WO2021210724A1 - 비침습적 당화혈색소 측정 시스템 및 방법 - Google Patents
비침습적 당화혈색소 측정 시스템 및 방법 Download PDFInfo
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Definitions
- the present invention relates to a non-invasive glycated hemoglobin measurement system and method, and more particularly, it is accurate and easy by using two ratio equations for the ratio of properties according to two wavelengths among a plurality of different wavelengths passing through the blood.
- glycated hemoglobin HbA1c
- HbA1c glycated hemoglobin
- Diabetes mellitus is a metabolic disease characterized by high blood sugar caused by the secretion or dysfunction of insulin required for blood sugar control in the body. Chronic high blood sugar due to diabetes causes damage and dysfunction of each organ in the body. In particular, microvascular complications appearing in the retina, kidney, and nerves, and macrovascular complications such as arteriosclerosis, cardiovascular and cerebrovascular diseases, resulting in mortality to increase
- HbA1C glycated hemoglobin
- the glycated hemoglobin (HbA1c) test is a test to see how much hemoglobin in red blood cells, which plays a role in transporting oxygen in the blood, is glycated. reflects the Glucose is naturally present even in normal people, so hemoglobin is glycated to some extent in our blood. The normal value varies depending on the test method, but usually up to 5.6% is normal.
- the treatment direction is decided after seeing this result that reveals the level of blood sugar management in the past.
- a capillary blood sample is obtained by collecting blood from a vein in the arm of a subject to be measured or by pricking the tip of a finger with a small, pointed needle, and the concentration of HbA1c is obtained using the obtained blood. was measured.
- Such an invasive HbA1c measurement method has a problem in that it increases the burden of blood collection for measurement subjects, and provides inaccurate values when the lifespan of red blood cells is short, pregnancy, or kidney disease.
- An object of the present invention is to provide a non-invasive measurement system and method for glycated hemoglobin (HbA1c) capable of non-invasively measuring the concentration of glycated hemoglobin (HbA1c).
- the non-invasive method for measuring glycated hemoglobin uses first to third lights having different wavelength values through first to third LED modules located on one side of a subject's body. ) irradiating toward the subject to be measured; detecting first to third derived lights derived from the first to third lights through the measurement target through a light detection unit positioned corresponding to the first to third LED modules; generating first and second ratio equations for each of first and second derivative light sets composed of two of the first to third derivative lights; and calculating the concentrations of glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood oxygen saturation (SpO2) of the subject by synthesizing the first and second ratio equations.
- HbA1c glycated hemoglobin
- SpO2 arterial blood oxygen saturation
- the light detection unit may be located at an opposite point or on the same side with respect to the positions of the first to third LED modules.
- One side of the body of the subject to be measured may include a portion capable of detecting capillaries existing under the skin according to the thickness of the skin.
- the generating may include generating the first and second ratio equations using a photon-diffusion theory or a Beer Lambert law.
- the generating step generates a property equation for each wavelength of the first to third derivative lights according to the photon diffusion theory and uses the property equation for each derivative light of the first and second derivative sets. to generate the first and second ratio equations.
- the generating may include generating an equation for transmittance or reflectivity including total absorption coefficient and scattering coefficient for each wavelength of the first to third derivative lights as the attribute equation.
- the generating may include applying the total absorption coefficient and the scattering coefficient to spherical geometry to express the transmittance or reflectivity of each of the first to third derivative lights as an equation; generating a ratio to the transmittance or reflectivity for each derivative light of the first derivative light set using the first ratio equation; and generating a ratio of the transmittance or reflectivity for each derivative light of the second derivative light set using the second ratio equation.
- the calculating may include generating first and second conversion equations by applying the glycated hemoglobin (HbA1c) and the arterial blood oxygen saturation (SpO2) as unknowns to each of the first and second ratio equations; applying coefficient values obtained in correspondence to first to third wavelength ranges to each of the first and second conversion equations; and converting the concentrations of the glycated hemoglobin (HbA1c) and the arterial blood oxygen saturation (SpO2) into functional formulas related to the first and second ratio equations, respectively, by combining the first and second conversion equations. have.
- the generating may include applying the property ratios of each of the first and second derived light sets and the first to third derived lights measured by the light detection unit to the Beer-Lambert's law to apply the first and second derivative light sets. generating first and second ratio equations.
- the generating may include generating by applying the first ratio equation representing the ratio to the absorbance for each derived light of the first derived light set to the Beer-Lambert law; and generating by applying the second ratio equation representing the ratio to the absorbance for each derived light of the second derived light set to the Beer-Lambert law.
- the calculating includes applying the first to third derivative lights measured by the photodetector to the first and second ratio equations to determine the concentration of glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood oxygen saturation (SpO2) of the subject to be measured. It may include the step of calculating
- the calculating may include generating first and second conversion equations by applying the glycated hemoglobin (HbA1c) and the arterial blood oxygen saturation (SpO2) as unknowns to each of the first and second ratio equations; applying a molar extinction coefficient when first to third wavelengths are applied to each of the first and second conversion equations; and converting the concentrations of the glycated hemoglobin (HbA1c) and the arterial blood oxygen saturation (SpO2) into functional formulas related to the first and second ratio equations, respectively, by combining the first and second conversion equations. have.
- first to third lights with different wavelength values are respectively irradiated toward the measurement target.
- third LED modules a light detection unit positioned to correspond to the first to third LED modules and detecting first to third derived lights derived from the first to third lights via the measurement target; and generating first and second ratio equations for each of the first and second derivative light sets composed of two derivative lights among the first to third derivative lights, and calculating the first and second ratio equations.
- a calculating unit that calculates the concentrations of the glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood oxygen saturation (SpO2) of the subject to be measured in concert.
- the light detection unit may be located at an opposite point or on the same side with respect to the positions of the first to third LED modules.
- One side of the body of the subject to be measured may include a portion capable of detecting capillaries existing under the skin according to the thickness of the skin.
- the calculator may generate the first and second ratio equations using a photon-diffusion theory or a Beer Lambert law.
- the calculation unit calculates the concentration of the glycated hemoglobin using the transmittance when the photodetector is positioned at the opposite point, and uses the reflectance when the photodetector is positioned on the same side.
- the concentration of the glycated hemoglobin can be calculated.
- the calculation unit may calculate the concentration of the glycated hemoglobin using the absorbance rate when the photodetector is positioned at the opposite point while using the Beer-Lambert's law.
- the disclosed technology may have the following effects. However, this does not mean that a specific embodiment should include all of the following effects or only the following effects, so the scope of the disclosed technology should not be construed as being limited thereby.
- the concentration of glycated hemoglobin is non-invasively measured using the rate of change of intensity of LED light having three different wavelengths, but according to the photon diffusion theory, the rate of change in intensity of light to which the transmittance of LED light is applied, or LED
- the concentration of glycated hemoglobin (HbA1C) and arterial blood oxygen saturation (SpO2) can be measured accurately and simply through the rate of change of light intensity to which the light reflectance is applied.
- the concentration of glycated hemoglobin can be measured non-invasively using LED light having three different wavelengths and the rate of change of light intensity, and according to the Beer-Lambert Law, The concentration of glycated hemoglobin (HbA1C) and arterial blood oxidative saturation (SpO2) can be measured accurately and simply through the calculated absorbance of LED light.
- FIG. 1 is a configuration diagram for explaining a non-invasive glycated hemoglobin measurement system according to the present invention.
- FIG. 2 is an exemplary view for explaining transmitted light and reflected light generated when an LED is irradiated to a body formed in a hemispherical shape such as a finger.
- FIG. 3 is a flowchart illustrating a method for measuring glycated hemoglobin according to an embodiment of the present invention.
- FIGS. 4 and 5 are exemplary views illustrating a state in which the non-invasive glycated hemoglobin measurement system according to the present invention is installed on a finger.
- 6 and 7 are flowcharts for explaining step S330 shown in FIG. 3 .
- 8A is a graph illustrating a PPG signal obtained by measuring photoblood flow in a part of a subject's body.
- 8B is a view for explaining the transmission distance (d) of the LED light when blood enters the capillary.
- 8C is a view for explaining a transmission distance (d) of LED light when blood passes through capillaries.
- first and second are for distinguishing one component from another, and the scope of rights should not be limited by these terms.
- a first component may be termed a second component, and similarly, a second component may also be termed a first component.
- Identifiers eg, a, b, c, etc.
- the identification code does not describe the order of each step, and each step clearly indicates a specific order in context. Unless otherwise specified, it may occur in a different order from the specified order. That is, each step may occur in the same order as specified, may be performed substantially simultaneously, or may be performed in the reverse order.
- the present invention can be embodied as computer-readable codes on a computer-readable recording medium, and the computer-readable recording medium includes all types of recording devices in which data readable by a computer system is stored.
- Examples of the computer-readable recording medium include ROM, RAM, CD-ROM, magnetic tape, floppy disk, optical data storage device, and the like.
- the computer-readable recording medium may be distributed in a network-connected computer system, and the computer-readable code may be stored and executed in a distributed manner.
- FIG. 1 is a configuration diagram for explaining a non-invasive glycated hemoglobin measurement system according to the present invention.
- the non-invasive glycated hemoglobin measurement system 100 may include a plurality of LED modules 110 , a light detection unit 120 , a calculation unit 130 , and a control unit 140 .
- the plurality of LED modules 110 and the light detection unit 120 may be located on one side of a body part of the subject.
- the photodetector 120 may detect transmitted light or reflected light irradiated from the plurality of LED modules 110 .
- the plurality of LED modules 110 may be composed of at least three LEDs, and according to an embodiment of the present invention, a first LED module 111 having a first wavelength value, a second LED module having a second wavelength value It may include an LED module 112 and a third LED 113 having a third wavelength value.
- the first to third wavelength values may correspond to different values. That is, the plurality of LED modules 110 may respectively irradiate the first to third lights having different wavelength values toward the subject to be measured while positioned on one side of the subject's body.
- the photodetector 120 may measure the intensity of light transmitted through blood in the human body or reflected by the human body from the first LED module 111 to the third LED module 113 .
- the light detection unit 120 is installed at a point opposite to the plurality of LED modules 110 to measure the intensity of transmitted light, or located on the same side as the plurality of LED modules 110 to measure the intensity of reflected light. have.
- the light detection unit 120 may be respectively located at a point opposite to the position of the plurality of LED modules 110 or on the same side, and a body part installed instead of simultaneously detecting transmitted light and reflected light. And it can be selectively detected according to the positional relationship with the plurality of LED modules (110). That is, the light detection unit 120 is first to third derived lights derived from the first to third lights via the subject to be measured in a state corresponding to the first to third LED modules 110 . ) can be detected.
- one side of the subject's body where the plurality of LED modules 110 and the light detection unit 120 are located may include a portion capable of detecting capillaries existing under the skin according to the thickness of the skin.
- one side of the body to be measured may include a finger, wrist, wrist, forehead, cheek (cheek), ear, etc., and is not necessarily limited thereto, and may include various body parts according to installation conditions. am.
- the operation unit 130 generates first and second ratio equations for each of the first and second derivative light sets including two derivative lights among the first to third derivative lights, and the first and second ratios By combining the equations, the concentration of glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood oxygen saturation (SpO2) of the subject to be measured can be calculated.
- HbA1c glycated hemoglobin
- SpO2 arterial blood oxygen saturation
- the control unit 140 controls the overall operation of the non-invasive glycated hemoglobin measurement system 100 , and manages the control flow or data flow between the plurality of LED modules 110 , the light detection unit 120 , and the operation unit 130 . have.
- FIG. 2 is an exemplary view for explaining transmitted light and reflected light generated when an LED is irradiated to a body formed in a hemispherical shape such as a finger.
- the photodetector 120 when measuring glycated hemoglobin using the transmittance (or absorbance) of LED light, the photodetector 120 may be installed at a point opposite to the plurality of LED modules 110 , and reflectance of the LED light When measuring the glycated hemoglobin using , the photodetector 120 may be installed to be positioned on the same side as the plurality of LED modules 110 .
- the operation unit 130 more accurately considers the transmittance and reflectance generated when light is irradiated to the dermis from the plurality of LED modules 110 according to the photon-diffusion theory. (HbA1C) and arterial oxygen saturation (SpO2) concentrations can be measured. More specifically, the calculation unit 130 calculates the concentration of glycated hemoglobin using the transmittance when the photodetector 120 is positioned at the opposing point, and uses the reflectance when the photodetector 120 is positioned on the same side. concentration can be calculated.
- the operation unit 130 accurately calculates HbA1C in consideration of the absorbance generated when light is irradiated to the dermis from the plurality of LED modules 110 according to the Beer Lambert Law. and arterial blood oxygen saturation (SpO2) concentration can be measured. More specifically, the calculator 130 may calculate the concentration of the glycated hemoglobin by using the absorbance when the photodetector 120 is positioned at the opposing point.
- the plurality of LED modules 110 and the photodetector 120 may be installed in a body part capable of detecting capillaries existing under the skin according to the thickness of the skin, for example, , it is installed on any one of the finger, wrist, wrist, forehead, cheek (cheek), and ear of the measurement target, and it is assumed that the surface of the finger, wrist, and wrist is formed in a spherical shape. Accordingly, the non-invasive glycated hemoglobin measurement system 100 according to an embodiment of the present invention may obtain an equation for transmittance or reflectivity using spherical geometry.
