sensor may determine the inflammatory state by measuring the temperature of the wound.
  • the PH sensor 110 is coupled to a temperature sensor, the temperature sensor may measure the temperature of the wound or exudates.
  • the temperature of the wound is changed according to the inflammatory state, and the temperature sensor can measure the temperature of the wound and the exudate to determine the inflammatory state, and can prevent and prevent the deterioration of the wound.
  • the gauze portion 130 may be composed of a plain weave cotton fabric so that the exudates are absorbed, or may be composed of a porous polyurethane component.
  • the gauze portion 130 may be easily absorbed, composed of a plain weave cotton fabric or porous polyurethane components to maintain the wet environment to help the wound healing environment.
  • a power unit (not shown) electrically connected to the PA sensor 110 may be provided to supply power to the PA sensor 110.
  • the power supply unit may be provided at one side of the PA sensor 110 to be coupled to the PA sensor 110 to supply power, and the PA sensor 110 may be electrically connected to the outside having the power unit. Can be connected and powered.
  • the PH sensor 110 may be supplied with power through a power supply unit to measure the acidity of the wound and exudate in real time.
  • the dressing with the liquid induction pad 120 may be provided with a real-time monitoring dressing to monitor the wound site in real time through a wireless communication device.
  • the real-time monitoring dressing can monitor the wound site in real time by grasping the state of the wound site through a pH measured in real time by the dressing equipped with the wireless communication device, and transmitting and receiving it to the wireless communication device. .
  • FIG. 17 is a perspective view and a partially enlarged view of a liquid induction pad of the smart dressing for wound infection monitoring equipped with a liquid induction pad according to an embodiment of the present invention.
  • the fluid channel 321 is formed in the shape of a straight groove, and an auxiliary groove 322 is formed on the side of the straight groove, and the auxiliary groove 322 is unspecified at the wound site.
  • a plurality of exudates generated may be formed on the side of the straight groove so as to uniformly supply the PH sensor 310.
  • the fluid induction pad 320 is uniformly formed with a fluid channel 321, the side of the groove of the fluid channel 321 is further formed with an auxiliary groove 322 to exudate the wound site Can be guided uniformly.
  • the auxiliary groove 322 formed at the side of the slot groove of the fluid channel 321 increases the cross-sectional area that can be in contact with the exudate, thereby uniformly guiding the exudate to the PA sensor 310.
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Abstract

본 발명은 센서 인터페이스 회로에 관한 것으로, 보다 상세하게는 환자의 감염부위에 밀착하여 신체 신호를 감지하는 센서부; 상기 센서부에서 감지한 신체 신호값을 전달받아 순차적으로 처리하고, 처리된 신호를 마이크로 컨트롤러로 전달하는 인터페이스 칩; 상기 인터페이스 칩에 필요한 전원을 공급하는 교류 전원; 상기 인터페이스 칩에서 요구되는 전원 값에 대응하여 낮은 전위차에서 동작하여 전원을 공급하는 저손실 타입 리니어 레귤레이터(Low Dropout); 및 상기 마이크로 컨트롤러에 전달된 신호를 외부기기로 전달하고, 외부로부터 무선으로 전원을 공급받아 상기 저손실 타입 리니어 레귤레이터에 무선으로 전원을 공급하는 무선통신 유닛; 을 포함하여, 다양한 전기적인 신호 출력을 가지는 센서들을 하나의 회로를 이용하여 순차적으로 처리함으로써 저전력 및 효율향상을 달성할 수 있는 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로 및 이를 이용한 웨어러블 헬스 모니터링 시스템에 관한 것이다.

Description

헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로 및 이를 이용한 웨어러블 헬스 모니터링 시스템
본 발명은 센서 인터페이스 회로에 관한 것으로, 보다 상세하게는 다양한 전기적인 신호 출력을 가지는 센서들을 하나의 회로를 이용하여 순차적으로 처리함으로써 저전력 및 효율향상을 달성할 수 있는 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로 및 이를 이용한 웨어러블 헬스 모니터링 시스템에 관한 것이다.
현재 의료의 패러다임은 의사에 의한 치료 중심에서 소비자가 자신의 건강을 검진하고 미리 예방하는 방향으로 가고 있으며, 이러한 요구로 인하여 생체 신호를 모니터링하는 요구가 급격히 증가하고 있다.
인체의 생체 신호는 pH 뿐만 아니라, 온도, 습도 등 다양하기 때문에 이러한 다양한 지표들을 센싱하는 경우 더욱 정확한 환자의 상태를 진단할 수 있으며, 마찬가지로 이를 감지하는 센서의 종류와 센서의 아웃풋 신호의 종류 또한 다양하다.
그러나, 기존에 환자의 상처 상태를 진단하기 위한 방법으로 일반적으로 전압을 측정하는 전기적 파라미터 센서만을 이용하여 한정적으로 처리하였기 때문에, 이를 제외한 저항 또는 캐패시터 등의 센서를 활용할 수 없었다.
특히, 한국 공개특허 10-2016-0120396호의 경우, 사용자의 신체에 부착하여 사용시 이물감이 적은 패치형 체온계로서 무선 통신을 통해 체온 데이터를 사용자가 쉽게 확인할 수 있으며, 무선 전력 전송을 통해 전원을 공급함으로써 장시간 또는 연속적인 체온 모니터링이 가능한 장치 및 방법이 개시되어 있는 바, 이러한 특징을 구현하기 위한 패치형 체온계는, 사용자의 신체에 부착되어 온도를 측정하는 센서부; 상기 센서부와 전기적으로 연결되며, 측정된 온도를 무선 전송하는 송신부; 및 상기 송신부와 전기적으로 연결되며, 외부의 소스로부터 무선으로 전력을 공급받는 무선 전력 생성부를 포함하며, 상기 무선 전력 생성부는 RF신호를 DC신호로 변환하여 상기 송신부에 전력을 공급하는 것이 개시되어 있다.
또한, 한국 공개특허 10-2017-0113930호의 경우, 외부기기로부터 무선전력을 수신하여 창상부위의 피에이치(pH)를 측정하고, 피에이치(pH)를 측정하여 생성한 정보를 다시 외부기기로 송신하는 스마트드레싱 및 이에 관련된 시스템에 관한 것으로, 드레싱부 및 창상 부위의 피에이치(pH)를 측정하여 측정신호를 생성하는 피에이치(pH)센싱부를 포함하여 이루어지는 것을 특징으로 하는 스마트드레싱이 개시되어 있다.
그러나 기존의 센서를 처리하는 회로에서는 센서의 출력 신호에 따라서 개별적인 회로를 통해 센서를 처리하였다. 즉, 전압, 저항 또는 캐패시터 등에 따라 출력되는 다양한 생체 신호를 동시에 모니터링 해야 하는 시스템에서는 각 센서 타입 마다 개별적인 회로를 이용하여야만 하였으며, 이에 따라 소요되는 공간이 많이 필요함과 동시에, 전력의 소모가 커지는 단점을 가지고 있었다.
