KR20010074845A - Apparatus and method for measuring pulse transit time - Google Patents
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Abstract
생명체의 맥박 전이 시간 측정 방법에 있어서, 제1 맥파 신호 및 제2 맥파 신호는 서로 간격을 두고 있는 제1 맥박점 및 제2 맥박점에서 각각 맥박을 감지함으로써 발생된다. 제1 맥파 신호 및 제2 맥파 신호는 미분되며, 이를 기초로 하여 제1 맥파 신호 및 제2 맥파 신호의 대응 지점(최대 기울기 지점)이 선택된다. 선택된 지점 사이의 시간 지연이 결정되고, 그에 따라 맥박 전이 시간이 산출된다. 바람직한 장치는 적어도 일부가 상기 커플링 영역이 인장 상태로 놓여지지 않고 변형될 수 있는 융합된 섬유 커플링 영역을 포함한 하나 이상의 광학 섬유 맥박 센서를 이용하여 맥박 전이 시간을 측정한다.In the method for measuring the pulse transition time of a living being, the first pulse wave signal and the second pulse wave signal are generated by detecting pulses at the first pulse point and the second pulse point spaced apart from each other. The first pulse wave signal and the second pulse wave signal are differentiated, and based on this, a corresponding point (maximum slope point) of the first pulse wave signal and the second pulse wave signal is selected. The time delay between the selected points is determined, thereby calculating the pulse transition time. Preferred devices measure the pulse transition time using one or more optical fiber pulse sensors comprising at least a portion of a fused fiber coupling region where the coupling region can be deformed without being placed in tension.
Description
인간(또는 포유 동물)의 맥박은 심장으로부터 배출되어 동맥계를 통하여 진행하는 진행파의 교란(traveling wave disturbance)이다. 액체 내에서의 맥박 전달 속도가 액체의 압력에 직접적으로 비례하므로, 맥파의 전달 속도를 측정함으로써 혈압을 감지할 수 있다. 맥파의 전달 속도는 맥박 전이 시간을 감지함으로써 측정될 수 있으며, 이 전이 시간은 맥파가 간격을 두고 있는 두 동맥 맥박점 사이를 진행하는데 요구되는 시간 간격이다.The pulse of a human (or mammal) is a traveling wave disturbance that exits the heart and travels through the arterial system. Since the rate of pulse delivery in the liquid is directly proportional to the pressure of the liquid, blood pressure can be detected by measuring the rate of delivery of the pulse wave. The rate of delivery of the pulse wave can be measured by sensing the pulse transition time, which is the time interval required for the pulse wave to progress between two spaced arterial pulse points.
맥박 전이 시간을 이용하는 혈압 모니터링 시스템의 예로는 트리머(Trimmer) 등에게 허여된 미국 특허 제4,245,648호가 있다. 이 시스템은 주행 맥파를 감지하도록 상완 동맥을 따라 근접하게(약 3cm) 간격을 두고 있는 한 쌍의 압전 센서(piezoelectric sensor)를 포함한다. 맥박 전이 시간은 맥파가 두 센서에 도달하는 시간 사이의 차이로서 결정된다.An example of a blood pressure monitoring system using pulse transition time is US Pat. No. 4,245,648 to Trimmer et al. The system includes a pair of piezoelectric sensors spaced close together (about 3 cm) along the brachial artery to detect traveling pulse waves. Pulse transition time is determined as the difference between the times when the pulse wave reaches the two sensors.