- the calculating unit 130 calculates the distance from the plurality of LED modules 110 to the light detection unit 120 according to the spherical geometry, paying attention to the fact that the body part to be measured is formed in a spherical shape rather than a plane value.
- the flux density for (d, r) can be obtained.
- the calculator 130 may calculate transmittance or reflectivity by using the obtained flux density of LED light.
- the calculator 130 may obtain ratio equations for transmittance or reflectivity according to two wavelengths among a plurality of different wavelengths, respectively. That is, the calculator 130 may generate first and second ratio equations for each of the first and second derivative light sets including two derivative lights among the first to third derivative lights.
- the calculating unit 130 is a first ratio equation (R1) representing a ratio of the transmittance (or absorbance) corresponding to the second LED module 112 and the transmittance (or absorbance) corresponding to the third LED module 113 . ) and obtain a second ratio equation (R2) representing the ratio of the transmittance (or absorbance) corresponding to the first LED module 111 and the transmittance (or absorbance) corresponding to the third LED module 113 ) can do.
- R1 representing a ratio of the transmittance (or absorbance) corresponding to the second LED module 112 and the transmittance (or absorbance) corresponding to the third LED module 113 .
- the calculating unit 130 obtains a first ratio equation representing a ratio between the reflectivity corresponding to the second LED module 112 and the reflectivity corresponding to the third LED module 113 , and the first LED module 111 . It is possible to obtain a second ratio equation representing the ratio of the reflectivity corresponding to the reflectivity and the reflectivity corresponding to the third LED module 113 .
- the calculator 130 applies the intensity of the light irradiated from the first LED to the third LED modules 110 and the intensity of the light measured by the photodetector 120 to the first ratio equation and the second ratio equation, respectively.
- concentration of glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood oxygen saturation (SpO2) of the subject can be calculated.
- Light installed on a part of the subject's body and irradiated may be transmitted not only through the blood but also through the skin tissue of the body.
- the dermis is a homogeneous mixture containing arterial blood, venous blood, water and other contents, and causes absorption of light in blood and water and scattering in other contents.
- the non-invasive glycated hemoglobin measurement system 100 can measure glycated hemoglobin using the transmittance or reflectance of LED light according to the photon-diffusion theory.
- the non-invasive glycated hemoglobin measurement system 100 can measure the glycated hemoglobin using the absorbance of LED light according to the Beer Lambert Law.
- FIG. 3 is a flowchart illustrating a method for measuring glycated hemoglobin according to an embodiment of the present invention.
- 4 and 5 are exemplary views illustrating a state in which the non-invasive glycated hemoglobin measurement system according to the present invention is installed on a finger.
- a plurality of LED modules 110 and a photodetector 120 may be installed on one side of a subject's body to face each other or to be installed on the same side.
- one side of the body of the subject to be measured may correspond to a portion capable of sensing capillaries existing under the skin according to the thickness of the skin.
- one side of the body to be measured may include a finger, a wrist, a wrist, a forehead, a cheek (cheek), an ear, and the like.
- the plurality of LED modules 110 are a first LED module 111 that emits green light, a second LED module 112 that emits red light, and a third LED module that emits infrared (IR) light.
- the LED module 113 is included, and wavelength values of the first LED module 111 to the third LED module 113 may be different from each other. That is, the first LED module 111 has a first wavelength value ( ), the second LED module 112 has a second wavelength value ( ), and the third LED module 113 has a third wavelength value ( ) can have
- the first LED module 111, the second LED module 112, and the third LED module 113 are located on one side of the subject's body, and the photodetector 120 is located at an opposing point or on the same side.
- the first LED module 111, the second LED module 112 and the third LED module 113 by the applied power irradiate the emitted light, that is, the first to third lights, respectively, toward the measurement target. It can be done (step S310). As a result, the first to third lights may be irradiated toward the photodetector 120 .
- the light detection unit 120 may detect the first to third derivative lights derived via the measurement target (step S320). That is, the light detection unit 120 may measure the intensity of light transmitted or reflected from the first LED module 111 , the second LED module 112 , and the third LED module 113 . At this time, since the wavelength values irradiated from the first LED module 111, the second LED module 112, and the third LED module 113 are different, the intensity of the light measured by the light detection unit 120 is applied to the LED module. Correspondingly, each may be measured differently.
- the operation unit 130 may obtain a value of the light intensity measured from the light detection unit 120 .
- the calculator 130 may obtain the intensity value of the light irradiated from each of the first to third LED modules 110 .
- the first to third lights irradiated toward the measurement target (eg, finger) in step S310 may pass through a specific point of the finger or may be reflected at a specific point and proceed, as a result of the first LED module ( 111), the intensity of the derived light after the LED light of the second LED module 112 and the third LED module 113 is transmitted (or absorbed) or reflected by the finger may be detected from the light detection unit 120 .
- the calculator 130 may obtain the light intensity of each of the first LED module 111 , the second LED module 112 , and the third LED module 113 .
- the calculator 130 may obtain two ratio equations (step S330).
- the calculating unit 130 has a ratio for each transmittance (or absorbance) and the first LED module
- an equation for a ratio for each transmittance (or absorbance) may be obtained.
- the calculating unit 130 determines the ratio of each reflectivity and the first LED module 111 and the second light.
- an equation for a ratio for each reflectivity may be obtained.
- step S330 according to embodiments of the present invention will be described in more detail with reference to FIGS. 6 and 7 .
- 6 and 7 are flowcharts for explaining step S330 shown in FIG. 3 .
- the calculation unit 130 may express the transmittance of each of the first LED module 111 , the second LED module 112 and the third LED module 113 when irradiated with an equation. Yes (step S331).
- Equation 1 the total absorption coefficient ( ) and the total reduced scattering coefficient ( ) can be expressed by Equations 1 and 2 below.
- the arterial blood volume is the volume of venous blood
- the volume of water is the arterial blood absorption coefficient
- the venous blood absorption coefficient is the water absorption coefficient
- the reference tissue absorption coefficient is the arterial blood volume
- blood is a homogeneous mixture and contains different types of hemoglobin, oxy-hemoglobin (HbO), deoxy-hemoglobin (HHb), and glycated hemoglobin (HbA1c).
- HbO oxy-hemoglobin
- HHb deoxy-hemoglobin
- HbA1c glycated hemoglobin
- Equation 1 venous blood absorption coefficient ( )
- reference tissue absorption coefficient ( ) can be expressed as in Equations 3 to 5, respectively.
- the arterial oxygen saturation is the oxyhemoglobin absorption coefficient
- the deoxyhemoglobin absorption coefficient represents the glycated hemoglobin absorption coefficient
- Equations 3 and 4 may be derived from Equation 6 below.
- arterial oxygen saturation is included.
- venous oxygen saturation is included.
- molar concentration of deoxyhemoglobin is the molar concentration of oxyhemoglobin, represents the molar concentration of glycated hemoglobin.
- the calculator 130 may obtain an equation for the transmittance by using the spherical geometry.
- Equation 7 a photon diffusion equation based on spherical geometry
- Is The photon density with the magnitude of a scalar in is the source function, is the attenuation coefficient, and D is the diffusion coefficient.
- D is the diffusion coefficient.
- Equation 7 ( ) and the diffusion coefficient (D) are the total absorption coefficient ( ) and the total reduced scattering coefficient ( ) can be simplified by
- Equation 7 ( assuming that the following Equation 9, the photon density ( ) can be converted to the following Equation (10).
- the light emission power emitted by the power source denotes a three-dimensional volumetric value of a two-dimensional Dirac delta function for a point source (power).
- Equation 11 the boundary conditions
- Equation 12 when the boundary condition according to Equation 11 is satisfied, A and B may be converted into Equation 12 below.
- the photon density applied to spherical geometry ( ) can be expressed by the following Equation 13.
- Equation 14 if spherical geometry is applied to the non-invasive glycated hemoglobin measurement system 100 according to the first embodiment of the present invention, it can be expressed by Equation 14 below.
- the operation unit 130 may obtain the flux density for the distance value d from the LED module 110 to the light detection unit 120 through Equation 14 below.
- the calculating unit 130 calculates the intensity of the transmitted light ( ) can be inferred as in Equation 15 below.
- the transmitted light for each wavelength from the photodetector 120 may be expressed by Equation 16 below.
- the intensity of transmitted light denotes a difference value between light intensity at a peak value and a valley value of the PPG signal.
- 8A is a graph illustrating a PPG signal obtained by measuring photoblood flow in a body part of a subject to be measured.
- FIG. 8B is a diagram for explaining the transmission distance (d) of LED light when blood enters the capillary
- FIG. 8C is a diagram for explaining the transmission distance (d) of LED light when blood passes through the capillary. am.
- the magnitude of the pulse value changes according to the blood flow in the blood vessel, and the pulse magnitude becomes the maximum at the peak point (A) when the blood enters the capillary to the maximum.
- the capillaries expand and the transmission distance d of the LED light increases.
- step S331 when step S331 is completed, the calculating unit 130 transmits the light of the second LED module 112 and the third LED module 113.
- the first ratio equation (R1) representing a ratio for each transmittance can be obtained (step S332).
- the calculator 130 calculates the second wavelength ( ) and the third wavelength ( ) to obtain a first ratio equation (R1) as in Equation 17 below.
- the second wavelength ( ) when irradiated with a second LED having a transmittance is the third wavelength ( ) shows the transmittance when irradiated with the third LED having a.
- the calculator 130 may obtain a second ratio equation (R2) representing a ratio for each transmittance when the light of the first LED module 111 and the third LED module 113 is transmitted (step S333).
- the calculator 130 calculates the first wavelength ( ) and the third wavelength ( ) to obtain a second ratio equation (R2) as in Equation 18 below.
- the first wavelength ( ) when irradiated with the first LED having a transmittance is the third wavelength ( ) shows the transmittance when irradiated with the third LED having a.
- step S330 the operation unit 130 applies the intensity of transmitted light of the first to third LED modules measured by the light detection unit 120 to the first ratio equation (R1) and the second ratio equation (R2), Concentrations of glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood oxygen saturation (SpO2) of the subject to be measured may be calculated (step S340).
- the first ratio equation (R1) and the second ratio equation (R2) obtained in the equations (17) and (18) are both the numerator and the denominator. can be expressed as However, only the wavelength range may be different.
- Equation 19 the first ratio equation (R1) and the second ratio equation (R2) may be simplified as in Equations 19 and 20 below.
- the first wavelength ( ) value is 525 nm
- the second wavelength ( ) value is 660 nm
- the third wavelength ( ) value is assumed to be 950 nm.
- the first wavelength ( ) and the third wavelength ( ) applied to the second ratio equation (R2) using inside can be obtained as shown in Table 2 below.
- the calculating unit 130 applies the first ratio equation (R1) and the second ratio equation (R2) to the function (f) of Equation 21 below to obtain the glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood oxygen saturation (SpO2) concentration can be calculated.
- h and s represent concentration values of glycated hemoglobin (HbA1c) and oxygen saturation (SpO2) to be measured in blood, respectively.
- the light intensity of the three LEDs measured by the light detection unit 120 installed on the body of the measurement target is obtained, and the ratio (R1, R2) of the obtained intensity values of each light is obtained.
- the concentration of glycated hemoglobin (HbA1c) and the concentration of arterial blood oxygen saturation (SpO2) can be calculated.
- the calculated concentration of glycated hemoglobin (HbA1c) may be used to estimate the blood glucose level.
- the calculating unit 130 may express each reflectance when irradiating the lights of the first LED module 111 , the second LED module 112 , and the third LED module 113 by an equation. Yes (step S331).
- the calculator 130 calculates the total absorption coefficient ( ) and the total reduced scattering coefficient ( ) can be calculated.
- the calculator 130 may obtain the flux density with respect to the distance value r from the plurality of LED modules 110 to the photodetector 120 using Equations 7 to 13 .
- theorem of the photon-diffusion theory and spherical geometry is a known technique that can be easily implemented by those skilled in the art, and is equally applied to the first and second embodiments of the present invention. In the embodiment, redundant description of Equations 7 to 13 will be omitted.
- Equation 14 the intensity of the reflected light ( ) can be inferred as in Equation 22 below.
- r denotes a distance value between the plurality of LED modules 110 and the photodetector 120 as shown in FIG. 2 .
- the reflected light for each wavelength detected by the photodetector 120 may be expressed by the following Equation 23.
- the intensity of the diffused light denotes a difference value between light intensity at a peak value and a valley value of the PPG signal.
- the difference between the peak value and the valley value of the PPG signal may be explained by referring to FIGS. 8A to 8C as in the first embodiment.
- step S331 the operation unit 130 obtains a first ratio equation (R1) representing a ratio for each reflectivity when the light of the second LED module 112 and the third LED module 113 is transmitted. can be (step S332).
- the calculator 130 calculates the second wavelength ( ) and the third wavelength ( ) to obtain a first ratio equation (R1) as in Equation 24 below.
- the second wavelength ( ) when irradiated with a second LED having a reflectance is the third wavelength ( ) shows the reflectance when irradiated with a third LED having
- the calculator 130 may obtain a second ratio equation (R2) representing a ratio for each reflectivity when the light of the first LED module 111 and the third LED module 113 is irradiated (step S333).
- the calculating unit 130 calculates the first wavelength ( ) and the third wavelength ( ) to obtain a second ratio equation (R2) as in Equation 25 below.