이러한 문제점을 해결하기 위하여, 전하 증폭기(charge amplifier)의 구조를 이용하여 다양한 센서를 동시에 처리하는 회로가 사용되었다. 그러나 이러한 동시 처리 회로가 갖는 단점으로, 캐패시터 타입의 센서를 처리할 경우 캐패시터 센서의 초기 값에 해당하는 캐패시터가 별도로 필요할 뿐만 아니라, 칩 내부에 센서의 변화 값에 해당하는 만큼의 캐패시터를 내재하여야 하므로, 수백 pF에 해당하는 상용 캐패시터 센서를 처리하기에는 칩의 면적이 크게 증가하는 문제가 있었다.
(선행기술문헌) 대한민국 공개특허 10-2016-0120396
(선행기술문헌) 대한민국 공개특허 10-2017-0113930
상기와 같은 문제를 해결하기 위한 본 발명의 목적은, 기존의 dual-slope integrator 회로에 디지털 신호로 제어 되는 스위치를 이용하여, 각 전압, 저항, 캐패시터 센서에 적합하게 회로의 동작 모드를 바꿈으로써, 하나의 회로를 가지고 전압, 캐패시터, 저항 센서들을 순차적으로 처리 할 수 있는 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로 및 이를 이용한 웨어러블 헬스 모니터링 시스템을 제공하고자 함에 있다.
본 발명이 이루고자 하는 기술적 과제는 이상에서 언급한 기술적 과제로 제한되지 않으며, 언급되지 않은 또 다른 기술적 과제들은 아래의 기재로부터 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.
상기와 같은 목적을 달성하기 위한 본 발명인 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로의 구성은, 환자의 감염부위에 밀착하여 신체 신호를 감지하는 센서부; 상기 센서부에서 감지한 신체 신호값을 전달받아 순차적으로 처리하고, 처리된 신호를 마이크로 컨트롤러로 전달하는 인터페이스 칩; 상기 인터페이스 칩에 필요한 전원을 공급하는 교류 전원; 상기 인터페이스 칩에서 요구되는 전원 값에 대응하여 낮은 전위차에서 동작하여 전원을 공급하는 저손실 타입 리니어 레귤레이터(Low Dropout); 및 상기 마이크로 컨트롤러에 전달된 신호를 외부기기로 전달하고, 외부로부터 무선으로 전원을 공급받아 상기 저손실 타입 리니어 레귤레이터에 무선으로 전원을 공급하는 무선통신 유닛; 을 포함하는 것을 특징으로 한다.
또한, 상기 센서부는, 상기 신체 신호를 전압, 저항 및 캐패시터 타입 중 어느 하나의 센서로 감지하도록 이루어지는 것이 바람직하다.
또한, 상기 인터페이스 칩은, 상기 센서부에서 감지된 아날로그 신호를 전달받아 시간값으로 변환하는 아날로그-시간 변환기(ATC, Analog sensor signal to Time Converter) 및 상기 아날로그 신호 시간 변환기에서 변환된 시간값을 전달받아 디지털 값으로 변환하는 시간-디지털 변환기(TDC, Time to Digital Converter)를 포함하는 것이 바람직하다.
이 중에서, 상기 아날로그-시간 변환기는, 상기 센서부에서 감지된 다양한 신호에 대응하는 전압을 연산하여 출력 전압을 도출하는 듀얼-슬로프 적분기(Dual-Slope Integrator) 및 상기 듀얼-슬로프 적분기에서 도출된 출력 전압을 시간값으로 변환시키는 비교기(Comparator)를 포함하는 것이 바람직하다.
나아가, 상기 시간-디지털 변환기는, 상기 아날로그-시간 변환기에서 변환된 서로 다른 시간값을 복수의 카운터에서 전달받은 후, 상기 복수의 카운터의 출력값을 합산하도록 이루어지는 것이 바람직하다.
또한, 상기 센서부에서 감지된 신체 신호는 전압, 저항 및 캐패시터 타입 중 어느 하나의 센서로 감지하도록 이루어지며, 상기 전압, 저항 및 캐패시터 타입의 센서로 감지된 값을 상기 아날로그-시간 변환기에 의하여 시간값으로 변환하고, 상기 아날로그 신호 시간 변환기에서 변환된 시간값을 상기 시간-디지털 변환기에 의하여 디지털 값으로 변환하는 과정은 시분할 다중화 방식을 이용하여 하나의 회로로 순차적으로 처리하도록 이루어지는 것을 특징으로 한다.
상기 아날로그-시간 변환기는, 상기 전압, 저항 및 캐패시터 타입의 센서로 감지된 값을 하나의 회로로 순차적으로 처리함에 있어, 서로 다른 크기의 전압값을 하나의 공급 회로에서 처리하기 위한 충전 스위치부 및 방전 스위치부를 포함하는 것이 좋다.
상기 충전 스위치부는, 상기 전압 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 전압 충전 스위치부(TVC), 상기 저항 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 저항 충전 스위치부(TRC), 상기 캐패시터 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 캐패시터 충전 스위치부(TCC)를 포함하며,
상기 방전 스위치부는, 상기 전압 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 전압 방전 스위치부(TVD), 상기 저항 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 저항 방전 스위치부(TRD), 상기 캐패시터 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 캐패시터 방전 스위치부(TCD)를 포함하는 것이 좋다.
또한, 상기 시간-디지털 변환기로부터 합산되어 출력되는 카운터 출력값을 전달받아 출력값이 중복되지 않도록 순차적으로 처리하여 디지털 클록을 생성하는 디지털 클록 생성기를 더 포함하는 것이 바람직하다.
상기와 같은 구성에 따르는 본 발명의 효과는, 전압, 저항, 캐피시터 타입의 센서를 시분할 다중화 방식을 이용하여 하나의 회로로 순차적으로 처리함으로써, 칩의 면적과 소모 전력을 감소 시키는 데에 있으며, 이를 이용하여 소형화와 저전력이 강조되는 웨어러블 헬스 모니터링 시스템에 적용할 수 있는 장점이 있다.
또한, 하나의 구조를 이용하여, 각기 다른 전압, 저항, 캐패시터 센서를 순차적으로 읽어 들이고 이를 시간영역에서 디지털화하여 처리함으로써 칩의 사이즈 및 전력의 감소를 가져온다. 따라서 이는 다양한 생체 신호의 모니터링이 필요한 웨어러블 어플리케이션에 적합한 회로가 될 수 있다는 장점이 있다.
본 발명의 효과는 상기한 효과로 한정되는 것은 아니며, 본 발명의 상세한 설명 또는 특허청구범위에 기재된 발명의 구성으로부터 추론 가능한 모든 효과를 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
도 1은 본 발명인 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로의 전체적인 구성을 나타낸 개략도이다.
도 2는 본 발명에 사용되는 인터페이스 칩의 구성을 나타낸 개략도이다.
도 3은 본 발명에 사용되는 듀얼 슬로프 적분기에서의 충전 과정을 나타낸 개략도이다.
도 4는 본 발명에 사용되는 듀얼 슬로프 적분기에서의 방전 과정을 나타낸 개략도이다.
도 5는 본 발명에 사용되는 아날로그-시간 변환기에서 듀얼 슬로프 적분기를 사용하여 전압 신호를 시간으로 변환하는 과정을 나타낸 개략도이다.