전술한 특허에 개시된 바와 같은 압전 센서의 사용은 여러 상당한 실질적 한계에 봉착한다. 예컨대, 압전 센서는 약 2Hz 이하의 주파수에서는 통상적으로 제한된 감도를 나타낸다. 성인의 맥박수는 통상적으로 분당 60회 또는 1Hz 정도이다. 유아의 맥박수는 통상적으로 분당 약 120 내지 180회 또는 2 내지 3 Hz이다. 그러므로, 인간을 대상으로 모니터링하는데 압전 센서를 사용하는 시스템의 실제 요구치가 센서의 수행 능력의 한계에 이르거나 그 수행 능력을 초과할 수 있다. 다른 실제적인 제한은 압전 센서가 시험 대상의 센서 위치에 전기 전도성 물질(예컨대, 전극 및 도선)의 존재를 요구한다는 사실로부터 발생한다. 결과적으로, 이 시스템은 이러한 전도성 물질의 존재가 문제될 수 있는 환경에서는 사용될 수 없다. 예컨대, 전기 전도성 물질은 MRI 장치에 의하여 발생된 강한 고주파 영역의 존재로 인하여 MRI 검사를 받는 환자에게 심각한 화상을 야기하는 것으로 알려져 있다. 동일 동맥을 따라 상호 근접한 센서의 위치에 의하여 다른 제한이 부가된다. 센서를 상호 인접하게 배치하는 것은 측정할 맥박 전이 시간이 매우 짧아서 정확하게 측정하기가 본질적으로 어렵다는 것을 의미한다. 측정할 시간 간격이 매우 짧음에 따라 어느 정도의 오차도 매우 심각할 수 있다는 것을 알 수 있다.The use of piezoelectric sensors as disclosed in the aforementioned patents faces several substantial practical limitations. For example, piezoelectric sensors typically exhibit limited sensitivity at frequencies below about 2 Hz. Adult pulse rates are typically about 60 times per minute or 1 Hz. Infant pulse rates are typically about 120 to 180 or 2 to 3 Hz per minute. Therefore, the actual requirements of a system using piezoelectric sensors to monitor humans may reach or exceed the performance limits of the sensors. Another practical limitation arises from the fact that piezoelectric sensors require the presence of electrically conductive materials (eg, electrodes and leads) at the sensor location under test. As a result, this system cannot be used in environments where the presence of such conductive materials may be a problem. For example, electrically conductive materials are known to cause severe burns in patients undergoing MRI due to the presence of strong high frequency areas generated by MRI devices. Other limitations are imposed by the position of the sensors in close proximity to each other along the same artery. Placing the sensors adjacent to each other means that the pulse transition time to be measured is very short, making it inherently difficult to measure accurately. As the time interval to be measured is very short, it can be seen that some error can be very serious.
본 발명은 맥파 전달 측정 장치 및 측정 방법에 관한 것으로, 보다 구체적으로 말하자면 인간 또는 포유 동물의 맥박 전이 시간 측정 장치 및 측정 방법에 관한 것이다.TECHNICAL FIELD The present invention relates to a pulse wave delivery measuring apparatus and a measuring method, and more particularly, to a pulse transfer time measuring apparatus and a measuring method of a human or mammal.
도 1은 본 발명에 따른 맥박 전이 시간 측정 장치의 블록 선도.1 is a block diagram of a pulse transition time measuring apparatus according to the present invention.
도 2는 도 1의 시스템의 작동을 설명하는 흐름 선도.FIG. 2 is a flow diagram illustrating the operation of the system of FIG. 1. FIG.
도 3은 본 발명의 다른 장치를 보여주는 블록 선도.3 is a block diagram showing another apparatus of the present invention.
도 4는 도 1 및 도 3의 장치에 유용한 가변 커플러 섬유 광학 센서의 평면도.4 is a plan view of a variable coupler fiber optical sensor useful in the apparatus of FIGS. 1 and 3;
도 5는 도 4의 센서의 측단면도.5 is a side cross-sectional view of the sensor of FIG. 4.
도 6a 내지 도 6d는 종래의 예비 인장식 선형 커플러의 융합 영역의 정상 상태와 굽혀진 상태를 보여주는 도면.6A-6D show the steady state and bent states of a fusion region of a conventional pretensionable linear coupler.