- the first wavelength ( ) when irradiated with the first LED having a reflectance is the third wavelength ( ) shows the reflectance when irradiated with a third LED having
- step S330 the operation unit 130 applies the intensity of the reflected light of the first to third LEDs measured by the light detection unit 120 to the first ratio equation (R1) and the second ratio equation (R2) to measure,
- the concentration of the subject's glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood oxygen saturation (SpO2) may be calculated (step S340).
- both the numerator and denominator of the first ratio equation (R1) and the second ratio equation (R2) obtained in the equations (24) and (25) are may be expressed as , but only the wavelength range may be different.
- Equations 26 and 27 may be simplified and expressed as in Equations 26 and 27 below.
- the first wavelength ( ) value is 525 nm
- the second wavelength ( ) value is 660 nm
- the third wavelength ( ) value is assumed to be 950 nm.
- the first wavelength ( ) and the third wavelength ( ) applied to the second ratio equation (R2) using inside can be obtained as shown in Table 4 below.
- the calculator 130 applies the first ratio equation (R1) and the second ratio equation (R2) to the function (f) of Equation 28 to calculate the concentrations of glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood oxygen saturation (SpO2) can be calculated.
- h and s mean the concentration values of glycated hemoglobin (HbA1c) and oxygen saturation (SpO2) to be measured in blood, respectively.
- the first and second embodiments of the present invention when two LEDs having different wavelengths are transmitted, a ratio for each transmittance or reflectivity is generated by an equation, and a ratio to the generated transmittance or reflectivity Three LEDs were applied to calculate concentrations for unknowns, that is, glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood oxygen saturation (SpO2) using the equation, but not limited thereto. In order to increase the accuracy of concentration detection, it is ok to add the number of LEDs and install them.
- HbA1c glycated hemoglobin
- SpO2 arterial blood oxygen saturation
- the glycated hemoglobin measurement method using the glycated hemoglobin measurement system according to the second embodiment of the present invention accurate measurement is possible even when the plurality of LED modules 110 and the photodetector 120 are attached to any point on the body. Therefore, it is possible to accurately measure the concentrations of glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood oxygen saturation (SpO2) without being affected by whether the capillaries are expanded due to changes in ambient temperature.
- HbA1c glycated hemoglobin
- SpO2 arterial blood oxygen saturation
- the concentration of glycated hemoglobin is non-invasively measured using the rate of change of intensity of LED light having three different wavelengths, but according to the photon diffusion theory, the rate of change in intensity of light to which the transmittance of LED light is applied, or LED
- the concentration of glycated hemoglobin (HbA1C) and arterial blood oxygen saturation (SpO2) can be measured accurately and simply through the rate of change of light intensity to which the light reflectance is applied.
- the operation unit 130 uses the Beer-Lambert law to transmit each absorbance when the lights of the first LED module 111 , the second LED module 112 and the third LED module 113 are transmitted. can be expressed as an equation (step S334).
- Equation 29 the Beer-Lambert law
- A is the absorbance
- N is the number of types of hemoglobin
- c is the molar concentration of the object through which light is transmitted
- d is the transmission distance of light
- I 0 is the intensity of incident light
- I is the intensity of light detected after transmission.
- blood is a homogeneous mixture and contains different types of hemoglobin.
- the absorbance for oxy-hemoglobin (HbO), deoxy-hemoglobin (HHb) and glycated hemoglobin (HbA1c) can be calculated.
- the calculation unit 130 can express the absorbance (A) when the LED is transmitted through the homogeneous mixture by the following Equation (30).
- molar extinction coefficient of deoxyhemoglobin is the molar concentration of deoxyhemoglobin
- molar extinction coefficient of oxyhemoglobin is the molar concentration of oxyhemoglobin
- d is the light transmission distance
- the operation unit 130 may be expressed by the following Equation 31 by substituting the changed transmission distance value.
- d 1 represents the light transmission distance when blood enters the capillary
- d 2 represents the light transmission distance when blood exits the capillary
- step S334 the operation unit 130 may obtain a first equation (R1) representing a ratio for each absorbance when the light of the second LED module 112 and the third LED module 113 is transmitted. There is (step S335).
- the calculator 130 calculates the second wavelength ( ) and the third wavelength ( ) to obtain the first equation (R1) expressed in Equation 32 below.
- the second wavelength ( ) when the second LED with The absorbance corresponding to i.e. the difference between the absorbance at d 1 and the absorbance at d 2
- the third wavelength ( ) shows the difference between the absorbance at d 1 and the absorbance at d 2 when the third LED is irradiated.
- the operation unit 130 may obtain a second equation (R2) representing a ratio for each absorbance when the light of the first LED module 111 and the third LED module 113 is transmitted (step R2). S336).
- the calculator 130 calculates the first wavelength ( ) and the third wavelength ( ) to obtain a second equation (R2) as in Equation 33 below.
- the third wavelength ( ) shows the difference between the absorbance at d 1 and the absorbance at d 2 when the third LED is irradiated.
- the calculating unit 130 calculates the obtained percentage of glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood oxidative saturation (SpO2) as previously defined in the first equation (R1) and the second equation (R2). Apply (step S340).
- HbA1c glycated hemoglobin
- SpO2 arterial blood oxidative saturation
- the calculating unit 130 calculates the predefined percentage of glycated hemoglobin (HbA1c) and the percentage of arterial blood oxidative saturation (SpO2) as the molar concentration of oxidized hemoglobin ( ), the molarity of deoxyhemoglobin ( ) and molar concentration of glycated hemoglobin ( ) can be converted to
- the calculating unit 130 calculates the molar concentration of oxidized hemoglobin ( ) and the molarity of deoxyhemoglobin ( ) can be expanded as in Equation 36 below.
- the calculation unit 130 uses the generated Equation 36 to calculate the molar concentration of oxidized hemoglobin ( ) and the molarity of deoxyhemoglobin ( ) can be converted as in Equation 37.
- the operation unit 130 calculates the molar concentration ( ), the molarity of deoxyhemoglobin ( ) and molar concentration of glycated hemoglobin ( ) can be applied to transform as shown in Equation 38 below.
- , represents the molar extinction coefficient of deoxyhemoglobin when the first, second, and third wavelengths are applied, respectively;
- , represents the molar extinction coefficient of hemoglobin oxide when the first wavelength, the second wavelength, and the third wavelength are applied, respectively,
- , denotes the molar extinction coefficient of the glycated hemoglobin when the first, second, and third wavelengths are applied, respectively.
- step S330 the calculator 130 applies the intensity of the incident light and the intensity of the light measured by the photodetector 120 to the first equation (R1) and the second equation (R2), and the glycated hemoglobin ( HbA1c) and arterial blood oxidation saturation (SpO2) concentrations may be calculated (step S340).
- Equation 39 the first equation (R1) and the second equation (R2) can be expressed as Equation 39 below according to the Beer-Lambert law.
- the first wavelength ( ) when irradiated with the first LED having the absorbance is the second wavelength ( ) absorbance when irradiated with a second LED having is the third wavelength ( ) when the third LED is irradiated with absorbance
- d 1 and d 2 represent the transmission distance of light when blood enters and exits, respectively
- I(d 1 ) and I(d 2 ) are d 1 and d, respectively.
- 2 represents the light intensity corresponding to .
- Equation 40 When the first equation (R1) in Equation 39 is expanded, it can be expressed as Equation 40 below.
- I(d 1 ) represents the light intensity of the LED when the transmission distance is d 1
- I( d 2 ) represents the light intensity of the LED when the transmission distance is d 2
- the first equation (R1) is the second wavelength ( )
- the third wavelength ( ) can be expressed as
- Equation 39 the second equation (R2) shown in Equation 39 can be expanded and expressed as Equation 41 below.
- the second equation (R2) is the first wavelength ( ) and the third wavelength ( ) can be expressed as
- the first wavelength ( ) value is 525 nm
- the second wavelength ( ) value is 660 nm
- the third wavelength ( ) value is assumed to be 950 nm.
- Equation 42 Equation 42
- the operation unit 130 combines the first equation (R1) and the second equation (R2) to calculate the concentrations of the glycated hemoglobin (HbA1c) and the arterial blood oxidative saturation (SpO2) in the first expression as shown in Equation 43 below. It can be converted into an expression for the equation (R1) and the second equation (R2).
- Equation 44 When the first equation (R1) and the second equation (R2) are applied to the function (f) of Equation 43, the concentrations of glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood oxidative saturation (SpO2) can be converted to the following Equation 44 have.
- a to l are positive real values.
- the intensity of the light measured by the light detection unit 120 installed on the body of the subject to be measured is obtained, and the ratio (R1, R2) of the obtained intensity values of each light is generated by the equation 44, the concentration of glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood oxidative saturation (SpO2) can be calculated. And, the calculated concentration of glycated hemoglobin (HbA1c) may be used to estimate the blood glucose level.
- the third embodiment of the present invention when two LEDs having different wavelengths are transmitted, a ratio for each absorbance is generated by an equation, and an unknown number, that is, glycated hemoglobin using the ratio equation for the generated absorbance, is used.
- an unknown number that is, glycated hemoglobin using the ratio equation for the generated absorbance.
- three LEDs were applied, but not limited thereto, and the accuracy of detection of concentrations of glycated hemoglobin (HbA1c) and arterial blood saturation (SpO2) in body parts or parts of the body was evaluated.
- the number of LEDs may be added and installed.
- the non-invasive glycated hemoglobin measurement system 100 can measure the concentration of glycated hemoglobin (HbA1C) non-invasively by using LED light having three different wavelengths and a rate of change of light intensity.
- concentration of glycated hemoglobin (HbA1C) and arterial blood oxidative saturation (SpO2) can be measured accurately and simply through the absorbance of LED light calculated using the Beer-Lambert Law.
- control unit 140 control unit
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Abstract
본 발명은 비침습적 당화혈색소 측정 시스템 및 방법에 관한 것으로, 상기 방법은 측정 대상자의 신체 일측에 위치한 제1 내지 제3 LED 모듈들을 통해 서로 다른 파장값을 가지는 제1 내지 제3 광들(lights)을 상기 측정 대상자를 향해 조사하는 단계, 상기 제1 내지 제3 LED 모듈들에 대응되어 위치한 광검지부를 통해 상기 제1 내지 제3 광들로부터 상기 측정 대상자를 경유하여 파생되는 제1 내지 제3 파생광들(derived lights)을 검지하는 단계, 상기 제1 내지 제3 파생광들 중 2개의 파생광들로 구성된 제1 및 제2 파생광 집합들 각각에 대해 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성하는 단계, 및 상기 제1 및 제2 비율 방정식들을 연립하여 상기 측정 대상자의 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 산출하는 단계를 포함한다.
Description
본 발명은 비침습적 당화혈색소 측정 시스템 및 방법에 관한 것으로서, 더욱 상세하게는 혈액 내를 투과하는 서로 다른 복수의 파장 중에서 2개의 파장에 따른 속성들의 비율에 관한 2개의 비율방정식을 이용하여 정확하고 용이하게 비침습적으로 당화혈색소(HbA1c)의 농도를 측정할 수 있는 비침습적 당화혈색소 측정 시스템 및 방법에 관한 것이다.
당뇨병은 신체 내에서 혈당 조절에 필요한 인슐린의 분비나 기능 장애로 인해 발생된 고혈당을 특징으로 하는 대사성 질환이다. 당뇨병으로 인한 만성적 고혈당은 신체 각 기관의 손상과 기능 부전을 초래하게 되는데 특히, 망막, 신장, 신경에 나타나는 미세혈관 합병증과 동맥경화, 심혈관, 뇌혈관질환과 같은 거대 혈관 합병증을 유발하고 이로 인한 사망률을 증가시킨다
그러나, 당뇨병은 혈당조절, 체중 감량 및 투약으로 인해 당뇨병의 악화 또는 합병증 발생률을 저하시킬 수 있다. 따라서, 당뇨병 환자들은 혈당 관리를 위하여 수시로 자가 혈당을 측정하고, 당뇨병 환자의 혈당만큼 중요한 치료지표인 당화혈색소(HbA1C) 검사를 주기적으로 받아야 한다.
당화혈색소(HbA1c) 검사는 혈액 내에서 산소를 운반해 주는 역할을 하는 적혈구 내의 혈색소가 어느 정도로 당화(糖化)되었는지를 보는 검사이며, 적혈구의 평균 수명기간에 따라 최근 2~3개월 정도의 혈당 변화를 반영한다. 정상인에서도 당연히 포도당이 존재하므로 우리의 혈액 내에는 혈색소가 어느 정도 당화되어 있는데, 검사 방법에 따라 정상치의 차이가 있으나 대개 5.6%까지가 정상이다.
당뇨병 환자의 경우 혈액 내 포도당의 농도가 높아지므로 당화된 혈색소, 즉 당화혈색소 수치 역시 올라가게 된다. 따라서 그 동안의 혈당 관리 정도가 고스란히 드러나는 이 결과를 보고 추후 치료 방향을 결정하게 된다.
한편, 종래의 당화혈색소(HbA1c)을 측정하는 방법은 측정 대상자 팔의 정맥에서 채혈하거나 손가락 끝을 작고 뾰족한 침으로 찔러 모세혈 검체를 획득하고, 획득한 혈액을 이용하여 당화혈색소(HbA1c)의 농도를 측정하였다. 이러한 침습적 당화혈색소 측정 방법은 측정 대상자들로 하여금 채혈 부담을 가중시키고, 적혈구 수명이 짧거나 임신, 신장질환이 있는 경우에는 부정확한 수치를 제공하는 문제점이 있었다.