도 6은 본 발명에 사용되는 아날로그-시간 변환기에서 듀얼 슬로프 적분기를 사용하여 저항 신호를 시간으로 변환하는 과정을 나타낸 개략도이다.
도 7은 본 발명에 사용되는 아날로그-시간 변환기에서 듀얼 슬로프 적분기를 사용하여 캐패시터 신호를 시간으로 변환하는 과정을 나타낸 개략도이다.
도 8은 본 발명에 사용되는 아날로그-시간 변환기에서 듀얼 슬로프 적분기를 거친 후 출력되는 전압 및 신호값을 나타낸 그래프이다.
도 9는 본 발명에 따라 감지되는 전압, 저항, 캐패시터 생체 신호에 따른 출력값을 오실로스코프로 측정한 실험 결과 그래프이다.
도 10은 본 발명에 사용되는 디지털 클록 생성기를 거친 후 출력되는 클록 및 신호값을 나타낸 그래프이다.
도 11 및 12는 본 발명인 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로를 구현한 시제품 사진이다.
도 13 및 14는 본 발명인 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로가 적용된 액체 유도 패드가 구비된 창상 감염 모니터링용 스마트 드레싱의 사시도 및 분해사시도이다.
도 15는 본 발명이 적용된 액체 유도 패드가 구비된 창상 감염 모니터링용 스마트 드레싱의 배출부재에 의해 연결된 피에이치센서 및 거즈부의 평면도이다.
도 16은 본 발명이 적용된 액체 유도 패드가 구비된 창상 감염 모니터링용 스마트 드레싱의 분해단면도이다.
도 17은 본 발명이 적용된 액체 유도 패드가 구비된 창상 감염 모니터링용 스마트 드레싱의 또다른 액체 유도 패드의 사시도 및 부분확대도이다.
본 발명인 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로의 구성은, 환자의 감염부위에 밀착하여 신체 신호를 감지하는 센서부; 상기 센서부에서 감지한 신체 신호값을 전달받아 순차적으로 처리하고, 처리된 신호를 마이크로 컨트롤러로 전달하는 인터페이스 칩; 상기 인터페이스 칩에 필요한 전원을 공급하는 교류 전원; 상기 인터페이스 칩에서 요구되는 전원 값에 대응하여 낮은 전위차에서 동작하여 전원을 공급하는 저손실 타입 리니어 레귤레이터(Low Dropout); 및 상기 마이크로 컨트롤러에 전달된 신호를 외부기기로 전달하고, 외부로부터 무선으로 전원을 공급받아 상기 저손실 타입 리니어 레귤레이터에 무선으로 전원을 공급하는 무선통신 유닛; 을 포함하는 것을 특징으로 한다.
이하에서는 첨부한 도면을 참조하여 본 발명을 설명하기로 한다. 그러나 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며, 따라서 여기에서 설명하는 실시예로 한정되는 것은 아니다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략하였으며, 명세서 전체를 통하여 유사한 부분에 대해서는 유사한 도면 부호를 붙였다.
명세서 전체에서, 어떤 부분이 다른 부분과 "연결(접속, 접촉, 결합)"되어 있다고 할 때, 이는 "직접적으로 연결"되어 있는 경우뿐 아니라, 그 중간에 다른 부재를 사이에 두고 "간접적으로 연결"되어 있는 경우도 포함한다. 또한 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 구비할 수 있다는 것을 의미한다.
본 명세서에서 사용한 용어는 단지 특정한 실시예를 설명하기 위해 사용된 것으로, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다. 단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다. 본 명세서에서, "포함하다" 또는 "가지다" 등의 용어는 명세서상에 기재된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.
이하 첨부된 도면을 참고하여 본 발명의 실시예를 상세히 설명하기로 한다.
본 발명인 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로는 화상 또는 창상 등의 상처부위가 추가적인 감염이 되고 있는지 여부를 실시간으로 판단하고 이에 따른 조치를 신속히 취할 수 있도록 하기 위한 것으로써, 종래 상처부위의 상태를 판단하기 위해서 드레싱을 제거하여 눈으로 식별하거나 샘플을 채취하여야만 상처부위의 상태를 판단할 수 있었던 문제를 해결하기 위한 것이다.
즉, 환자의 상처부위 모니터링을 위하여 피에이치(pH) 센서가 구비된 드레싱이 사용되고 있는데, 피에이치(pH) 센서를 신체에 적용할 경우 기본적으로 신체의 건강에 대하여 파악할 수 있고, 특히 신체의 창상부위에 피에이치(pH)센서를 접촉시키면 피에이치(pH)센서가 창상부위의 치유 정도나 창상부위의 감염 정도에 따라 서로 다른 피에이치(pH) 값을 출력하게 되므로, 이에 대한 모니터링이 가능하게 된다.
다만, 이러한 실시간 모니터링을 하기 위해서는 사용되는 피에이치 센서를 보다 정확하고 빠르게, 또한 소형화 및 저전력 구현이 가능하여야만 한다.
이에 따라 본 발명에서는 기존의 dual-slope integrator 회로에 디지털 신호로 제어 되는 스위치를 이용하여, 각 전압/저항/캐패시터 센서에 적합하게 회로의 동작 모드를 바꿈으로써, 하나의 회로를 가지고 전압, 캐패시터, 저항 센서들을 순차적으로 처리 할 수 있도록 구성하였다.
즉, 듀얼-슬로프 적분기(22)(Dual-slope integrator) 회로 뒤에 comparator(비교기)를 붙임으로써, 회로의 아웃풋을 전압이 아닌 시간으로 바꾸어 주었다. 따라서 기존의 파워 소모가 큰 아날로그 블락인 ADC (analog-to-digital converter)는, 디지털 로직으로 동작하는 TDC (time-to-digital converter)로 대체 할 수 있으며, 전체 시스템의 파워를 크게 줄일 수 있는 이점을 가진다.
도 1 및 도 2에 도시된 바와 같이, 본 발명인 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로의 구성은, 환자의 감염부위에 밀착하여 신체 신호를 감지하는 센서부(10); 상기 센서부(10)에서 감지한 신체 신호값을 전달받아 순차적으로 처리하고, 처리된 신호를 마이크로 컨트롤러(50)로 전달하는 인터페이스 칩(20); 상기 인터페이스 칩(20)에 필요한 전원을 공급하는 교류 전원(30); 상기 인터페이스 칩(20)에서 요구되는 전원 값에 대응하여 낮은 전위차에서 동작하여 전원을 공급하는 저손실 타입 리니어 레귤레이터(40)(Low Dropout); 및 상기 마이크로 컨트롤러(50)에 전달된 신호를 외부기기로 전달하고, 외부로부터 무선으로 전원을 공급받아 상기 저손실 타입 리니어 레귤레이터(40)에 무선으로 전원을 공급하는 무선통신 유닛(60); 을 포함하는 것을 특징으로 한다.
또한, 상기 센서부(10)는, 상기 신체 신호를 전압, 저항 및 캐패시터 타입 중 어느 하나의 센서로 감지하도록 이루어지는 것이 바람직하다.