도 7a 내지 도 7d는 U형 융합 영역을 보여주는 설명도.7A to 7D are explanatory diagrams showing a U-shaped fusion region.
도 8은 본 발명에 따른 장치에 유용한 가변 커플러 섬유 광학 센서를 도시한 도면.8 shows a variable coupler fiber optical sensor useful in a device according to the invention.
도 9는 손목의 박동에 대한 도 8의 센서의 반응을 보여주는 그래프.9 is a graph showing the response of the sensor of FIG. 8 to the beating of the wrist.
도 10은 손목에서의 센서 반응을 보여주는 다른 그래프.10 is another graph showing sensor response at the wrist.
도 11은 본 발명에 따른 장치에 유용한 다른 가변 커플러 섬유 광학 센서의 분해도.11 is an exploded view of another variable coupler fiber optical sensor useful in an apparatus according to the invention.
도 12는 도 9의 센서의 조립 상태를 도시하는 단부도.FIG. 12 is an end view showing the assembled state of the sensor of FIG. 9; FIG.
도 13은 손목에 착용된 상태로 있는 본 발명에 따른 장치에 유용한 다른 가변 커플러 섬유 광학 센서의 단면도.13 is a cross-sectional view of another variable coupler fiber optical sensor useful for the device according to the invention while worn on the wrist.
도 14는 본 발명에 따른 장치에 유용한 경동맥 센서의 사시도.14 is a perspective view of a carotid artery sensor useful in the device according to the present invention.
도 15는 도 14의 센서의 파단 측면도.15 is a broken side view of the sensor of FIG. 14;
도 16은 도 14의 센서와 커넥터가 장착된 광섬유 도선을 도시하는 사시도.FIG. 16 is a perspective view showing an optical fiber conductor mounted with the sensor and the connector of FIG. 14; FIG.
도 17 내지 도 21은 도 2에 도시된 방법을 수행하는 도 3에 도시된 장치를 이용하여 얻은 대응 맥박 전이 시간과 맥박 파형을 나타내는 그래프.17-21 are graphs showing the corresponding pulse transition times and pulse waveforms obtained using the apparatus shown in FIG. 3 performing the method shown in FIG.
도 22는 도 1 또는 도 3에 따른 장치의 실제의 배치를 도시한 선도.22 is a diagram showing the actual arrangement of the device according to FIG. 1 or 3.
도 23은 종래의 가변 커플러 섬유 광학 센서의 기본 구조를 도시한 도면.23 is a view showing the basic structure of a conventional variable coupler fiber optical sensor.
일 특징에 있어서, 본 발명은 상당 간격 떨어진 맥박점에 위치되는 맥박 센서를 이용하는 것이 특히 유용한(이 용도로 한정되지 않음) 맥박 전이 시간 측정 방법을 제공한다. 예컨대, 하나의 센서는 상부 아암 또는 그 근처의 상완 동맥 위에 배치될 수 있고, 다른 센서는 손목 상의 요골 동맥 위에 배치될 수 있다. 이방법은 최대 기울기 지점과 같은 두 신호의 대응 지점을 결정하도록 센서로부터의 각각의 맥파 신호의 미분을 포함한다. 그 다음에, 상기 지점 사이의 시간 지연이 결정되고, 그에 따라 맥박 전이 시간이 산출된다. 두 맥파 신호를 미분함으로써, 전술한 바와 같이 센서가 서로 상당 간격을 두고 있을 때 맥박 파형이 어느 정도 다르더라도 신호의 대응 지점을 용이하게 식별할 수 있다. 또한, 미분으로 인하여 한 맥파로부터 다음 맥파까지의 맥박 전이 시간 계산에 기초가 되는 일관된 시간 표지(예컨대, 최대 기울기점)를 선택할 수 있다. 이는 맥박 파형이 한 박동으로부터 다음 박동까지 일반적으로 변화하므로 특히 바람직하다.In one aspect, the present invention provides a pulse transition time measurement method that is particularly useful (but not limited to this purpose) to use pulse sensors located at pulse points that are spaced substantially apart. For example, one sensor may be placed over the upper arm or the brachial artery near it, and the other sensor may be placed over the radial artery on the wrist. This method includes the derivative of each pulse wave signal from the sensor to determine the corresponding point of the two signals, such as the maximum slope point. Then, the time delay between the points is determined, so that the pulse transition time is calculated. By differentiating the two pulse wave signals, it is possible to easily identify the corresponding point of the signal even if the pulse waveforms are somewhat different when the sensors are substantially spaced from each other as described above. The derivative also allows the selection of a consistent time mark (eg, maximum slope point) that is based on calculating the pulse transition time from one pulse wave to the next. This is particularly desirable because the pulse waveform generally varies from one beat to the next.