본 발명의 배경이 되는 기술은 대한민국 공개특허공보 제10-2019-0037254호(2019.04.05. 공개)에 개시되어 있다.
[선행기술문헌]
[특허문헌]
한국공개특허 제10-2019-0037254호 (2019.04.05)
본 발명이 이루고자 하는 기술적 과제는, 광자확산이론 또는 비어램버트 법칙을 이용하여 혈액 내를 투과하는 서로 다른 복수의 파장 중에서 2개의 파장에 따른 속성들의 비율에 관한 2개의 비율방정식을 이용하여 정확하고 용이하게 비침습적으로 당화혈색소(HbA1c)의 농도를 측정할 수 있는 비침습적 당화혈색소 측정 시스템 및 방법을 제공하는데 목적이 있다.
이러한 기술적 과제를 이루기 위한 본 발명의 실시예에 따른 비침습적 당화혈색소 측정 방법은 측정 대상자의 신체 일측에 위치한 제1 내지 제3 LED 모듈들을 통해 서로 다른 파장값을 가지는 제1 내지 제3 광들(lights)을 상기 측정 대상자를 향해 조사하는 단계; 상기 제1 내지 제3 LED 모듈들에 대응되어 위치한 광검지부를 통해 상기 제1 내지 제3 광들로부터 상기 측정 대상자를 경유하여 파생되는 제1 내지 제3 파생광들(derived lights)을 검지하는 단계; 상기 제1 내지 제3 파생광들 중 2개의 파생광들로 구성된 제1 및 제2 파생광 집합들 각각에 대해 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성하는 단계; 및 상기 제1 및 제2 비율 방정식들을 연립하여 상기 측정 대상자의 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 산출하는 단계를 포함한다.
상기 광검지부는 상기 제1 내지 제3 LED 모듈들의 위치를 기준으로 대향되는 지점 또는 동일 측면에 위치할 수 있다.
상기 측정 대상자의 신체 일측은 피부의 두께에 따라 해당 피부 아래에 존재하는 모세혈관의 감지가 가능한 부위를 포함할 수 있다.
상기 생성하는 단계는 광자 확산 이론(Photon-Diffusion Theory) 또는 비어램버트 법칙(Beer Lambert Law)을 이용하여 상기 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 생성하는 단계는 상기 광자 확산 이론에 따라 상기 제1 내지 제3 파생광들 각각의 파장에 대한 속성 방정식을 생성하고 상기 제1 및 제2 파생광 집합들의 각 파생광에 관한 상기 속성 방정식을 이용하여 상기 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 생성하는 단계는 상기 제1 내지 제3 파생광들 각각의 파장에 대한 총 흡수계수 및 산란계수가 포함된 투과도 또는 반사도에 대한 방정식을 상기 속성 방정식으로서 생성하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 생성하는 단계는 상기 총 흡수계수 및 산란계수를 구면기하학에 적용하여 상기 제1 내지 제3 파생광들 각각의 투과도 또는 반사도를 수학식으로 표현하는 단계; 상기 제1 파생광 집합의 각 파생광에 대해 상기 투과도 또는 반사도에 대한 비율을 상기 제1 비율 방정식으로 생성하는 단계; 및 상기 제2 파생광 집합의 각 파생광에 대해 상기 투과도 또는 반사도에 대한 비율을 상기 제2 비율 방정식으로 생성하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 산출하는 단계는 상기 제1 및 제2 비율 방정식들 각각에 대해 상기 당화혈색소(HbA1c)와 상기 동맥혈 산소포화도(SpO2)를 미지수로 적용하여 제1 및 제2 변환식들을 생성하는 단계; 상기 제1 및 제2 변환식들 각각에 제1 내지 제3 파장 범위에 대응하여 획득한 계수값을 적용하는 단계; 및 상기 제1 및 제2 변환식들을 연립하여, 상기 당화혈색소(HbA1c)와 상기 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 상기 제1 및 제2 비율 방정식들에 관한 함수식으로 각각 변환하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 생성하는 단계는 상기 제1 및 제2 파생광 집합들 각각의 각 파생광에 관한 속성 비율들과 상기 광검지부에서 측정된 상기 제1 내지 제3 파생광들을 상기 비어램버트 법칙에 적용하여 상기 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 생성하는 단계는 상기 제1 파생광 집합의 각 파생광에 대해 흡광도에 대한 비율을 나타내는 상기 제1 비율 방정식을 상기 비어램버트 법칙에 적용하여 생성하는 단계; 및 상기 제2 파생광 집합의 각 파생광에 대해 흡광도에 대한 비율을 나타내는 상기 제2 비율 방정식을 상기 비어램버트 법칙에 적용하여 생성하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 산출하는 단계는 상기 광검지부에서 측정된 상기 제1 내지 제3 파생광들을 상기 제1 및 제2 비율 방정식들에 적용하여 상기 측정 대상자의 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 연산하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 산출하는 단계는 상기 제1 및 제2 비율 방정식들 각각에 대해 상기 당화혈색소(HbA1c)와 상기 동맥혈 산소포화도(SpO2)를 미지수로 적용하여 제1 및 제2 변환식들을 생성하는 단계; 상기 제1 및 제2 변환식들 각각에 제1 내지 제3 파장 인가시의 몰 흡광계수를 적용하는 단계; 및 상기 제1 및 제2 변환식들을 연립하여, 상기 당화혈색소(HbA1c)와 상기 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 상기 제1 및 제2 비율 방정식들에 관한 함수식으로 각각 변환하는 단계를 포함할 수 있다.
본 발명의 다른 실시예에 따른 비침습적 당화혈색소 측정 시스템은 측정 대상자의 신체 일측에 위치하고, 서로 다른 파장값을 가지는 제1 내지 제3 광들(lights)을 상기 측정 대상자를 향해 각각 조사하는 제1 내지 제3 LED 모듈들; 상기 제1 내지 제3 LED 모듈들에 대응되어 위치하고, 상기 제1 내지 제3 광들로부터 상기 측정 대상자를 경유하여 파생되는 제1 내지 제3 파생광들(derived lights)을 검지하는 광검지부; 및 상기 제1 내지 제3 파생광들 중 2개의 파생광들로 구성된 제1 및 제2 파생광 집합들 각각에 대해 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성하고, 상기 제1 및 제2 비율 방정식들을 연립하여 상기 측정 대상자의 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 산출하는 연산부를 포함한다.
상기 광검지부는 상기 제1 내지 제3 LED 모듈들의 위치를 기준으로 대향되는 지점 또는 동일 측면에 위치할 수 있다.
상기 측정 대상자의 신체 일측은 피부의 두께에 따라 해당 피부 아래에 존재하는 모세혈관의 감지가 가능한 부위를 포함할 수 있다.
상기 연산부는 광자 확산 이론(Photon-Diffusion Theory) 또는 비어램버트 법칙(Beer Lambert Law)을 이용하여 상기 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성할 수 있다.
상기 연산부는 상기 광자 확산 이론을 이용하는 경우에 있어서, 상기 광검지부가 상기 대향되는 지점에 위치하면 투과율을 이용하여 상기 당화혈색소의 농도를 산출하고, 상기 광검지부가 상기 동일 측면에 위치하면 반사율을 이용하여 상기 당화혈색소의 농도를 산출할 수 있다.
상기 연산부는 상기 비어램버트 법칙을 이용하면서 상기 광검지부가 상기 대향되는 지점에 위치하면 흡광율을 이용하여 상기 당화혈색소의 농도를 산출할 수 있다.
개시된 기술은 다음의 효과를 가질 수 있다. 다만, 특정 실시예가 다음의 효과를 전부 포함하여야 한다거나 다음의 효과만을 포함하여야 한다는 의미는 아니므로, 개시된 기술의 권리범위는 이에 의하여 제한되는 것으로 이해되어서는 아니 될 것이다.
이와 같이 본 발명에 따르면, 3개의 서로 다른 파장을 가지는 LED 광의 세기 변화율을 이용하여 비침습적으로 당화혈색소(HbA1C)의 농도를 측정하되, 광자 확산 이론에 따라 LED 광의 투과율이 적용된 광의 세기 변화율 또는 LED 광의 반사율이 적용된 광의 세기 변화율을 통하여 정확하고 간편하게 당화혈색소(HbA1C)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 측정할 수 있다.
이와 같이 본 발명에 따르면, 3개의 서로 다른 파장을 가지는 LED광과 광의 세기 변화율을 이용하여 비침습적으로 당화혈색소(HbA1C)의 농도를 측정할 수 있으며, 비어램버트 법칙(Beer-Lambert Law)에 의해 산출된 LED광의 흡광도를 통하여 정확하고 간편하게 당화혈색소(HbA1C)와 동맥혈 산화포화도(SpO2)의 농도를 측정할 수 있다.
도 1은 본 발명에 따른 비침습적 당화혈색소 측정 시스템을 설명하기 위한 구성도이다.
도 2는 손가락과 같이 반구형으로 형성된 신체에 LED를 조사하였을 때 생성되는 투과광 및 반사광을 설명하기 위한 예시도이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 당화혈색소를 측정하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 4 및 5는 본 발명에 따른 비침습적 당화혈색소 측정 시스템을 손가락에 설치한 상태를 나타내는 예시도이다.
도 6 및 7은 도 3에 도시된 S330단계를 설명하기 위한 순서도이다.
도 8a는 측정 대상자의 신체 일부에서 광혈류를 측정한 PPG 신호를 나타낸 그래프이다.
도 8b는 혈액이 모세혈관에 들어올 경우의 LED 광의 투과 거리(d)를 설명하기 위한 도면이다.
도 8c는 혈액이 모세혈관을 통과하여 나갈 경우의 LED 광의 투과 거리(d)를 설명하기 위한 도면이다.
본 발명에 관한 설명은 구조적 내지 기능적 설명을 위한 실시예에 불과하므로, 본 발명의 권리범위는 본문에 설명된 실시예에 의하여 제한되는 것으로 해석되어서는 아니 된다. 즉, 실시예는 다양한 변경이 가능하고 여러 가지 형태를 가질 수 있으므로 본 발명의 권리범위는 기술적 사상을 실현할 수 있는 균등물들을 포함하는 것으로 이해되어야 한다. 또한, 본 발명에서 제시된 목적 또는 효과는 특정 실시예가 이를 전부 포함하여야 한다거나 그러한 효과만을 포함하여야 한다는 의미는 아니므로, 본 발명의 권리범위는 이에 의하여 제한되는 것으로 이해되어서는 아니 될 것이다.
한편, 본 출원에서 서술되는 용어의 의미는 다음과 같이 이해되어야 할 것이다.
"제1", "제2" 등의 용어는 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하기 위한 것으로, 이들 용어들에 의해 권리범위가 한정되어서는 아니 된다. 예를 들어, 제1 구성요소는 제2 구성요소로 명명될 수 있고, 유사하게 제2 구성요소도 제1 구성요소로 명명될 수 있다.
어떤 구성요소가 다른 구성요소에 "연결되어"있다고 언급된 때에는, 그 다른 구성요소에 직접적으로 연결될 수도 있지만, 중간에 다른 구성요소가 존재할 수도 있다고 이해되어야 할 것이다. 반면에, 어떤 구성요소가 다른 구성요소에 "직접 연결되어"있다고 언급된 때에는 중간에 다른 구성요소가 존재하지 않는 것으로 이해되어야 할 것이다. 한편, 구성요소들 간의 관계를 설명하는 다른 표현들, 즉 "~사이에"와 "바로 ~사이에" 또는 "~에 이웃하는"과 "~에 직접 이웃하는" 등도 마찬가지로 해석되어야 한다.
단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한 복수의 표현을 포함하는 것으로 이해되어야 하고, "포함하다" 또는 "가지다" 등의 용어는 실시된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이며, 하나 또는 그 이상의 다른 특징이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.
각 단계들에 있어 식별부호(예를 들어, a, b, c 등)는 설명의 편의를 위하여 사용되는 것으로 식별부호는 각 단계들의 순서를 설명하는 것이 아니며, 각 단계들은 문맥상 명백하게 특정 순서를 기재하지 않는 이상 명기된 순서와 다르게 일어날 수 있다. 즉, 각 단계들은 명기된 순서와 동일하게 일어날 수도 있고 실질적으로 동시에 수행될 수도 있으며 반대의 순서대로 수행될 수도 있다.
본 발명은 컴퓨터가 읽을 수 있는 기록매체에 컴퓨터가 읽을 수 있는 코드로서 구현될 수 있고, 컴퓨터가 읽을 수 있는 기록 매체는 컴퓨터 시스템에 의하여 읽혀질 수 있는 데이터가 저장되는 모든 종류의 기록 장치를 포함한다. 컴퓨터가 읽을 수 있는 기록 매체의 예로는 ROM, RAM, CD-ROM, 자기 테이프, 플로피 디스크, 광 데이터 저장 장치 등이 있다. 또한, 컴퓨터가 읽을 수 있는 기록 매체는 네트워크로 연결된 컴퓨터 시스템에 분산되어, 분산 방식으로 컴퓨터가 읽을 수 있는 코드가 저장되고 실행될 수 있다.