또한, 상기 인터페이스 칩(20)은, 상기 센서부(10)에서 감지된 아날로그 신호를 전달받아 시간값으로 변환하는 아날로그-시간 변환기(21)(ATC, Analog sensor signal to Time Converter) 및 상기 아날로그 신호 시간 변환기에서 변환된 시간값을 전달받아 디지털 값으로 변환하는 시간-디지털 변환기(26)(TDC, Time to Digital Converter)를 포함하는 것이 바람직하다.
이 중에서, 상기 아날로그-시간 변환기(21)는, 상기 센서부(10)에서 감지된 다양한 신호에 대응하는 전압을 연산하여 출력 전압을 도출하는 듀얼-슬로프 적분기(22)(Dual-Slope Integrator) 및 상기 듀얼-슬로프 적분기(22)에서 도출된 출력 전압을 시간값으로 변환시키는 비교기(23)(Comparator)를 포함하는 것이 바람직하다.
나아가, 상기 시간-디지털 변환기(26)는, 상기 아날로그-시간 변환기(21)에서 변환된 서로 다른 시간값을 복수의 카운터에서 전달받은 후, 상기 복수의 카운터의 출력값을 합산하도록 이루어지는 것이 바람직하다.
즉, 상기 시간-디지털 변환기(26)는 기준 클록으로 8MHz 를 사용하고, 10-bit 솔루선을 사용하며, 최대 128 마이크로초 까지 측정할 수 있다.
또한, 상기 무선통신 유닛(60)은 외부 기기와 무선으로 신호를 주고받음과 동시에 에너지 하베스팅을 할 수 있는 무선 전력 송수신 구조로 이루어져 있으며, 바람직하게는 13.56 MHz 의 RFID 방식으로 이루어지는 것이 좋다. (NT3H1101 (NXP) 13.56 MHz RFID, 5 mA @ 2V including AFE, MCU, RFID, Clock)
위에서 서술한 종래 기술들의 문제점을 해결하기 위해서, 본 발명에서는 듀얼-슬로프 적분기(22)를 기본으로 한 회로를 이용하였다. 듀얼-슬로프 적분기(22)의 출력 전압 식은 아래와 같다.
Figure PCTKR2018009841-appb-I000001
상기와 같은 듀얼-슬로프 적분기(22) 출력 전압 식을 보면, 전압, 저항, 캐패시터 값이 포함 되어 있으므로, 다양한 스위치를 이용하여 저항, 캐패시터 센서를 선택하면, 각 센서에 해당하는 출력 전압을 얻을 수 있으며, 캐패시터 값이 출력 전압과 반비례 하기 때문에, 큰 캐패시터를 처리하기에 적합하다.
이와 같은 듀얼-슬로프 적분기(22)를 거쳐 센서 처리 회로(인터페이스 칩)를 통해 얻어진 값을 디지털화 시키기 위해서, 듀얼-슬로프 적분기(22) 회로 뒤에 비교기(23)를 붙임으로써 전압을 시간으로 변환 시키고, 변환된 시간을 시간-디지털 변환기(26)(TDC, time-to-digital converter)를 이용하여 디지털 값으로 변환하였다.
일반적으로 시간-디지털 변환 회로는 기존의 전압을 디지털화 시키는 아날로그-디지털 변환 회로에 비해 적은 전력을 소모하므로 저전력으로 동작하는 시스템에 적합하다.
상기 듀얼-슬로프 적분기(22)에서 충전(charging) 및 방전(discharging) 과정이 도 3 및 도 4에 도시되어 있다.
본 발명에서 사용되는 회로 설명은 다음과 같다. 모든 센서의 입력을 받을 시에는, 우선 피드백 캐패시터에 걸린 전압을 Vref로 전압을 고정 시킨 후, 동작한다. 또한 센서의 신호를 읽는 시간 구간은 충전 과정(charging phase) 이라고 정의하고, 알고 있는 값을 통하여, 센서의 신호를 시간으로 바꾸는 구간은 방전 과정 (discharging phase) 으로 정의한다.
즉, 도 3에 도시된 바와 같이, 상기 듀얼-슬로프 적분기(22)에서의 충전 과정은 다음의 식을 만족하게 된다.
Figure PCTKR2018009841-appb-I000002
또한, 도 4 에 도시된 바와 같이, 상기 듀얼-슬로프 적분기(22)에서의 방전 과정은 다음의 식들을 만족하게 된다.
Figure PCTKR2018009841-appb-I000003
Figure PCTKR2018009841-appb-I000004
Figure PCTKR2018009841-appb-I000005
나아가, 본 발명에 사용되는 상기 센서부(10)에서 감지된 신체 신호는 전압, 저항 및 캐패시터 타입 중 어느 하나의 센서로 감지하도록 이루어지는데, 상기 전압, 저항 및 캐패시터 타입의 센서로 감지된 값을 상기 아날로그-시간 변환기(21)에 의하여 시간값으로 변환하고, 상기 아날로그 신호 시간 변환기에서 변환된 시간값을 상기 시간-디지털 변환기(26)에 의하여 디지털 값으로 변환하는 과정은 시분할 다중화 방식을 이용하여 하나의 회로로 순차적으로 처리하도록 이루어지는 것을 특징으로 한다.
즉, 전압 센서의 경우, 도 5(a) 에 도시된 바와 같이 충전 과정 (charging phase)에 입력 전압에 비례하는 전류가 일정한 시간 동안 피드백 캐패시터에 전하를 충전시키게 된다. 이에 따른 식은 아래와 같다.
Figure PCTKR2018009841-appb-I000006
이와 반대로, 방전 과정 (discharging phase) 에서는 충전 과정 (charging phase) 에서의 전압 증가 기울기와 반대 방향으로 알고 있는 전압을 연결하여 피드백 캐패시터에 충전된 전하를 방전 시키게 된다.
이 때, 방전 과정 (discharging phase) 에서 처음의 리셋 구간의 전압 Vref 값 이하로 듀얼-슬로프 적분기(22)의 전압이 내려가면 비교기(23)의 출력 전압이 바뀌게 되며, 이 시간을 측정함으로써 전압 센서의 값을 알 수 있다. 아래의 식은 방전 과정 (discharging phase) 에서의 듀얼-슬로프 적분기(22)의 식을 나타내며, 각 센서의 전압은 아래의 식을 통해 추산할 수 있다.
Figure PCTKR2018009841-appb-I000007
Figure PCTKR2018009841-appb-I000008
Figure PCTKR2018009841-appb-I000009
전압 센서의 경우, 입력 전압의 크기에 따라서 듀얼-슬로프 적분기(22) 전압이 증가하는 방향이 다르기 때문에, D-flip-flop을 이용하여, 충전 과정이 완료된 시점에서 비교기(23)의 상태에 따라 각 상황에 맞는 전압을 연결하였다.
본 발명에서 저항값을 감지하는 센서를 사용할 경우 또한, 도 6에 도시된 바와 같이, 전압 센서의 경우의 원리와 동일하다.
다만 다른 점은 피드백 저항 (Rf)보다 낮은 저항 센서에서도 회로를 동작 시키기 위해서, 디지털-아날로그 변환 회로(DAC, digital-to-analog converter)와, 충전 시간 (charging time)을 각 센서의 범위에 맞게 조절 가능하게 하였다.