다른 특징에 있어서, 본 발명은 전술한 방법을 수행하기 위한 장치를 제공한다. 이 장치는 한 쌍의 맥박 센서와, 상기 방법에 따라 맥박 센서의 각각의 맥파 신호를 처리하는 신호 처리 유닛을 구비한다.In another aspect, the present invention provides an apparatus for performing the aforementioned method. The apparatus comprises a pair of pulse sensors and a signal processing unit for processing each pulse wave signal of the pulse sensor according to the method.
다른 특징에 있어서, 본 발명은 하나 이상, 바람직하게는 2개의 맥박 센서를 구비하는 맥박 전이 시간 측정 장치를 제공하며, 상기 맥박 센서는 본원 명세서에서 설명되는 개량된 구조를 갖는 가변 커플러 섬유 광학 센서(variable coupler fiberoptic sensor)로 구성된다. 이 측정 장치는 신호 처리기를 추가로 포함하며, 전술한 방법을 수행하거나, 또는 맥박 전이 시간을 측정하는 다른 방법을 수행하는데 사용될 수 있다.In another aspect, the present invention provides a pulse transition time measuring device having one or more, preferably two pulse sensors, said pulse sensor comprising a variable coupler fiber optical sensor having an improved structure as described herein. variable coupler fiberoptic sensor). The measuring device further comprises a signal processor and can be used to perform the above-described method or to perform other methods of measuring the pulse transition time.
본 발명의 다른 특징은 첨부 도면을 참고로 한 이하의 상세한 설명으로부터 명백해질 것이다.Other features of the present invention will become apparent from the following detailed description with reference to the accompanying drawings.
도 1은 본 발명에 따른 맥박 전이 시간 측정 장치의 블록 선도이다. 이 측정 장치는 적절한 형태일 수 있는 2개의 동맥 맥박 센서(S1,S2)를 구비한다. 예컨대, 센서는 맥박(압력) 파에 기인한 피부의 변위를 맥박 파형을 나타내는 대응 출력 신호로 변환할 수 있는 어떤 공지의 구조, 또는 압전식, 섬유 광학식 구조일 수 있다. 그러나, 하나 이상, 바람직하게는 두 센서 모두는 후술되는 개량된 구조의 원리에 따라 구성되는 가변 커플러 섬유 광학 센서의 형태일 수 있다.1 is a block diagram of a pulse transition time measuring apparatus according to the present invention. This measuring device has two arterial pulse sensors S1, S2 which may be of a suitable type. For example, the sensor can be any known structure, or piezoelectric, fiber optical structure, capable of converting the displacement of the skin due to a pulse (pressure) wave into a corresponding output signal representing the pulse waveform. However, one or more, preferably both sensors, may be in the form of a variable coupler fiber optical sensor constructed according to the principles of the improved construction described below.