여기에서 사용되는 모든 용어들은 다르게 정의되지 않는 한, 본 발명이 속하는 분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 일반적으로 이해되는 것과 동일한 의미를 가진다. 일반적으로 사용되는 사전에 정의되어 있는 용어들은 관련 기술의 문맥상 가지는 의미와 일치하는 것으로 해석되어야 하며, 본 출원에서 명백하게 정의하지 않는 한 이상적이거나 과도하게 형식적인 의미를 지니는 것으로 해석될 수 없다.
도 1은 본 발명에 따른 비침습적 당화혈색소 측정 시스템을 설명하기 위한 구성도이다.
도 1을 참조하면, 비침습적 당화혈색소 측정 시스템(100)은 복수의 LED 모듈들(110), 광검지부(120), 연산부(130) 및 제어부(140)를 포함할 수 있다.
먼저, 복수의 LED 모듈들(110)과 광검지부(120)는 피검자의 신체 일부의 일측에 위치할 수 있다. 그리고, 광검지부(120)는 복수의 LED 모듈들(110)로부터 조사된 투과광 또는 반사광을 검출할 수 있다.
복수의 LED 모듈들(110)은 적어도 3개의 LED들로 구성될 수 있으며, 본 발명의 실시예에 따르면, 제1 파장값을 가지는 제1 LED 모듈(111), 제2 파장값을 가지는 제2 LED 모듈(112) 및 제3 파장값을 가지는 제3 LED(113)를 포함할 수 있다. 여기에서, 제1 내지 제3 파장값은 서로 다른 값에 해당할 수 있다. 즉, 복수의 LED 모듈들(110)은 측정 대상자의 신체 일측에 위치한 상태에서 서로 다른 파장값을 가지는 제1 내지 제3 광들(lights)을 측정 대상자를 향해 각각 조사할 수 있다.
광검지부(Photo Detector)(120)는 제1 LED 모듈(111) 내지 제3 LED 모듈(113)들로부터 광이 인체 내의 혈액을 투과하거나 인체에 의해 반사된 광의 세기를 측정할 수 있다. 광검지부(120)는 복수의 LED 모듈들(110)과 대향하는 지점에 설치되어 투과광의 세기를 측정하거나, 또는 복수의 LED 모듈들(110)과 동일한 측면에 위치하여 반사광의 세기를 측정할 수 있다.
여기에서, 광검지부(120)는 복수의 LED 모듈들(110)의 위치를 기준으로 대향되는 지점과, 또는 동일 측면에 각각 위치할 수 있으며, 투과광 및 반사광을 동시에 검출하는 것이 아니라 설치되는 신체 부위 및 복수의 LED 모듈들(110)과의 위치 관계에 따라 선택적으로 검출할 수 있다. 즉, 광검지부(120)는 제1 내지 제3 LED 모듈들(110)에 대응되어 위치한 상태에서 제1 내지 제3 광들로부터 측정 대상자를 경유하여 파생되는 제1 내지 제3 파생광들(derived lights)을 검지하는 동작을 수행할 수 있다.
일 실시예에서, 복수의 LED 모듈들(110)과 광검지부(120)가 위치하는 측정 대상자의 신체 일측은 피부의 두께에 따라 해당 피부 아래에 존재하는 모세혈관의 감지가 가능한 부위를 포함할 수 있다. 예를 들어, 측정 대상자의 신체 일측은 손가락, 손목, 팔목, 이마, 뺨(볼), 귀 등을 포함할 수 있으며, 반드시 이에 한정되지 않고, 설치 조건에 따라 다양한 신체 부위가 포함될 수 있음은 물론이다.
연산부(130)는 제1 내지 제3 파생광들 중 2개의 파생광들로 구성된 제1 및 제2 파생광 집합들 각각에 대해 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성하고, 제1 및 제2 비율 방정식들을 연립하여 측정 대상자의 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 산출할 수 있다.
제어부(140)는 비침습적 당화혈색소 측정 시스템(100)의 전체적인 동작을 제어하고, 복수의 LED 모듈들(110), 광검지부(120) 및 연산부(130) 간의 제어 흐름 또는 데이터 흐름을 관리할 수 있다.
도 2는 손가락과 같이 반구형으로 형성된 신체에 LED를 조사하였을 때 생성되는 투과광 및 반사광을 설명하기 위한 예시도이다.
도 2를 참조하면, LED 광의 투과율 (또는 흡광율)을 이용하여 당화혈색소를 측정하는 경우 광검지부(120)는 복수의 LED 모듈들(110)과 대향되는 지점에 설치될 수 있고, LED 광의 반사율을 이용하여 당화혈색소를 측정하는 경우 광검지부(120)는 복수의 LED 모듈들(110)과 동일 측면에 위치하도록 설치될 수 있다.
일 실시예에서, 연산부(130)는 광자 확산 이론(Photon-Diffusion Theory)에 따라 복수의 LED 모듈들(110)로부터 광을 진피에 조사하였을 경우에 발생되는 투과율 및 반사율을 고려하여 더욱 정확하게 당화혈색소(HbA1C)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 측정할 수 있다. 보다 구체적으로, 연산부(130)는 광검지부(120)가 대향되는 지점에 위치하면 투과율을 이용하여 당화혈색소의 농도를 산출하고, 광검지부(120)가 동일 측면에 위치하면 반사율을 이용하여 당화혈색소의 농도를 산출할 수 있다.
다른 실시예에서, 연산부(130)는 비어램버트 법칙(Beer Lambert Law)에 따라 복수의 LED 모듈들(110)로부터 광을 진피에 조사하였을 경우에 발생되는 흡광율을 고려하여 정확하게 당화혈색소(HbA1C)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 측정할 수 있다. 보다 구체적으로, 연산부(130)는 광검지부(120)가 대향되는 지점에 위치하면 흡광율을 이용하여 당화혈색소의 농도를 산출할 수 있다.
본 발명의 실시예에 따른 복수의 LED 모듈들(110)과 광검지부(120)는 피부의 두께에 따라 해당 피부 아래에 존재하는 모세혈관의 감지가 가능한 신체 부위에 설치될 수 있고, 예를 들어, 측정 대상자의 손가락, 손목, 팔목, 이마, 뺨(볼), 귀 중 어느 하나에 설치되는 것으로, 손가락, 손목, 및 팔목 등의 표면은 구면형태로 형성된다고 가정한다. 따라서, 본 발명의 실시예에 따른 비침습적 당화혈색소 측정 시스템(100)은 구면기하학을 이용하여 투과도 또는 반사도에 대한 수학식을 획득할 수 있다.
연산부(130)는 도 2에 도시된 바와 같이, 측정하고자 하는 신체 일부가 평면이 아닌 구면으로 형성된 것에 착안하여 구면기하학에 따라 복수의 LED 모듈들(110)로부터 광검지부(120)까지의 거리값(d, r)에 대한 플럭스 밀도를 획득할 수 있다.
그 다음, 연산부(130)는 획득한 LED 광의 플럭스 밀도를 이용하여 투과도 또는 반사도를 산출할 수 있다.
즉, 연산부(130)는 서로 다른 복수의 파장 중에서 2개의 파장에 따른 투과도 또는 반사도에 대한 비율방정식을 각각 획득할 수 있다. 즉, 연산부(130)는 제1 내지 제3 파생광들 중 2개의 파생광들로 구성된 제1 및 제2 파생광 집합들 각각에 대해 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성할 수 있다.
부연하자면, 연산부(130)는 제2 LED 모듈(112)에 대응하는 투과도(또는 흡광도)와 제3 LED 모듈(113)에 대응하는 투과도(또는 흡광도)에 대한 비율을 나타내는 제1 비율 방정식(R1)을 획득하고, 제1 LED 모듈(111)에 대응하는 투과도(또는 흡광도)와 제3 LED 모듈(113)에 대응하는 투과도(또는 흡광도)에 대한 비율을 나타내는 제2 비율 방정식(R2)을 획득할 수 있다.
또한, 연산부(130)는 제2 LED 모듈(112)에 대응하는 반사도와 제3 LED 모듈(113)에 대응하는 반사도에 대한 비율을 나타내는 제1 비율 방정식을 획득하고, 제1 LED 모듈(111)에 대응하는 반사도와 제3 LED 모듈(113)에 대응하는 반사도에 대한 비율을 나타내는 제2 비율 방정식을 획득할 수 있다.
그 다음, 연산부(130)는 제1 LED 내지 제3 LED 모듈들(110)에서 조사된 광의 세기와 광검지부(120)에서 측정된 광의 세기를 제1 비율 방정식 및 제2 비율 방정식에 각각 적용하여 측정 대상자의 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 연산할 수 있다.
피검자의 신체 일부에 설치되어 조사되는 광은 단순히 혈액에만 투과하는 것이 아니라 신체의 피부조직에도 투과될 수 있다. 이때, 진피는 동맥혈, 정맥혈, 물 및 기타 내용물을 포함하는 균질 혼합물로서, 혈액 및 물에서는 빛의 흡수를 유발하고 기타 내용물에서는 산란을 일으키게 된다.
따라서, 본 발명의 일 실시예에 따른 비침습적 당화혈색소 측정 시스템(100)은 광자 확산 이론(Photon-Diffusion Theory)에 따라 LED 광의 투과율 또는 반사율을 이용하여 당화혈색소를 측정할 수 있다. 또한, 본 발명의 다른 실시예에 따른 비침습적 당화혈색소 측정 시스템(100)은 비어램버트 법칙(Beer Lambert Law)에 따라 LED 광의 흡광율을 이용하여 당화혈색소를 측정할 수 있다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 당화혈색소를 측정하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다. 도 4 및 5는 본 발명에 따른 비침습적 당화혈색소 측정 시스템을 손가락에 설치한 상태를 나타내는 예시도이다.
도 3 내지 5를 참조하면, 혈당을 비침습적으로 측정하기 위하여 측정 대상자의 신체 일측에는 복수의 LED 모듈들(110)과 광검지부(120)가 서로 대향하거나 또는 동일 측면에서 설치될 수 있다. 여기에서, 측정 대상자의 신체 일측은 피부의 두께에 따라 해당 피부 아래에 존재하는 모세혈관의 감지가 가능한 부위에 해당할 수 있다. 예를 들어, 측정 대상자의 신체 일측은 손가락, 손목, 팔목, 이마, 뺨(볼), 귀 등을 포함할 수 있다.
한편, 복수의 LED 모듈들(110)은 녹색 색상의 빛을 발광하는 제1 LED 모듈(111), 붉은 색상의 빛을 발광하는 제2 LED 모듈(112) 및 적외선(IR)을 발광하는 제3 LED 모듈(113)을 포함하며, 제1 LED 모듈(111) 내지 제3 LED 모듈(113)의 파장값은 서로 상이할 수 있다. 즉, 제1 LED 모듈(111)은 제1 파장값(
)을 가지고, 제2 LED 모듈(112)은 제2 파장값(
)을 가지며, 제3 LED 모듈(113)은 제3 파장값(
)을 가질 수 있다.
제1 LED 모듈(111), 제2 LED 모듈(112) 및 제3 LED 모듈(113)은 측정 대상자의 신체의 일측에 위치하고, 광검지부(120)는 대향하는 지점 또는 동일 측면에 위치한 상태에서, 인가된 전원에 의해 제1 LED 모듈(111), 제2 LED 모듈(112) 및 제3 LED 모듈(113)은 발광된 빛, 즉 제1 내지 제3 광들(lights)을 각각 측정 대상자를 향해 조사할 수 있다(단계 S310). 결과적으로, 제1 내지 제3 광들은 광검지부(120) 방향으로 조사될 수 있다.
그러면, 광검지부(120)는 측정 대상자를 경유하여 파생되는 제1 내지 제3 파생광들을 검지할 수 있다(단계 S320). 즉, 광검지부(120)는 제1 LED 모듈(111), 제2 LED 모듈(112) 및 제3 LED 모듈(113)로부터 조사되어 투과되거나 또는 반사된 광의 세기를 측정할 수 있다. 이 때, 제1 LED 모듈(111), 제2 LED 모듈(112) 및 제3 LED 모듈(113)에서 조사되는 파장값이 각각 상이하므로, 광검지부(120)에서 측정된 광의 세기는 LED 모듈에 대응하여 각각 상이하게 측정될 수 있다.
그 다음, 연산부(130)는 광검지부(120)로부터 측정된 광의 세기 값을 획득할 수 있다. 한편, 연산부(130)는 제1 내지 제3 LED 모듈들(110) 각각에서 조사된 광의 세기 값을 획득할 수 있음은 물론이다.
즉, S310 단계에서 측정 대상자(예를 들어, 손가락)를 향해 조사된 제1 내지 제3 광들은 손가락의 특정 지점을 통과하거나 또는 특정 지점에서 반사되어 진행할 수 있고, 그 결과로서 제1 LED 모듈(111), 제2 LED 모듈(112) 및 제3 LED 모듈(113)의 LED 광이 손가락에 투과(또는 흡수)되거나 또는 반사된 후의 파생광의 세기를 광검지부(120)로부터 검출할 수 있다. 한편, 연산부(130)는 제1 LED 모듈(111), 제2 LED 모듈(112) 및 제3 LED 모듈(113) 각각의 광의 세기를 획득할 수 있다.
그 다음, 연산부(130)는 2개의 비율방정식을 획득할 수 있다(단계 S330).