보다 상세하게는, VINT 값은 일정하게 (Rf : 1.66 MW) 모여질 수 있으며, 충전 전류를 조절하기 위하여 8-bit DAC 가 0 to 0.9 V 범위 내에서 사용될 수 있다. 또한, 조절될 수 있는 시간으로 TRC 가 0.25/0.5/0.75/1TRC 로 변경될 수 있으며, TRC 의 최대값은 128 μs 이다.
이는 피드백 캐패시터에 충전되는 전하량과 시간을 조절하는 기능을 하며, 넓은 범위의 저항 센서를 전원 전압 내에 동작하게 한다. 위의 원리를 이용한 저항 센서의 값은 아래와 같이 나타낼 수 있다.
- 충전 과정
Figure PCTKR2018009841-appb-I000010
Figure PCTKR2018009841-appb-I000011
- 방전 과정
Figure PCTKR2018009841-appb-I000012
Figure PCTKR2018009841-appb-I000013
Figure PCTKR2018009841-appb-I000014
추가적으로, 캐패시터 센서를 처리하는 과정이 도 7에 도시되어 있다.
앞서 전압 센서를 처리하는 과정과 다른 점은, 충전 과정에서 캐패시터 센서와 피드백 캐패시터를 동시에 충전시키게 되며, 두 캐패시터가 병렬로 연결 되어 있기 때문에 전압의 값은 동일하다.
따라서 방전 과정에서 피드백 캐패시터에 충전된 전하만 방전시키더라도, 센서 값을 알 수 있게 된다. 캐패시터 센서의 처리 범위를 증가시키기 위해서 디지털-아날로그 변환 회로(DAC)를 이용하여 방전 과정에서의 전류를 조절하였다.
이와 같은 캐패시터 센서의 값은 아래의 식을 통해 알 수 있다.
- 충전 과정
Figure PCTKR2018009841-appb-I000015
Figure PCTKR2018009841-appb-I000016
- 방전 과정
Figure PCTKR2018009841-appb-I000017
Figure PCTKR2018009841-appb-I000018
Figure PCTKR2018009841-appb-I000019
위와 같이, 본 발명에서는 전압, 저항, 캐피시터 타입의 센서를 시분할 다중화 방식을 이용하여 하나의 회로로 순차적으로 처리함으로써, 칩의 면적과 소모 전력을 감소시킬 수 있으며, 이를 이용하여 소형화와 저전력이 강조되는 웨어러블 헬스 모니터링 시스템에 적용할 수 있는 장점이 있다.
즉, 본 발명에서 사용되는 상기 아날로그-시간 변환기(21)는, 상기 전압, 저항 및 캐패시터 타입의 센서로 감지된 값을 하나의 회로로 순차적으로 처리함에 있어, 서로 다른 크기의 전압값을 하나의 공급 회로에서 처리하기 위한 충전 스위치부(24) 및 방전 스위치부(25)를 포함하는 것이 좋다.
나아가, 상기 충전 스위치부(24)는, 상기 전압 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 전압 충전 스위치부(TVC), 상기 저항 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 저항 충전 스위치부(TRC), 상기 캐패시터 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 캐패시터 충전 스위치부(TCC)를 포함하며,
상기 방전 스위치부(25)는, 상기 전압 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 전압 방전 스위치부(TVD), 상기 저항 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 저항 방전 스위치부(TRD), 상기 캐패시터 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 캐패시터 방전 스위치부(TCD)를 포함하는 것이 좋다.
이와 같은 다양한 스위치들의 조작에 따라 도 5, 도 6, 도 7에 도시된 바와 같은 전압, 저항, 캐패시터 센서에 따른 각각의 독립적인 회로를 구성할 수 있게 되며, 하나의 회로 구조를 이용하여 각기 다른 전압, 저항, 캐패시터 센서를 순차적으로 읽어 들이고 이를 시간영역에서 디지털화하여 처리함으로써 칩의 사이즈 및 전력의 감소를 가져올 수 있고, 따라서 이는 다양한 생체 신호의 모니터링이 필요한 웨어러블 어플리케이션에 적합한 회로가 될 수 있다는 장점이 있다.
이와 같은 전압, 저항, 캐패시터 각각의 센서를 순차적으로 처리할 시에, 듀열-슬로프 적분기의 전압, 그리고 센서의 입력 신호에 따른 변환된 시간값에 대한 그래프가 도 8에 도시되어 있으며, 이를 오실로스코프로 측정한 결과가 도 9에 도시되어 있다.
각각의 센서로부터 변환된 시간값은 상기 시간-디지털 변환기(26)(TDC, Time to Digital Converter)의 하나 이상의 카운터를 이용하여 디지털화 시켜서 저장된다. 생체 신호의 주파수는 낮기 때문에 고속으로 처리할 필요가 없으므로 본 발명에 사용되는 카운터는 일반적인 카운터가 사용될 수 있다.
이와 같은 아날로그-시간 변환기(21)(ATC, Analog sensor signal to Time Converter) 및 시간-디지털 변환기(26)(TDC, Time to Digital Converter)에서의 회로를 조절할 수 있는 디지털 클록 생성기(70)(Digital Clock Generator)가 도 2에 도시되어 있다.
즉, 본 발명은 상기 시간-디지털 변환기(26)로부터 합산되어 출력되는 카운터 출력값을 전달받아 출력값이 중복되지 않도록 순차적으로 처리하여 디지털 클록을 생성하는 디지털 클록 생성기(70)를 더 포함하는 것이 바람직하다.
본 발명에서 사용되는 디지털 클록 생성기(70)는 전력 소모를 줄이기 위하여, 카운터의 기준 클락과 같은 신호를 디바이더를 통해 주파수를 낮추어 주며, 그 후 존슨 카운터를 이용하여, 각 32개의 지연된 시간 신호를 생성하고 이를 AND gate와 OR gate를 조합하여, 디지털 클락 제어 신호를 생성하였다.
이에 대한 결과가 도 10에 도시되어 있다.
즉, 앞서 설명한 바와 같이 저항 센서의 충전 과정(charging phase) 에서는 디지털 코드를 통하여 시간 조절이 가능하다.
도 11 및 도 12는 본 발명의 일실시예에 따른 회로를 측정하기 위한 실험 환경을 도시한 것이며, 각종 센서를 연결하여 측정하기 위해, 회로를 제어하기 위한 마이크로 컨트롤러(50) (MCU, micro control unit), 클락 생성 칩, 그리고 회로에 기준 전압 VREF를 생성할 전압 버퍼를 프린티드 서킷 보드(PCB)에 부착하였다.
이를 이용하여, 측정한 각 신호 파형들은 앞서 살핀 도 9 및 도 10과 같으며, 1.8 V의 전원을 이용하였을 때 각각의 전류 소모량은 다음의 표와 같다.
Components Current (μA)
Buffer 4.43
LDO 1
Chip Oscillator 447.57
Micro control unit 668
Proposed chip 1060
Total 2180
따라서 제안한 회로의 소모 전력은 1.9 mW 값을 가지며 이는 저항 또는 캐패시터 센서를 처리하는 종래의 타 기술에서의 소비전력과 비교했을 시에 더 낮은 소비 전력을 보이는 것을 알 수 있다.