맥박 센서(S1,S2)는 센서로부터의 출력 신호를 처리하여 맥박 전이 시간을 결정하는 신호 처리 유닛(SPU)에 연결된다. 신호 처리 유닛은 필요에 따라 디지털 구조 또는 아날로그 구조 중 하나일 수 있다. 물론, 디지털 처리가 이용되는 경우, 센서의 출력은 아날로그--디지털 변조기를 통하여 신호 처리 유닛에 제공될 수 있거나, 신호 처리 유닛의 내부에 그러한 변조기가 설치될 수 있다.Pulse sensors S1 and S2 are connected to a signal processing unit SPU which processes the output signal from the sensor to determine the pulse transition time. The signal processing unit may be either a digital structure or an analog structure as needed. Of course, if digital processing is used, the output of the sensor may be provided to the signal processing unit via an analog-digital modulator, or such a modulator may be installed inside the signal processing unit.
도 2를 참고하여, 본 발명에 따른 신호 처리 유닛(SPU)의 작동을 설명하기로 한다. 먼저, 1단계에서, 신호 처리 유닛에는 센서(S1,S2)로부터 맥파 신호가 입력된다. 다음으로, 2단계에서, 신호 처리 유닛은 각각의 맥파 신호를 미분한다(도함수를 취한다). 물론, 도함수는 맥파 신호의 순간 기울기를 나타낸다. 다음으로, 3단계에서, 신호 처리 유닛은 2단계의 결과를 이용하여 두 맥파 신호로부터 대응 기울기 특성을 갖는 지점을 선택한다. 예컨대, 처리 유닛은 두 맥파 신호 각각의 최대 기울기 지점을 선택할 수 있다. 마지막으로, 4단계에서, 신호 처리 유닛은 두 선택 지점 사이의 시간 지연을 계산한다. 계산된 시간 지연이 맥박 전이 시간으로 된다.Referring to Figure 2, the operation of the signal processing unit (SPU) according to the present invention will be described. First, in step 1, a pulse wave signal is input to the signal processing unit from the sensors S1 and S2. Next, in step 2, the signal processing unit differentiates each pulse wave signal (takes a derivative). Of course, the derivative represents the instantaneous slope of the pulse wave signal. Next, in step 3, the signal processing unit selects a point having a corresponding slope characteristic from the two pulse wave signals using the result of step 2. For example, the processing unit may select the maximum slope point of each of the two pulse wave signals. Finally, in step 4, the signal processing unit calculates the time delay between the two selection points. The calculated time delay is the pulse transition time.
두 맥파 신호의 대응 지점은 미분된 파형으로부터 용이하게 식별될 수 있기 때문에, 맥박 파형이 두 센서 위치에서 어느 정도 다를 수 있더라도 전술한 방법은 상당한 간격을 두고 있는 센서(S1,S2)를 수용한다. 추가로, 앞서 설명한 바와 같이, 미분으로 인하여 한 맥파로부터 다음 맥파까지의 맥박 전이 시간 계산에 기초가 되는 일관된 시간 표지(예컨대, 최대 기울기점)를 또한 선택할 수 있다. 이는 맥박 파형이 한 박동으로부터 다음 박동까지 일반적으로 변화하므로 특히 바람직하다.Since the corresponding points of the two pulse wave signals can be easily identified from the differentiated waveform, the above-mentioned method accommodates the sensors S1 and S2 with significant spacing even if the pulse waveform may be somewhat different at the two sensor positions. In addition, as described above, the derivative may also select a consistent time mark (eg, maximum slope point) that is based on calculating the pulse transition time from one pulse wave to the next. This is particularly desirable because the pulse waveform generally varies from one beat to the next.
도 3은 본 발명에 따른 다른 장치를 도시한다. 이 장치는 이하에 설명되는 개량된 구조의 한 쌍의 가변 커플러 섬유 광학 센서(S1',S2')를 구비한다. 그러나, 장치의 장점을 완전히 이해하기 위하여, 먼저 가변 커플러 섬유 광학 센서와 관련한 약간의 추가적인 배경 기술이 도움이 될 수 있다.3 shows another device according to the invention. The apparatus comprises a pair of variable coupler fiber optical sensors S1 ', S2' of an improved structure which will be described below. However, in order to fully understand the advantages of the device, some additional background techniques relating to the variable coupler fiber optical sensor may first be helpful.