부연하자면, 연산부(130)는 제2 LED 모듈(112)과 제3 LED 모듈(113)을 통해 제2 및 제3 광들을 투과시켰을 때 각각의 투과도(또는 흡광도)에 대한 비율과 제1 LED 모듈(111)과 제3 LED 모듈(113)을 통해 제1 및 제3 광들을 투과시켰을 때 각각의 투과도(또는 흡광도)에 대한 비율에 대한 방정식을 획득할 수 있다.
또한, 연산부(130)는 제2 LED 모듈(112)과 제3 LED 모듈(113)을 통해 제2 및 제3 광들을 반사시켰을 때 각각의 반사도에 대한 비율과 제1 LED 모듈(111)과 제3 LED 모듈(113)을 통해 제1 및 제3 광들을 반사시켰을 때 각각의 반사도에 대한 비율에 대한 방정식을 획득할 수 있다.
이하에서는 도 6 및 7를 이용하여 본 발명의 실시예들에 따른 S330단계를 더욱 상세하게 설명한다.
도 6 및 7은 도 3에 도시된 S330단계를 설명하기 위한 순서도이다.
이하, 본 발명의 제1 실시예에 따른 LED 광의 투과도에 따른 당화혈색소 측정 방법에 대해 더욱 상세하게 설명한다.
도 6을 참조하면, 연산부(130)는 제1 LED 모듈(111), 제2 LED 모듈(112) 및 제3 LED 모듈(113)의 광들을 조사시켰을 때의 각각의 투과도를 수학식으로 표현할 수 있다(단계 S331).
광자 확산 이론(Photon-Diffusion Theory)에 따라 총 흡수계수(
)와 총 감소산란계수(
)는 다음의 수학식 1 및 2로 표현될 수 있다.
[수학식 1]
여기에서, 
는 동맥혈 부피량, 
는 정맥혈 부피량, 
는 물 부피량, 
는 동맥혈 흡수계수, 
는 정맥혈 흡수계수, 
는 물 흡수계수, 
는 기준조직 흡수계수를 나타낸다.
[수학식 2]
여기에서, 
는 감소된 혈액 산란계수, 
는 감소된 피부조직 산란계수를 나타낸다.
한편, 혈액은 균일 혼합물로서, 서로 상이한 타입의 헤모글로빈인 옥시 헤모글로빈(Oxy-hemoglobin, HbO), 디옥시 헤모글로빈(Deoxy-hemoglobin, HHb) 및 당화혈색소(Glycated hemoglobin, HbA1c)를 포함한다.
따라서, 수학식 1에서의 동맥혈 흡수계수(
), 정맥혈 흡수계수(
) 및 기준조직 흡수계수(
)는 각각 다음의 수학식 3 내지 5와 같이 표현할 수 있다.
[수학식 3]
여기에서, 
는 동맥 산소포화도, 
는 옥시헤모글로빈 흡수계수, 
는 디옥시헤모글로빈 흡수계수, 
는 당화혈색소 흡수계수를 나타낸다.
[수학식 4]
여기에서, 
는 정맥 산소포화도를 나타낸다.
[수학식 5]
한편, 수학식 3 및 수학식 4는 다음의 수학식 6으로부터 도출될 수 있다.
[수학식 6]
여기에서, 
는 동맥 산소포화도(
)와 정맥 산소포화도(
)를 포함한다. 그리고, 
는 디옥시 헤모글로빈의 몰 농도이고, 
는 옥시 헤모글로빈의 몰 농도이고, 
는 당화혈색소의 몰 농도를 나타낸다.
그 다음, 연산부(130)는 구면기하학을 이용하여 투과도에 대한 수학식을 획득할 수 있다.
먼저, 구면기하학을 기반으로 하는 광자 확산 방정식은 다음의 수학식 7로 표현될 수 있다.
[수학식 7]
여기에서, 
는 
에서 스칼라의 크기를 갖는 광자밀도, 
는 원천 함수, 
는 감쇄계수, D는 확산계수를 나타낸다. 또한, 
는 도 2에 나타낸 것과 같이 전원(소스)와 반구형 공간의 임의의 지점 사이의 거리를 나타낸다.
그리고, 수학식 7에서의 감쇄계수(
)와 확산계수(D)는 다음의 수학식 8과 같이 총 흡수계수(
) 및 총 감소산란계수(
)에 의해 단순화될 수 있다.
[수학식 8]
수학식 7에서의 원천 함수(
)를 다음의 수학식 9로 가정한 상태에서, 광자밀도(
)는 다음의 수학식 10으로 변환될 수 있다.
[수학식 9]
여기에서, 
는 전원(소스)에서 방출되는 광방출 전력이고, 
는 포인트 소스(전원)에 대한 2차원 디랙 델타(Dirac delta) 함수의 3차원 볼륨측정 (volumetric) 값을 나타낸다.
[수학식 10]
여기에서, 계수 A와 B는 두 가지의 경계 조건을 만족해야 하며, 경계 조건은 다음의 수학식 11에 의해 표현될 수 있다.
[수학식 11]
그리고, 수학식 11에 의한 경계 조건을 만족할 경우에, A와 B는 다음의 수학식 12로 변환될 수 있다.
[수학식 12]
또한, 구면기하학에 적용된 광자밀도(
)는 다음의 수학식 13으로 표현될 수 있다.
[수학식 13]
그리고, 본 발명의 제1 실시예에 따른 비침습적 당화혈색소 측정 시스템(100)에 구면기하학을 적용하면 다음의 수학식 14로 표현될 수 있다.
따라서, 연산부(130)는 도 2에 도시된 바와 같이, LED 모듈(110)로부터 광검지부(120)까지의 거리값(d)에 대한 플럭스 밀도를 다음의 수학식 14를 통해 획득할 수 있다.
[수학식 14]
여기에서, 
는 반구형기하학에 따른 광자밀도이고, 
는 첫번째 산란된 광자가 방출되는 표면 아래의 깊이를 나타내는 값이고, z는 도 2에 나타낸 것과 같이 벡터 
에서 소스 표면까지의 직교 거리값을 나타낸다.
그 다음, 연산부(130)는 수학식 14를 이용하여 투과된 광의 세기(
)를 다음의 수학식 15와 같이 추론할 수 있다.
[수학식 15]
따라서, 광검지부(120)로부터 각 파장에 대한 투과광은 다음의 수학식 16으로 표현될 수 있다.
[수학식 16]
여기에서, 
는 투과된 광의 세기이고, 
는 PPG 신호의 피크(peak)값과 밸리(valley)값에서의 광의 세기의 차이 값을 나타낸다.
도 8a는 측정 대상자의 신체 일부에서 광혈류를 측정한 PPG 신호를 나타낸 그래프이다.
도 8b는 혈액이 모세혈관에 들어올 경우의 LED 광의 투과 거리(d)를 설명하기 위한 도면이고, 도 8c는 혈액이 모세혈관을 통과하여 나갈 경우의 LED 광의 투과 거리(d)를 설명하기 위한 도면이다.
도 8a에 나타낸 것처럼, 혈관내 혈액의 흐름에 따라 펄스 값의 크기는 변화하는데, 혈액이 모세혈관 내에 최대로 들어오는 피크(peak) 시점(A)에는 펄스 크기는 최대가 된다. 이 때, 도 8b에 나타낸 것처럼 모세혈관은 팽창하게 되어 LED 광의 투과 거리(d)는 증가하게 된다.
반면, 도 8a에 나타낸 것처럼, 혈액이 모세혈관에서 최대로 나가게 되는 밸리(valley) 시점(B)에는 펄스 크기는 최소가 되며, 이때 도 8c에 나타낸 것처럼 모세혈관은 수축하게 되어 LED 광의 투과 거리(d)는 감소하게 된다.
이와 같이, S331단계가 완료되면, 연산부(130)는 제2 LED 모듈(112)과 제3 LED 모듈(113)의 광들을 투과시켰을 때 각각의 투과도에 대한 비율을 나타내는 제1 비율 방정식(R1)을 획득할 수 있다(단계 S332).
즉, 연산부(130)는 S331단계에서 획득한 투과도에 대한 수학식에 제2 파장(
)과 제3파장(
)을 대입하여 다음의 수학식 17과 같은 제1 비율 방정식(R1)을 획득할 수 있다.
[수학식 17]
여기에서, 
는 제2 파장(
)을 가지는 제2 LED를 조사하였을 때의 투과도, 
는 제3 파장(
)을 가지는 제3 LED를 조사하였을 때의 투과도를 나타낸다.
그 다음, 연산부(130)는 제1 LED 모듈(111)과 제3 LED 모듈(113)의 광들을 투과시켰을 때 각각의 투과도에 대한 비율을 나타내는 제2 비율 방정식(R2)을 획득할 수 있다(단계 S333).
즉, 연산부(130)는 S331단계에서 획득한 투과도에 대한 수학식에 제1 파장(
)과 제3파장(
)을 대입하여 다음의 수학식 18과 같은 제2 비율 방정식(R2)을 획득할 수 있다.
[수학식 18]
여기에서, 
는 제1 파장(
)을 가지는 제1 LED를 조사하였을 때의 투과도, 
는 제3 파장(
)을 가지는 제3 LED를 조사하였을 때의 투과도를 나타낸다.
S330단계가 완료되면, 연산부(130)는 광검지부(120)에서 측정된 제1 내지 제3 LED 모듈의 투과광의 세기를 제1 비율 방정식(R1)과 제2 비율 방정식(R2)에 적용하여, 측정 대상자의 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 연산할 수 있다(단계 S340).
부연하자면, 수학식 17 및 수학식 18에서의 획득한 제1 비율 방정식(R1)과 제2 비율 방정식(R2)은 분자와 분모 모두 
으로 표현될 수 있다. 다만, 파장 범위만 상이할 수 있다.
따라서, 제1 비율 방정식(R1)과 제2 비율 방정식(R2)은 다음의 수학식 19 및 20과 같이 간소화될 수 있다.
[수학식 19]
[수학식 20]
여기에서, 
내지 
는 비율방정식(R1, R2)에 이용되는 계수값, h는 당화혈색소, s는 산소포화도를 나타낸다.
예를 들어 설명하면, 제1 파장(
) 값은 525nm이고, 제2 파장(
) 값은 660nm이며, 제3 파장(
) 값은 950nm이라고 가정한다.
그리고, 제2 파장(
) 과 제3 파장(
)을 이용하는 제1 비율 방정식(R1)에 적용되는 
내지 
는 다음의 표 1과 같이 획득할 수 있다.
또한, 제1 파장(
) 과 제3 파장(
)을 이용하는 제2 비율 방정식(R2)에 적용되는 
내지 
는 다음의 표 2와 같이 획득할 수 있다.
그 다음, 연산부(130)는 다음의 수학식 21의 함수(f)에 제1 비율 방정식(R1)과 제2 비율 방정식(R2)를 적용하여 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 산출할 수 있다.
[수학식 21]
여기에서, h 및 s는 각각 혈액 내 측정하고자 하는 당화혈색소(HbA1c) 및 산소포화도(SpO2)의 농도 값을 나타낸다.
즉, s = %SpO2/100 를 나타내고, h = %HbA1C/100 를 의미한다.
따라서, 본 발명의 제1 실시예에 따르면 측정 대상자의 신체에 설치된 광검지부(120)에서 측정된 3개의 LED의 광의 세기를 획득하고, 획득한 각각의 광의 세기값의 비율(R1, R2)을 생성된 수학식 21에 적용하면 당화혈색소(HbA1c)의 농도와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 산출할 수 있다. 그리고, 산출된 당화혈색소(HbA1c)의 농도는 혈당 수준을 추정하는데 사용될 수 있다.
이하, 본 발명의 제2 실시예에 따른 LED 광의 반사도에 따른 당화혈색소 측정 방법에 대해 더욱 상세하게 설명한다.
도 6을 참조하면, 연산부(130)는 제1 LED 모듈(111), 제2 LED 모듈(112) 및 제3 LED 모듈(113)의 광들을 조사시켰을 때의 각각의 반사도를 수학식으로 표현할 수 있다(단계 S331).
연산부(130)는 앞서 설명된 수학식 1 내지 수학식 6을 이용하여 광자 확산 이론(Photon-Diffusion Theory)에 따라 총 흡수계수(
)와 총 감소산란계수(
)를 연산할 수 있다.
그 다음, 연산부(130)는 수학식 7 내지 13을 이용하여 복수의 LED 모듈(110)로부터 광검지부(120)까지의 거리값(r)에 대한 플럭스 밀도를 획득할 수 있다.
한편, 광자 확산 이론(Photon-Diffusion Theory)과 구면기하학에 대한 정리는 당업자라면 용이하게 실시할 수 있는 공지된 기술이며, 제1 실시예와 제2 실시예에 동일하게 적용되므로 본 발명의 제2 실시예에서는 수학식 7 내지 수학식 13에 대한 중복적인 설명은 생략한다.
그 다음, 연산부(130)는 수학식 14를 이용하여 반사된 광의 세기(
)를 다음의 수학식 22와 같이 추론할 수 있다.
[수학식 22]
여기에서, r은 도 2에 도시된 바와 같이, 복수의 LED 모듈들(110)과 광검지부(120) 사이의 거리값을 나타낸다.
그리고, 광검지부(120)로부터 검출된 각 파장에 대한 반사광은 다음의 수학식 23으로 표현될 수 있다.
[수학식 23]
여기에서, 
는 확산된 광의 세기이고, 
는 PPG 신호의 피크(peak)값과 밸리(valley)값에서의 광의 세기의 차이 값을 나타낸다.