상기에서 설명한 바와 같은 본 발명인 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로를 이용한 다양한 적용예로써, 창상 감염 모니터링용 스마트 드레싱 및 웨어러블 헬스 모니터링 시스템 등을 고려할 수 있다.
도 13 내지 도 16에 도시된 바와 같은 본 발명인 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로가 적용된 창상 감염 모니터링용 스마트 드레싱의 일실시예를 설명하면 다음과 같다.
즉, 피에이치센서 및 유체채널이 도시된 면이 상처부위와 대면되는 부위고, 고정부는 상처부위에 부착된 액체 유도 패드가 구비된 창상 감염 모니터링용 스마트 드레싱의 최외곽부위이다.
따라서, 본 발명에서 상처부위를 아래로 두고 액체 유도 패드가 구비된 창상 감염 모니터링용 스마트 드레싱을 부착 한 것으로, 하면은 상처부위 방향이고, 상면은 액체 유도 패드가 구비된 창상 감염 모니터링용 스마트 드레싱 방향을 뜻한다.
도 13 내지 도 16을 참조하면, 본 발명에 따른 액체 유도 패드가 구비된 창상 감염 모니터링용 스마트 드레싱(100)는 상처부위와 대면되도록 배치되고, 상처부위에서 발생되는 삼출물을 안내하도록 유체채널(121)이 형성된 판상형상의 액체 유도 패드(120), 상기 액체 유도 패드로부터 안내된 삼출물로부터 산성도를 측정하도록 상기 액체 유도 패드(120)의 상면에 배치된 피에이치센서(110), 상기 피에이치센서(110)를 통해 산성도가 측정된 삼출물을 흡수하도록 상기 피에이치센서(110) 및 상기 액체 유도 패드(120)의 상면에 배치된 거즈부(130), 상기 피에이치센서(110)와 상기 액체 유도 패드(120) 및 상기 거즈부(130)를 감싸도록 배치되어 상처부위로부터 고정시키도록 접착성을 갖는 소재로 구성된 고정부(140)를 제공한다.
보다 상세하게는, 상기 피에이치센서(110)는 유체의 pH를 측정하기 위한 센서로 액체의 pH에 의하여 수산화물의 이온화평형이 변화하는 것을 이용하는 안티몬 전극, 폴리염화비닐을 매트릭스로 하는 중성자 캐리어 유기감응물질을 사용하는 액체막형 전극, MOSFET의 금속 게이트 부분에 Al2O3나 Ta2O5 등의 무기절연막을 부착한 pH용 FET 센서, Li2O2를 포함한 pH감응 규산염 유리박막을 사용하는 유리전극 등으로 구성되는 센서이다.
또한, 상기 액체 유도 패드(120)는 상기 피에이치센서(110)의 하면에 배치되어 판상형상으로 형성되고, 상기 피에이치센서(110)로 삼출물을 안내하도록 홈형상의 유체채널(121)이 형성된다.
따라서, 삼출물은 유체채널(121)의 홈을 따라 상기 피에이치센서(110)로 유동된다.
또한, 거즈부(130)는 판상형상으로 상기 피에이치센서(110) 및 상기 액체 유도 패드(120)의 상면에 배치되고, 상처부위에서 발생되는 삼출물이 상기 피에이치센서(110)부를 거쳐 상기 거즈부(130)에 흡수되거나 과도한 삼출물의 생성 시 상기 거즈부(130)에서 삼출물을 흡수하게 된다.
또한, 상처부위에 상기 피에이치센서(110)와 상기 액체 유도 패드(120) 및 상기 거즈부(130)가 고정되어 일정한 위치를 유지할 수 있도록 접착성을 갖는 고정부(140)가 구비된다.
따라서, 상기 고정부(140)는 상기 피에이치센서(110)와 상기 액체 유도 패드(120) 및 상기 거즈부(130)가 일정한 위치를 유지하므로, 상처부위를 보호하고 외부로부터 오염되는 것을 방지하며 피에이치센서(110)가 상처부위의 산성도를 안정적으로 측정할 수 있도록 한다.
또한, 유체채널(121)은 상처부위와 대면되는 상기 액체 유도 패드(120) 일면의 가장자리에서 중심부로 폭이 좁아지는 테이퍼진 형상의 홈으로 형성되고, 테이퍼진 형상으로 압력차가 발생되어 삼출물이 상기 액체 유도 패드(120)의 가장자리에서 중심부 측으로 안내되도록 구비될 수 있다.
보다 상세하게는, 상기 액체 유도 패드(120)에는 가장자리에서 중심부로 폭이 좁아지는 테이퍼진 형상의 홈으로 형성된 유체채널(121)이 구비되어 상기 테이퍼진 형상의 홈을 따라 삼출물이 안내되고, 상기 피에이치센서(110)를 통해 안내된 삼출물의 산성도를 측정하도록 한다.
즉, 상기 유체채널(121)은 가장자리에서 중심부 측으로 폭이 좁아지는 형상에 의해 유체의 이동 시 압력이 증가되어 폭이 좁은 방향으로 유체가 이동하게되므로, 테이퍼진 형상의 홈의 일측에 발생된 삼출물이 상기 유체채널(121)의 테이퍼진 형상의 홈의 타측에 위치된 피에이치센서(110)로 유동되고, 상기 피에치이센서(110)는 유동된 삼출물의 산성도를 측정할 수 있다.
또한, 액체 유도 패드(120)의 중심부에는 상기 피에이치센서(110)가 배치되고, 상기 유체채널(121)을 통해 상기 피에이치센서(110) 측으로 삼출물이 안내될 수 있다.
보다 상세하게는, 액체 유도 패드(120)의 중심부에는 피에이치센서(110)가 배치되고, 상기 유체채널(121)은 가장자리에서 중심부로 갈수록 폭이 좁아지는 형상으로 형성되므로, 삼출물이 상기 액체 유도 패드(120)의 가장자리에서 중심부로 이동하게 되고, 상기 피에이치센서(110)가 중심부에 배치되므로, 상기 피에이치센서(110)와 떨어져 생성된 삼출물이 상기 유체채널(121)을 통해 안내되어 상기 피에이치센서(110) 측으로 유동될 수 있다.
따라서, 상기 피에이치센서(110)는 이와 떨어져 발생된 삼출물의 산성도를 측정함으로써 상처부위 전면의 감염 및 염증상태를 파악할 수 있다.
또한, 액체 유도 패드(120)의 중심부에는 관통홀(123)이 구비되고, 상기 관통홀(123)은 유체채널(121)을 통해 안내된 삼출물이 상기 피에이치센서(110)로 유입되는 통로역할 수행하도록 구비된 것일 수 있다.
보다 상세하게는, 상기 액체 유도 패드(120)의 중심부에는 관통홀(123)이 구비되고, 상기 피에이치센서(110)는 상기 관통홀(123)에 위치하게 된다. 따라서, 상기 유체채널(121)을 통해 안내된 삼출물이 상기 관통홀(123)로 유입되어 최종적으로 상기 피에이치센서(110)로 유동되므로 삼출물의 산성도를 용이하게 측정할 수 있다.