가변 커플러 섬유 광학 센서는 복수의 광섬유가 연신(인발)되고 고온에서 함께 융합되는 인발 및 융합 공정에 의하여 제조되는 소위 쌍원뿔형의 융합되고 테이퍼진 커플러를 통상적으로 채용한다. 융합 영역을 형성하는 부분을 노출시키기 위해 먼저 각각의 섬유로부터 플라스틱 피복이 제거된다. 이들 부분은 병렬로 배치되고, 통상 하나 내지 여러 개의 꼰 실로 합쳐 꼬인 후, 전기로(electric furnace) 등에서 그들의 연성화 온도 이상으로 유지되면서 연신된다. 섬유의 노출된 부분이 연신됨에 따라, 이들은 서로 융합되어 좁게 잘록한 영역(융합 영역)을 형성하는데, 이 영역은 섬유간에 광을 연결할 수 있다. 연신 공정 중에, 광은 섬유 중 하나의 입력단으로 주사되어, 연결비(coupling ratio)를 결정하도록 각 섬유의 출력단에서 모니터된다. 연결비는 잘록한 영역(wasit region)의 길이에 따라 변화하고, 섬유는 원하는 연결비를 얻을 때까지, 통상적으로 각각의 섬유 광 출력이 동일하게 되는 연신량만큼 연신된다. 커플러는, 잘록한 영역에서 각 섬유의 코어가 효과적으로 상실되고 피복(cladding)이 이전의 코어의 직경에 가까운 직경에 달할 수 있는 범위까지 인발된다. 피복은 새로운 "코어(core)"로 되고, 전파되는 빛이 극히 적은 필드는 이 새로운 코어의 외부로 밀려나는데, 여기서 코어는 양 섬유를 동시에 둘러싸서 섬유간에 에너지 교환이 일어난다. 쌍원뿔형의 융합되고 테이퍼진 커플러에 대한 상세한 설명과 해석은 (미국 광학회지인) 응용 광학(Applied Optics, Vol. 22, No. 12, 1983년 6월 15일 발간, 1918 - 1922면)의 "단일 모드 광섬유 융합을 갖춘 양방향 커플러에 대한 해석(Analyse d'un coupleur Bidirectional a Fibres Optiques Monomodes fusionnes)"이라는 제목의 논문을 통하여 제이. 부레스(J. Bures) 등이 소개하였다.Variable coupler fiber optical sensors typically employ a so-called biconical fused and tapered coupler produced by a drawing and fusion process in which a plurality of optical fibers are drawn (drawn) and fused together at high temperatures. The plastic sheath is first removed from each fiber to expose the portion forming the fusion region. These parts are arranged in parallel and are usually twisted together into one or several braided yarns and then stretched while maintaining above their softening temperature in an electric furnace or the like. As the exposed portions of the fibers are stretched, they fuse together to form narrowly narrowed regions (fusion regions), which can connect light between the fibers. During the stretching process, light is scanned at the input of one of the fibers and monitored at the output of each fiber to determine the coupling ratio. The connection ratio varies with the length of the wasit region, and the fibers are typically drawn by an amount of stretching such that each fiber light output becomes equal until a desired connection ratio is obtained. The coupler is drawn to the extent that the core of each fiber is effectively lost in the constricted area and the cladding can reach a diameter close to the diameter of the previous core. The sheath becomes a new "core," and a field with very little propagating light is pushed out of this new core, where the core surrounds both fibers simultaneously, resulting in energy exchange between the fibers. A detailed description and interpretation of the biconical fused tapered coupler is described in "Single" by Applied Optics, Vol. 22, No. 12, published June 15, 1983, pages 1918-1922. J. in a paper entitled "Analyse d'un coupleur Bidirectional a Fibers Optiques Monomodes fusionnes". J. Bures et al.