한편, PPG 신호의 피크(peak)값과 밸리(valley)값의 차는 제1 실시예에서와 같이 도 8a 내지 도 8c에 의해 설명될 수 있다.
S331단계가 완료되면, 연산부(130)는 제2 LED 모듈(112)과 제3 LED 모듈(113)의 광들을 투과시켰을 때 각각의 반사도에 대한 비율을 나타내는 제1 비율 방정식(R1)을 획득할 수 있다(단계 S332).
즉, 연산부(130)는 S331단계에서 획득한 반사도에 대한 수학식에 제2 파장(
)과 제3파장(
)을 대입하여 다음의 수학식 24와 같은 제1 비율 방정식(R1)을 획득할 수 있다.
[수학식 24]
여기에서, 
는 제2 파장(
)을 가지는 제2 LED를 조사하였을 때의 반사도, 
는 제3 파장(
)을 가지는 제3 LED를 조사하였을 때의 반사도를 나타낸다.
그 다음, 연산부(130)는 제1 LED 모듈(111)과 제3 LED 모듈(113)의 광들을 조사하였을 때 각각의 반사도에 대한 비율을 나타내는 제2 비율 방정식(R2)을 획득할 수 있다(단계 S333).
즉, 연산부(130)는 S331단계에서 획득한 반사도에 대한 수학식에 제1 파장(
)과 제3파장(
)을 대입하여 다음의 수학식 25와 같은 제2 비율 방정식(R2)을 획득할 수 있다.
[수학식 25]
여기에서, 
는 제1 파장(
)을 가지는 제1 LED를 조사하였을 때의 반사도, 
는 제3 파장(
)을 가지는 제3 LED를 조사하였을 때의 반사도를 나타낸다.
S330단계가 완료되면, 연산부(130)는 광검지부(120)에서 측정된 제1 내지 제3 LED의 반사광의 세기를 제1 비율 방정식(R1)과 제2 비율 방정식(R2)에 적용하여, 측정 대상자의 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 연산할 수 있다(단계 S340).
부연하자면, 수학식 24 및 수학식 25에서 획득한 제1 비율 방정식(R1)과 제2 비율 방정식(R2)의 분자와 분모는 모두 
으로 표현될 수 있으며, 다만, 파장 범위만 상이할 수 있다.
따라서, 수학식 24 및 수학식 25에서의 획득한 제1 비율 방정식(R1)과 제2 비율 방정식(R2)은 다음의 수학식 26 및 수학식 27과 같이 간소화되어 표현될 수 있다.
[수학식 26]
[수학식 27]
여기에서, 
내지 
는 비율방정식(R1, R2)에 이용되는 계수값, h는 당화혈색소, s는 산소포화도를 나타낸다.
예를 들어 설명하면, 제1 파장(
) 값은 525nm이고, 제2 파장(
) 값은 660nm이며, 제3 파장(
) 값은 950nm이라고 가정한다.
그리고, 제2 파장(
) 과 제3 파장(
)을 이용하는 제1 비율 방정식(R1)에 적용되는 
내지 
는 다음의 표 3과 같이 획득할 수 있다.
또한, 제1 파장(
) 과 제3 파장(
)을 이용하는 제2 비율 방정식(R2)에 적용되는 
내지 
는 다음의 표 4와 같이 획득할 수 있다.
그 다음, 연산부(130)는 수학식 28의 함수(f)에 제1 비율 방정식(R1)과 제2 비율 방정식(R2)를 적용하여 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 산출할 수 있다.
[수학식 28]
여기에서, h 및 s는 각각 혈액 내 측정하고자 하는 당화혈색소(HbA1c) 및 산소포화도(SpO2)의 농도 값을 의미한다.
즉, s = %SpO2/100 를 나타내고, h = %HbA1C/100 를 의미한다.
한편, 본 발명의 제1 실시예 및 제2 실시예에서는 서로 다른 파장을 가지는 2개의 LED를 투과하였을 때 각각의 투과도 또는 반사도에 대한 비율을 수학식으로 생성하고, 생성된 투과도 또는 반사도에 대한 비율 방정식을 이용하여 미지수, 즉 당화혈색소(HbA1c) 및 동맥혈 산소포화도(SpO2)에 대한 농도를 산출하기 위하여 3개의 LED를 적용하였으나 이에 한정하지 않고, 당화혈색소(HbA1c) 및 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도 검출의 정확도를 높이기 위하여 LED의 개수를 추가하여 설치하여도 무방하다.
한편, 본 발명의 제2 실시예에 따른 당화혈색소 측정 시스템을 이용한 당화혈색소 측정 방법에 따르면, 복수의 LED 모듈들(110)과 광검지부(120)를 신체의 어느 지점에 부착하더라도 정확하게 측정이 가능하기 때문에, 주변의 온도 변화에 따른 모세 혈관의 팽창 여부에 영향을 받지 않고, 정확하게 당화혈색소(HbA1c) 및 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 측정할 수 있다.
이와 같이 본 발명에 따르면, 3개의 서로 다른 파장을 가지는 LED 광의 세기 변화율을 이용하여 비침습적으로 당화혈색소(HbA1C)의 농도를 측정하되, 광자 확산 이론에 따라 LED 광의 투과율이 적용된 광의 세기 변화율 또는 LED 광의 반사율이 적용된 광의 세기 변화율을 통하여 정확하고 간편하게 당화혈색소(HbA1C)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 측정할 수 있다.
이하, 본 발명의 제3 실시예에 따른 LED 광의 흡광도에 따른 당화혈색소 측정 방법에 대해 더욱 상세하게 설명한다.
도 7을 참조하면, 연산부(130)는 비어램버트 법칙을 이용하여 제1 LED 모듈(111), 제2 LED 모듈(112) 및 제3 LED 모듈(113)의 광들을 투과시켰을 때의 각각의 흡광도를 수학식으로 표현할 수 있다(단계 S334).
여기에서, 비어램버트 법칙은 다음의 수학식 29로 표현될 수 있다.
[수학식 29]
여기에서, A는 흡광도, N은 헤모글로빈의 종류 개수, 
는 몰 흡광계수, c는 광이 투과되는 대상의 몰 농도, d는 광의 투과거리, I0는 입사되는 광의 세기, I는 투과 후 검지된 광의 세기를 나타낸다.
한편, 혈액은 균일 혼합물로서, 서로 상이한 타입의 헤모글로빈을 포함한다. 본 발명의 실시예에서는 옥시 헤모글로빈(Oxy-hemoglobin, HbO), 디옥시 헤모글로빈(Deoxy-hemoglobin, HHb) 및 당화혈색소(Glycated hemoglobin, HbA1c)에 대한 흡광도를 산출할 수 있다.
따라서, 연산부(130)는 LED를 균일혼합물에 투과하였을 때의 흡광도(A)를 다음의 수학식 30으로 표현할 수 있다.
[수학식 30]
여기에서, 
는 디옥시 헤모글로빈의 몰 흡광계수이고, 
는 디옥시 헤모글로빈의 몰 농도이고, 
는 옥시 헤모글로빈의 몰 흡광계수이고, 
는 옥시 헤모글로빈의 몰 농도이고, 
는 당화혈색소의 몰 흡광계수이고, 
는 당화혈색소의 몰 농도이고, d는 투광거리를 나타낸다.
한편, 모세혈관의 폭은 혈액의 유입에 따라 확장 및 축소를 반복하므로, LED 광의 투과거리(d)는 혈액 유입에 따라 거리 차가 발생한다. 따라서, 연산부(130)는 변화되는 투과 거리값을 대입하여 다음의 수학식 31로 표현할 수 있다.
[수학식 31]
여기에서, 
는 d1과 d2사이의 차이값을 나타내며, d1은 혈액이 모세혈관 내에 들어왔을 때의 광의 투과거리를 나타내고, d2은 혈액이 모세혈관에서 주변으로 나갔을 때의 광의 투과거리를 나타낸다.
즉, 혈액이 모세혈관 내에 유입되고 유출될 경우에 혈관이 팽창과 수축을 반복하게 되므로, 손가락 등의 두께는 미세하게 변하게 된다는 점을 고려하여 
를 d1과 d2 사이의 차이값으로 나타낼 수 있다.
S334단계가 완료되면, 연산부(130)는 제2 LED 모듈(112)과 제3 LED 모듈(113)의 광들을 투과시켰을 때 각각의 흡광도에 대한 비율을 나타내는 제1 방정식(R1)을 획득할 수 있다(단계 S335).
즉, 연산부(130)는 S334단계에서 획득한 흡광도에 대한 수학식에 제2 파장(
)과 제3파장(
)을 대입하여 다음의 수학식 32와 같은 제1 방정식(R1)을 획득할 수 있다.
[수학식 32]
여기에서, 
는 제2 파장(
)을 가지는 제2 LED를 조사하였을 때 
에 상응하는 흡광도, 즉 d1에서의 흡광도와 d2에서의 흡광도 차이, 
는 제3 파장(
)을 가지는 제3 LED를 조사하였을 때 d1에서의 흡광도와 d2에서의 흡광도 차이를 나타낸다.
그 다음, 연산부(130)는 제1 LED 모듈(111)과 제3 LED 모듈(113)의 광들을 투과시켰을 때 각각의 흡광도에 대한 비율을 나타내는 제2 방정식(R2)을 획득할 수 있다(단계 S336).
즉, 연산부(130)는 S334단계에서 획득한 흡광도에 대한 수학식에 제1 파장(
)과 제3파장(
)을 대입하여 다음의 수학식 33과 같은 제2 방정식(R2)을 획득할 수 있다.
[수학식 33]
여기에서, 
는 제1 파장(
)을 가지는 제1 LED를 조사하였을 때 d1에서의 흡광도와 d2에서의 흡광도 차이, 
는 제3 파장(
)을 가지는 제3 LED를 조사하였을 때 d1에서의 흡광도와 d2에서의 흡광도 차이를 나타낸다.
S335단계와 S336단계가 완료되면, 연산부(130)는 획득한 제1 방정식(R1) 및 제2 방정식(R2)에 기 정의된 당화혈색소(HbA1c)의 백분율과 동맥혈 산화포화도(SpO2)의 백분율을 적용한다(단계 S340).
여기에서, 당화혈색소(HbA1c)의 백분율과 동맥혈 산화포화도(SpO2)의 백분율은 다음의 수학식 34로 표현될 수 있다.
[수학식 34]
여기에서, 
는 디옥시 헤모글로빈의 몰 농도이고, 
는 옥시 헤모글로빈의 몰 농도이고, 
는 당화혈색소의 몰 농도를 나타낸다.
그리고, 연산부(130)는 기 정의된 당화혈색소(HbA1c)의 백분율과 동맥혈 산화포화도(SpO2)의 백분율을 다음의 수학식 35와 같이 산화 헤모글로빈의 몰농도(
), 디옥시 헤모글로빈의 몰농도(
) 및 당화혈색소의 몰농도(
)로 각각 변환시킬 수 있다.
[수학식 35]
그 다음, 연산부(130)는 산화 헤모글로빈의 몰농도(
) 및 디옥시 헤모글로빈의 몰농도(
)를 다음의 수학식 36과 같이 전개할 수 있다.
[수학식 36]
그리고, 연산부(130)는 생성된 수학식 36을 이용하여 산화 헤모글로빈의 몰농도(
)와 디옥시 헤모글로빈의 몰농도(
)를 수학식 37과 같이 변환할 수 있다.
[수학식 37]
그 다음, 연산부(130)는 제1 방정식(R1) 및 제2 방정식(R2)에 변환된 산화 헤모글로빈의 몰농도(
), 디옥시 헤모글로빈의 몰농도(
) 및 당화혈색소의 몰농도(
)를 각각 적용하여 다음의 수학식 38과 같이 변환할 수 있다.
[수학식 38]
여기에서, 
이고, 
으로 정의된다.
또한, 
, 
, 
는 각각 제1 파장, 제2 파장, 제3 파장 인가시의 디옥시헤모글로빈의 몰 흡광계수를 나타내고, 
, 
, 
는 각각 제1 파장, 제2 파장, 제3 파장 인가시의 산화 헤모글로빈의 몰 흡광계수를 나타내며, 
, 
, 
는 각각 제1 파장, 제2 파장, 제3 파장 인가시의 당화혈색소의 몰 흡광계수를 나타낸다.
S330단계가 완료되면, 연산부(130)는 입사되는 광의 세기와 광검지부(120)에서 측정된 광의 세기를 제1 방정식(R1)과 제2 방정식(R2)에 적용하여, 측정 대상자의 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산화포화도(SpO2)의 농도를 연산할 수 있다(단계 S340).
부연하자면, 제1 방정식(R1)과 제2 방정식(R2)은 비어램버트 법칙에 따라 다음의 수학식 39와 같이 표현될 수 있다.
[수학식 39]
여기에서, 
는 제1 파장(
)을 가지는 제1 LED를 조사하였을 때의 흡광도, 
는 제2 파장(
)을 가지는 제2 LED를 조사하였을 때의 흡광도, 
는 제3 파장(
)을 가지는 제3 LED를 조사하였을 때의 흡광도, d1과 d2는 각각 혈액이 들어오고 나갈 때의 광의 투과 거리를 나타내고, I(d1)와 I(d2)는 각각 d1와 d2에 대응하는 광의 세기를 나타낸다.
수학식 39에서의 제1 방정식(R1)을 전개하면 다음의 수학식 40과 같이 표현될 수 있다.