즉, 유체채널(121)에 의해서 액체 유도 패드(120)의 중심부 측으로 삼출물이 안내되고, 상기 액체 유도 패드(120)의 중심부에 배치된 피에이치센서(110)로 삼출물이 이동하도록 관통홀(123)이 통로역할을 수행하게 된다.
한편, 피에이치센서(110)가 상처부위 전체에 균일하게 산성도를 측정하도록 상기 액체 유도 패드(120)의 일면에는 상기 피에이치센서(110)를 중심으로 방사형으로 다수의 유체채널(121)이 형성될 수 있다.
보다 상세하게는, 상기 액체 유도 패드(120)는 상처부위에서 불특정하게 발생되는 삼출물을 상기 피에이치센서(110)로 안내하도록 상기 액체 유도 패드(120)의 일면에 상기 피에이치센서(110)를 중심으로 방사형으로 유체채널(121)이 형성된다.
따라서, 상처부위의 전면에 걸쳐 상기 유체채널(121)이 형성되어 불특정하게 발생되는 삼출물을 균일하게 안내할 수 있다.
또한, 삼출물이 상기 거즈부(130)로 배출되도록 상기 피에이치센서 및 상기 거즈부(130)는 배출부재(150)가 구비될 수 있다.
보다 상세하게는, 상기 유체채널(121)에 의해서 상기 피에이치센서(110)로 안내된 삼출물은 pH가 측정된 후 거즈부(130)로 흡수되고, 새로운 삼출물이 안내되어 새로운 pH가 측정된다. 따라서, 지속적으로 새로운 삼출물의 pH가 측정되어 상처부위의 상태를 파악할 수 있도록 거즈부(130)로 삼출물의 흡수가 빠르게 진행되도록 상기 피에이치센서 및 상기 거즈부(130)는 배출부재(150)에 의해 연결된다.
상기 배출부재(150)는 상기 피에이치센서와 상기 거즈부(130)를 직접적으로 연결시키도록 소정의 길이의 막대형상으로 형성되고, 유체의 흡수가 용이하도록 거즈부(130)와 동일한 평직의 면직물로 구성되거나, 다공의 폴리우레탄 성분으로 형성될 수 있다.
또한, 상기 배출부재(150)는 다양한 길이로 형성되므로 짧은 길이의 배출부재(150)는 상기 피에이치센서와 근접한 거즈부(130)에 흡수되고, 긴 길이의 배출부재(150)는 짧은 길이의 배출부재(150) 보다 비교적 먼 거리의 거즈부(130)에 흡수되므로, 상기 거즈부(130)의 흡수력을 일정하게 유지시킬 수 있다.
또한, 액체 유도 패드(120)는 피부와 밀착되어 삼출물이 외부로 유실되지 않도록 외측면을 따라 돌기부(124)가 형성될 수 있다.
보다 상세하게는, 상기 돌기부(124)는 상처부위와 대면되는 상기 액체 유도 패드(120)의 외측면을 따라 돌출되어 형성되고, 본 발명에 따른 액체 유도 패드를 구비한 드레싱(100)을 상처부위에 부착하였을 때 상처부위로부터 발생되는 삼출물이 외부로 유실되지 않도록 피부와 밀착되는 역할을 수행할 수 있다.
따라서, 상기 돌기부(124)가 피부와 밀착되므로, 삼출물이 외부로 유출되지 않고, 새로운 삼출물을 피에이치센서(110)로 지속적으로 유동시켜 산성도를 측정함으로써 상처부위의 상태를 모니터링할 수 있게 된다.
또한, 피에이치센서(110)는 삼출물의 산성도를 측정하여 감염 및 염증상태를 판단하도록 구비될 수 있다.
보다 상세하게는, 상기 피에이치센서(110)는 삼출물의 산성도를 측정하고 산성도에 따라 상처부위의 감염 및 염증상태를 파악할 수 있다.
즉, 정상적인 상처의 pH 지수는 5.5~6.5를 나타내지만, 감염된 상처는 6.5 보다 큰 pH지수를 가진 따라서, 삼출물의 산성도를 측정하여 이에 따라 상처부위의 감염 및 염증상태를 파악할 수 있고, 상처부위의 상태가 악화되는 것을 방지 및 예방할 수 있다.
또한, 피에이치센서(110)는 온도센서(도시하지 않음)가 결합되고, 상기 온도센서는 상처부위의 온도를 측정하여 염증상태를 판단할 수 있다.
보다 상세하게는, 피에이치센서(110)에는 온도센서가 결합되고, 상기 온도센서는 상처부위 또는 삼출물의 온도를 측정할 수 있다. 일반적으로 상처 부위의 온도는 염증상태에 따라 변화되는데 상기 온도센서를 통해 상처부위 및 삼출물의 온도를 측정하여 염증상태를 파악할 수 있고, 상처부위의 상태가 악화되는 것을 방지 및 예방할 수 있다.
또한, 거즈부(130)는 삼출물이 흡수되도록 평직의 면직물로 구성되거나, 다공의 폴리우레탄 성분으로 구성될 수 있다.
보다 상세하게는, 상기 거즈부(130)는 삼출물이 용이하게 흡수되고, 습윤환경을 유지하여 상처치유환경조성을 돕도록 평직의 면직물로 구성되거나, 다공의 폴리우레탄 성분으로 구성될 수 있다.
또한, 피에이치센서(110)에 전원을 공급하도록 상기 피에이치센서(110)와 전기적으로 연결된 전원부(도시하지 않음)가 구비될 수 있다.
보다 상세하게는, 상기 전원부는 상기 피에이치센서(110)와 결합되어 전원을 공급하도록 상기 피에이치센서(110)의 일측에 구비될 수 있고, 상기 피에이치센서(110)가 전원부가 구비된 외부와 전기적으로 연결되어 전원을 공급받을 수 있다.
따라서, 상기 피에이치센서(110)는 전원부를 통해 전원공급받음으로써, 상처부위 및 삼출물의 산성도를 실시간으로 측정할 수 있다.
또한, 액체 유도 패드(120)를 구비한 드레싱은 무선통신장비를 통해 실시간으로 상처부위를 모니터링하도록 실시간 모니터링 드레싱이 구비될 수 있다.
보다 상세하게는, 상기 실시간 모니터링 드레싱은 무선통신장비가 구비된 드레싱이 실시간으로 측정된 pH를 통해 상처부위의 상태를 파악하고 이를 무선통신장비로 송신 및 수신하여 실시간으로 상처부위를 모니터링할 수 있다.
도 17은 본 발명의 일실시예에 따른 액체 유도 패드가 구비된 창상 감염 모니터링용 스마트 드레싱의 액체 유도 패드의 사시도 및 A의 부분확대도이다.
도 13 및 도 17을 참조하면, 상기 유체채널(321)은 일자홈형상으로 형성되고, 상기 일자홈의 측면에는 보조홈(322)이 형성되며, 상기 보조홈(322)은 상처부위에서 불특정하게 발생되는 삼출물을 균일하게 상기 피에이치센서(310)로 공급하도록 상기 일자홈의 측면에 다수 형성될 수 있다.