쌍원뿔형의 융합되고 테이퍼진 커플러는 융합 영역을 구부림으로써 출력비가 변경할 수 있는 바람직한 성질을 지닌다. 굽힘량에 따라 출력비가 변경되므로, 그러한 커플러는 융합 영역에 결합될 수 있는 운동을 수반하는 어떠한 감지 응용 분야에도 실제로 사용될 수 있다.The biconical fused and tapered coupler has the desirable properties that the power ratio can be altered by bending the fusion region. Since the power ratio varies with the amount of bending, such couplers can actually be used in any sensing application involving motion that can be coupled to the fusion region.
가변 커플러 섬유 광학 센서는 전적으로 유전 물질로 제조되고 원격 전자 장치에 광학적으로 연결되므로, 이 센서는 센서 위치에서 전도성 요소가 존재하여 전기 충격, 화상, 화재, 또는 폭발의 위험이 있는 응용 분야에 특히 바람직하다. 예컨대 의료 분야에서는, MRI 검사 중에 환자의 심장 박동을 모니터하는 데에 가변 커플러 섬유 광학 센서가 제안되어 왔다. 게르트(Gerdt)에게 허여된 미국 특허 제5,074,309호를 참조하면, 이 특허에는 환자의 심장, 맥박 및 순환 계통으로부터의 가청 음향 및 가청치 이하의 음향 모두를 포함한 심장 혈관계 음향을 모니터하는 데에 그러한 센서를 사용하는 것이 개시되어 있다. 가변 커플러 섬유 광학 센서의 다른 응용 분야로는 게르트 등에 허여된 (가속도계에 응용하는 것을 기재하고 있는) 미국 특허 제4,634,858호, 게르트에 허여된 [통수식 청음기(hydrophone)에 응용하는 것을 기재하고 있는] 미국 특허 제5,671,191호 및 그 밖의 기술 분야에 대한 것들이 있다.Because variable coupler fiber optic sensors are made entirely of dielectric material and are optically connected to the remote electronics, they are particularly desirable for applications where there is a conductive element at the sensor location and the risk of electric shock, burns, fire, or explosion. Do. In the medical field, for example, variable coupler fiber optical sensors have been proposed for monitoring the heart rate of patients during MRI examinations. Referring to US Pat. No. 5,074,309 to Gerdt, the patent discloses such sensors for monitoring cardiovascular sound, including both audible and subaudible sounds from the patient's heart, pulse and circulatory system. Using is disclosed. Other applications of the variable coupler fiber optic sensor include Gert et al. US Pat. No. 4,634,858 (which describes application to accelerometers), Gert et al. [Describing application to hydrophones] Patent 5,671,191 and other technical fields.
종래의 가변 커플러 섬유 광학 센서는 섬유 광학 커플러가 곧게 당겨져 인장 상태에서 플라스틱 지지 부재에 고정되고, 그 결과로서 예비 인장된 선형의 (곧은) 형태로 실리콘 고무와 같은 엘라스토머 물질에 캡슐 형태로 싸여지는 구조에 의존하였다. 캡슐화제(encapsulant)는 융합 영역에서 커플러의 굽힘을 초래하도록 외력에 의해 변형될 수 있는 감지 박막을 형성한다. 융합 영역의 굽힘에 따라 커플러의 출력비에 측정 가능한 변화가 초래된다. 박막의 변위는 수 밀리미터 범위에서 1 미크론의 움직임과 같이 작은 움직임도 감지할 수 있게 될 수 있다.Conventional variable coupler fiber optical sensors have a structure in which the fiber optical coupler is pulled straight and fixed to the plastic support member in tension, as a result of being encapsulated in an elastomeric material such as silicone rubber in a pretensioned linear (straight) form. Relied on. Encapsulants form a sensing thin film that can be deformed by external forces to cause bending of the coupler in the fusion region. The bending of the fusion region results in a measurable change in the output ratio of the coupler. The displacement of the film can detect even small movements, such as 1 micron movement in the millimeter range.