[수학식 40]
즉, I(d1)은 투과거리가 d1 일때 LED의 광 세기를 나타내고, I(d2)는 투과거리가 d2 일때 LED의 광 세기를 나타낸다. 따라서, 제1 방정식(R1)은 제2 파장(
)과 제3 파장(
)에 대한 식으로 표현될 수 있다.
마찬가지로, 수학식 39에 나타낸 제2 방정식(R2)은 전개되어 다음의 수학식 41과 같이 표현될 수 있다.
[수학식 41]
따라서, 제2 방정식(R2)은 제1 파장(
)과 제3 파장(
)에 대한 식으로 표현될 수 있다.
예를 들어 설명하면, 제1 파장(
) 값은 525nm이고, 제2 파장(
) 값은 660nm이며, 제3 파장(
) 값은 950nm이라고 가정한다.
그러면, 각각의 파장에서의 몰 흡광계수를 제1 방정식(R1)과 제2 방정식(R2)에 대입하면 다음의 수학식 42와 같이 표현할 수 있다.
[수학식 42]
그 다음, 연산부(130)는 제1 방정식(R1)과 제2 방정식(R2)을 연립하여, 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산화포화도(SpO2)의 농도를 다음의 수학식 43과 같이 각각 제1 방정식(R1)과 제2 방정식(R2)에 대한 식으로 변환할 수 있다.
[수학식 43]
수학식 43의 함수(f)에 제1 방정식(R1)과 제2 방정식(R2)를 적용하면, 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산화포화도(SpO2)의 농도는 다음의 수학식 44로 변환될 수 있다.
[수학식 44]
여기에서, a내지 l은 양의 실수 값이다.
앞서 예를 들어 설명한 525nm의 크기를 가지는 제1 파장(
), 660nm의 크기를 가지는 제2 파장(
) 및 950nm의 크기를 가지는 제3 파장(
)에서의 몰 흡광계수가 적용된 제1 방정식(R1)과 제2 방정식(R2)을 이용하여 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산화포화도(SpO2)의 농도를 산출하면 다음의 수학식 45로 변환될 수 있다.
[수학식 45]
따라서, 본 발명의 제3 실시예에 따르면 측정 대상자의 신체에 설치된 광검지부(120)에서 측정된 광의 세기를 획득하고, 획득한 각각의 광의 세기값의 비율(R1, R2)을 생성된 수학식 44에 적용하면 당화혈색소(HbA1c)의 농도와 동맥혈 산화포화도(SpO2)의 농도를 산출할 수 있다. 그리고, 산출된 당화혈색소(HbA1c)의 농도는 혈당 수준을 추정하는데 사용될 수 있다.
한편, 본 발명의 제3 실시예에서는 서로 다른 파장을 가지는 2개의 LED를 투과하였을 때 각각의 흡광도에 대한 비율을 수학식으로 생성하고, 생성된 흡광도에 대한 비율 방정식을 이용하여 미지수, 즉 당화혈색소(HbA1c) 및 동맥혈 산화포화도(SpO2)에 대한 백분율을 도출하기 위하여 3개의 LED를 적용하였으나 이에 한정하지 않고, 신체의 부위 또는 당화혈색소(HbA1c) 및 동맥혈 산화포화도(SpO2)의 농도 검출의 정확도를 높이기 위하여 LED의 개수를 추가하여 설치하여도 무방하다.
이와 같이 본 발명의 제3 실시예에 따른 비침습적 당화혈색소 측정 시스템(100)은 3개의 서로 다른 파장을 가지는 LED 광과 광의 세기 변화율을 이용하여 비침습적으로 당화혈색소(HbA1C)의 농도를 측정할 수 있으며, 비어램버트 법칙(Beer-Lambert Law)을 이용하여 산출된 LED 광의 흡광도를 통하여 정확하고 간편하게 당화혈색소(HbA1C)와 동맥혈 산화포화도(SpO2)의 농도를 측정할 수 있다.
상기에서는 본 발명의 바람직한 실시예를 참조하여 설명하였지만, 해당 기술 분야의 숙련된 당업자는 다음의 특허 청구의 범위에 기재된 본 발명의 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있음을 이해할 수 있을 것이다.
본 발명을 지원한 국가연구개발사업
과제고유번호 : 1711116583
과제번호 : 2015R1A5A7037615
부처명 : 미래창조과학부
과제관리(전문)기관명 : 한국연구재단
연구사업명 : 선도연구센터지원사업 융합분야(CRC)
연구과제명 : 모듈형 스마트 패션 플랫폼 연구센터
기여율 : 1/2
과제수행기관명 : 국민대학교
연구기간 : 2017.03.01 ~ 2022.02.28
본 발명을 지원한 국가연구개발사업
과제고유번호 : 1711107086
과제번호 : 2019R1F1A1062317
부처명 : 과학기술정보통신부
과제관리(전문)기관명 : 한국연구재단
연구사업명 : 기본연구지원사업
연구과제명 : 색상원리와 학습 알고리즘을 이용한 색상 공간 기반의 Visual-MIMO 기술 융합 연구
기여율 : 1/2
과제수행기관명 : 국민대학교
연구기간 : 2019.06.01 ~ 2022.02.28
[부호의 설명]
100: 비침습적 당화혈색소 측정 시스템
110: 복수의 LED 모듈들 111: 제1 LED 모듈
112: 제2 LED 모듈 113: 제3 LED 모듈
120: 광검지부 130: 연산부
140: 제어부
Claims (18)
- 측정 대상자의 신체 일측에 위치한 제1 내지 제3 LED 모듈들을 통해 서로 다른 파장값을 가지는 제1 내지 제3 광들(lights)을 상기 측정 대상자를 향해 조사하는 단계;상기 제1 내지 제3 LED 모듈들에 대응되어 위치한 광검지부를 통해 상기 제1 내지 제3 광들로부터 상기 측정 대상자를 경유하여 파생되는 제1 내지 제3 파생광들(derived lights)을 검지하는 단계;상기 제1 내지 제3 파생광들 중 2개의 파생광들로 구성된 제1 및 제2 파생광 집합들 각각에 대해 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성하는 단계; 및상기 제1 및 제2 비율 방정식들을 연립하여 상기 측정 대상자의 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 산출하는 단계를 포함하는 비침습적 당화혈색소 측정 방법.
- 제1항에 있어서, 상기 광검지부는상기 제1 내지 제3 LED 모듈들의 위치를 기준으로 대향되는 지점 또는 동일 측면에 위치하는 것을 특징으로 하는 비침습적 당화혈색소 측정 방법.
- 제1항에 있어서,상기 측정 대상자의 신체 일측은 피부의 두께에 따라 해당 피부 아래에 존재하는 모세혈관의 감지가 가능한 부위를 포함하는 것을 특징으로 하는 비침습적 당화혈색소 측정 방법.
- 제1항에 있어서, 상기 생성하는 단계는광자 확산 이론(Photon-Diffusion Theory) 또는 비어램버트 법칙(Beer Lambert Law)을 이용하여 상기 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 생성하는 비침습적 당화혈색소 측정 방법.
- 제4항에 있어서, 상기 생성하는 단계는상기 광자 확산 이론에 따라 상기 제1 내지 제3 파생광들 각각의 파장에 대한 속성 방정식을 생성하고 상기 제1 및 제2 파생광 집합들의 각 파생광에 관한 상기 속성 방정식을 이용하여 상기 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 비침습적 당화혈색소 측정 방법.
- 제5항에 있어서, 상기 생성하는 단계는상기 제1 내지 제3 파생광들 각각의 파장에 대한 총 흡수계수 및 산란계수가 포함된 투과도 또는 반사도에 대한 방정식을 상기 속성 방정식으로서 생성하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 비침습적 당화혈색소 측정 방법.
- 제6항에 있어서, 상기 생성하는 단계는상기 총 흡수계수 및 산란계수를 구면기하학에 적용하여 상기 제1 내지 제3 파생광들 각각의 투과도 또는 반사도를 수학식으로 표현하는 단계;상기 제1 파생광 집합의 각 파생광에 대해 상기 투과도 또는 반사도에 대한 비율을 상기 제1 비율 방정식으로 생성하는 단계; 및상기 제2 파생광 집합의 각 파생광에 대해 상기 투과도 또는 반사도에 대한 비율을 상기 제2 비율 방정식으로 생성하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 비침습적 당화혈색소 측정 방법.
- 제5항에 있어서, 상기 산출하는 단계는상기 제1 및 제2 비율 방정식들 각각에 대해 상기 당화혈색소(HbA1c)와 상기 동맥혈 산소포화도(SpO2)를 미지수로 적용하여 제1 및 제2 변환식들을 생성하는 단계;상기 제1 및 제2 변환식들 각각에 제1 내지 제3 파장 범위에 대응하여 획득한 계수값을 적용하는 단계; 및상기 제1 및 제2 변환식들을 연립하여, 상기 당화혈색소(HbA1c)와 상기 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 상기 제1 및 제2 비율 방정식들에 관한 함수식으로 각각 변환하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 비침습적 당화혈색소 측정 방법.
- 제4항에 있어서, 상기 생성하는 단계는상기 제1 및 제2 파생광 집합들 각각의 각 파생광에 관한 속성 비율들과 상기 광검지부에서 측정된 상기 제1 내지 제3 파생광들을 상기 비어램버트 법칙에 적용하여 상기 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 비침습적 당화혈색소 측정 방법.
- 제9항에 있어서, 상기 생성하는 단계는상기 제1 파생광 집합의 각 파생광에 대해 흡광도에 대한 비율을 나타내는 상기 제1 비율 방정식을 상기 비어램버트 법칙에 적용하여 생성하는 단계; 및상기 제2 파생광 집합의 각 파생광에 대해 흡광도에 대한 비율을 나타내는 상기 제2 비율 방정식을 상기 비어램버트 법칙에 적용하여 생성하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 비침습적 당화혈색소 측정 방법.
- 제10항에 있어서, 상기 산출하는 단계는상기 광검지부에서 측정된 상기 제1 내지 제3 파생광들을 상기 제1 및 제2 비율 방정식들에 적용하여 상기 측정 대상자의 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 연산하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 비침습적 당화혈색소 측정 방법.
- 제11항에 있어서, 상기 산출하는 단계는상기 제1 및 제2 비율 방정식들 각각에 대해 상기 당화혈색소(HbA1c)와 상기 동맥혈 산소포화도(SpO2)를 미지수로 적용하여 제1 및 제2 변환식들을 생성하는 단계;상기 제1 및 제2 변환식들 각각에 제1 내지 제3 파장 인가시의 몰 흡광계수를 적용하는 단계; 및상기 제1 및 제2 변환식들을 연립하여, 상기 당화혈색소(HbA1c)와 상기 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 상기 제1 및 제2 비율 방정식들에 관한 함수식으로 각각 변환하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 비침습적 당화혈색소 측정 방법.
- 측정 대상자의 신체 일측에 위치하고, 서로 다른 파장값을 가지는 제1 내지 제3 광들(lights)을 상기 측정 대상자를 향해 각각 조사하는 제1 내지 제3 LED 모듈들;상기 제1 내지 제3 LED 모듈들에 대응되어 위치하고, 상기 제1 내지 제3 광들로부터 상기 측정 대상자를 경유하여 파생되는 제1 내지 제3 파생광들(derived lights)을 검지하는 광검지부; 및상기 제1 내지 제3 파생광들 중 2개의 파생광들로 구성된 제1 및 제2 파생광 집합들 각각에 대해 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성하고, 상기 제1 및 제2 비율 방정식들을 연립하여 상기 측정 대상자의 당화혈색소(HbA1c)와 동맥혈 산소포화도(SpO2)의 농도를 산출하는 연산부를 포함하는 비침습적 당화혈색소 측정 시스템.
- 제13항에 있어서, 상기 광검지부는상기 제1 내지 제3 LED 모듈들의 위치를 기준으로 대향되는 지점 또는 동일 측면에 위치하는 것을 특징으로 하는 비침습적 당화혈색소 측정 시스템.
- 제13항에 있어서,상기 측정 대상자의 신체 일측은 피부의 두께에 따라 해당 피부 아래에 존재하는 모세혈관의 감지가 가능한 부위를 포함하는 것을 특징으로 하는 비침습적 당화혈색소 측정 시스템.
- 제14항에 있어서, 상기 연산부는광자 확산 이론(Photon-Diffusion Theory) 또는 비어램버트 법칙(Beer Lambert Law)을 이용하여 상기 제1 및 제2 비율 방정식들을 생성하는 것을 특징으로 생성하는 비침습적 당화혈색소 측정 시스템.
- 제16항에 있어서, 상기 연산부는상기 광자 확산 이론을 이용하는 경우에 있어서,상기 광검지부가 상기 대향되는 지점에 위치하면 투과율을 이용하여 상기 당화혈색소의 농도를 산출하고,상기 광검지부가 상기 동일 측면에 위치하면 반사율을 이용하여 상기 당화혈색소의 농도를 산출하는 것을 특징으로 하는 비침습적 당화혈색소 측정 시스템.
- 제16항에 있어서, 상기 연산부는상기 비어램버트 법칙을 이용하면서 상기 광검지부가 상기 대향되는 지점에 위치하면 흡광율을 이용하여 상기 당화혈색소의 농도를 산출하는 것을 특징으로 하는 비침습적 당화혈색소 측정 시스템.
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