보다 상세하게는, 상기 액체 유도 패드(320)에는 유체채널(321)이 균일하게 형성되고, 상기 유체채널(321)의 일자홈의 측면에는 보조홈(322)이 추가로 형성되어 상처부위의 삼출물을 균일하게 안내할 수 있다.
즉, 상기 유체채널(321)의 일자홈의 측면에 형성된 보조홈(322)은 삼출물과 접촉될 수 있는 단면적을 증가시킴으로써, 상기 피에이치센서(310)로 삼출물을 균일하게 안내할 수 있다.
전술한 본 발명의 설명은 예시를 위한 것이며, 본 발명이 속하는 기술분야의 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고서 다른 구체적인 형태로 쉽게 변형이 가능하다는 것을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 이상에서 기술한 실시예들은 모든 면에서 예시적인 것이며 한정적이 아닌 것으로 이해해야만 한다. 예를 들어, 단일형으로 설명되어 있는 각 구성 요소는 분산되어 실시될 수도 있으며, 마찬가지로 분산된 것으로 설명되어 있는 구성 요소들도 결합된 형태로 실시될 수 있다.
본 발명의 범위는 후술하는 특허청구범위에 의하여 나타내어지며, 특허청구범위의 의미 및 범위 그리고 그 균등 개념으로부터 도출되는 모든 변경 또는 변형된 형태가 본 발명의 범위에 포함되는 것으로 해석되어야 한다.
<부호의 설명>
10 : 센서부
20 : 인터페이스 칩 (Interface IC)
21 : 아날로그-시간 변환기(ATC, Analog sensor signal to Time Converter)
22 : 듀얼-슬로프 적분기(Dual Slope Integrator)
23 : 비교기 (Comparator)
24 : 충전 스위치부
25 : 방전 스위치부
26 : 시간-디지털 변환기(TDC, Time to Digital Converter)
30 : 교류 전원
40 : 저손실 타입 리니어 레귤레이터(LDO, Low Dropout)
50 : 마이크로 컨트롤러 (MCU, Micro Control Unit)
60 : 무선통신 유닛
70 : 디지털 클록 생성기 (Digital Clock Generator)
100, 200: 액체 유도 패드가 구비된 창상 감염 모니터링용 스마트 드레싱
110, 210: 피에이치센서
120, 220: 액체 유도 패드
121, 221: 유체채널
123: 관통홀
124: 돌기부
130: 거즈부
131: 수납홈
140: 고정부
150: 배출부재
222: 보조홈

Claims (12)

  1. 환자의 감염부위에 밀착하여 신체 신호를 감지하는 센서부;
    상기 센서부에서 감지한 신체 신호값을 전달받아 순차적으로 처리하고, 처리된 신호를 마이크로 컨트롤러로 전달하는 인터페이스 칩;
    상기 인터페이스 칩에 필요한 전원을 공급하는 교류 전원;
    상기 인터페이스 칩에서 요구되는 전원 값에 대응하여 낮은 전위차에서 동작하여 전원을 공급하는 저손실 타입 리니어 레귤레이터(Low Dropout); 및
    상기 마이크로 컨트롤러에 전달된 신호를 외부기기로 전달하고, 외부로부터 무선으로 전원을 공급받아 상기 저손실 타입 리니어 레귤레이터에 무선으로 전원을 공급하는 무선통신 유닛; 을 포함하는 것을 특징으로 하는 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로.
  2. 제1항에 있어서, 상기 센서부는,
    상기 신체 신호를 전압, 저항 및 캐패시터 타입 중 어느 하나의 센서로 감지하도록 이루어지는 것을 특징으로 하는 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로.
  3. 제1항에 있어서, 상기 인터페이스 칩은,
    상기 센서부에서 감지된 아날로그 신호를 전달받아 시간값으로 변환하는 아날로그-시간 변환기(ATC, Analog sensor signal to Time Converter) 및 상기 아날로그 신호 시간 변환기에서 변환된 시간값을 전달받아 디지털 값으로 변환하는 시간-디지털 변환기(TDC, Time to Digital Converter)를 포함하는 것을 특징으로 하는 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로.
  4. 제3항에 있어서, 상기 아날로그-시간 변환기는,
    상기 센서부에서 감지된 다양한 신호에 대응하는 전압을 연산하여 출력 전압을 도출하는 듀얼-슬로프 적분기(Dual-Slope Integrator) 및 상기 듀얼-슬로프 적분기에서 도출된 출력 전압을 시간값으로 변환시키는 비교기(Comparator)를 포함하는 것을 특징으로 하는 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로.
  5. 제3항에 있어서, 상기 시간-디지털 변환기는,
    상기 아날로그-시간 변환기에서 변환된 서로 다른 시간값을 복수의 카운터에서 전달받은 후, 상기 복수의 카운터의 출력값을 합산하도록 이루어지는 것을 특징으로 하는 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로.
  6. 제3항에 있어서,
    상기 센서부에서 감지된 신체 신호는 전압, 저항 및 캐패시터 타입 중 어느 하나의 센서로 감지하도록 이루어지며,
    상기 전압, 저항 및 캐패시터 타입의 센서로 감지된 값을 상기 아날로그-시간 변환기에 의하여 시간값으로 변환하고, 상기 아날로그 신호 시간 변환기에서 변환된 시간값을 상기 시간-디지털 변환기에 의하여 디지털 값으로 변환하는 과정은 시분할 다중화 방식을 이용하여 하나의 회로로 순차적으로 처리하도록 이루어지는 것을 특징으로 하는 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로.
  7. 제6항에 있어서, 상기 아날로그-시간 변환기는,
    상기 전압, 저항 및 캐패시터 타입의 센서로 감지된 값을 하나의 회로로 순차적으로 처리함에 있어, 서로 다른 크기의 전압값을 하나의 공급 회로에서 처리하기 위한 충전(charging) 스위치부 및 방전(discharging) 스위치부를 포함하는 것을 특징으로 하는 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로.
  8. 제7항에 있어서, 상기 충전 스위치부는,
    상기 전압 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 전압 충전 스위치부(TVC), 상기 저항 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 저항 충전 스위치부(TRC), 상기 캐패시터 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 캐패시터 충전 스위치부(TCC)를 포함하는 것을 특징으로 하는 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로.
  9. 제7항에 있어서, 상기 방전 스위치부는,
    상기 전압 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 전압 방전 스위치부(TVD), 상기 저항 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 저항 방전 스위치부(TRD), 상기 캐패시터 타입의 센서로 감지된 값을 시간값으로 변환 처리하도록 회로를 구성하기 위한 캐패시터 방전 스위치부(TCD)를 포함하는 것을 특징으로 하는 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로.
  10. 제5항에 있어서,
    상기 시간-디지털 변환기로부터 합산되어 출력되는 카운터 출력값을 전달받아 출력값이 중복되지 않도록 순차적으로 처리하여 디지털 클록을 생성하는 디지털 클록 생성기를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로.
  11. 제1항 내지 제10항 중 어느 한 항의 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로를 적용한 창상 감염 모니터링용 스마트 드레싱.
  12. 제1항 내지 제10항 중 어느 한 항의 헬스 모니터링용 센서 인터페이스 회로를 적용한 웨어러블 헬스 모니터링 시스템.
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