첨부한 도 23은 전술한 바와 같은 가변 커플러 섬유 광학 센서(10)를 포함하는 감지 장치의 기본 원리를 설명한다. 도시된 형태에서, 센서(10)는 잘룩해지거나 융합된 영역(13)을 형성하도록 2개의 광섬유를 인발하여 융합함으로써 형성된 2×2 쌍원뿔형의 융합되고 테이퍼진 커플러(11)를 포함한다. 융합 영역의 일단에 합쳐지는 원래의 섬유의 부분은 센서의 입력측 섬유(12)가 되는 반면, 융합 영역의 반대 단부로부터 생긴 원래의 섬유의 부분은 센서의 출력측 섬유(14)로 된다. 참조 부호 18은 광섬유 코어를 나타낸다. 융합 영역(13)은 엘라스토머 매체(15)로 캡슐 형태로 싸여져 있는데, 이것은 감지 박막을 구성한다. 지지 부재는 도 23에 도시되어 있지 않다.The accompanying FIG. 23 illustrates the basic principle of a sensing device comprising a variable coupler fiber optical sensor 10 as described above. In the form shown, the sensor 10 comprises a 2 × 2 biconical fused and tapered coupler 11 formed by drawing and fusing two optical fibers to form a cut or fused region 13. The portion of the original fiber that is joined to one end of the fusion region becomes the input side fiber 12 of the sensor, while the portion of the original fiber resulting from the opposite end of the fusion region becomes the output side fiber 14 of the sensor. Reference numeral 18 denotes an optical fiber core. The fusion region 13 is encapsulated in elastomeric medium 15, which constitutes a sensing thin film. The support member is not shown in FIG.
실제로, 입력측 섬유(12) 중의 하나에는, 예컨대 LED 또는 반도체 레이저일 수 있는 광학 에너지원(16)에 의해 빛이 조사(照射)된다. 광학 에너지는 커플러(11)에 의해 분할되고, 감지 박막에 가해진 외력에 의한 융합 영역의 굽힘량에 따라 변화하는 비율로 출력측 섬유(14)에 연결된다. 출력측 섬유(14) 사이에서의 분할 광학 에너지의 변화는 차동 증폭기(19)로 전기적 입력을 제공하는 2개의 광검출기(17)에 의해 측정될 수 있다. 따라서, 차동 증폭기(19)의 출력 신호는 매체(15)에 가해진 힘을 나타내는 것이다. 만일 센서에 광을 도입하는 데에 단지 하나의 입력측 섬유(12)만이 이용되는 경우, 다른 입력측 섬유는 단락이 차단될 수 있다는 것을 이해할 수 있다. 선택적으로, 주된 입력측 섬유가 고장난 경우에 다른 입력측 섬유가 대체물(backup)로서 유지될 수 있다. 단순화하기 위하여, 커플러(11)는 융합 영역에서의 전술한 섬유 비틀림 없이 도시되어 있는 것을 이해해야 한다. 그러나, 그러한 비틀림은 도선의 민감성을 줄이는 데에 통상적으로 바람직한데, 이는 입력측 섬유의 움직임에 반응하는 출력 광 분할의 변화에 관련된 것이다.In fact, one of the input fibers 12 is irradiated with light by an optical energy source 16, which may be an LED or a semiconductor laser, for example. The optical energy is divided by the coupler 11 and connected to the output side fiber 14 at a rate that varies with the amount of bending of the fusion region due to the external force applied to the sensing thin film. The change in split optical energy between the output fibers 14 can be measured by two photodetectors 17 providing an electrical input to the differential amplifier 19. Thus, the output signal of the differential amplifier 19 represents the force applied to the medium 15. It will be appreciated that if only one input side fiber 12 is used to introduce light into the sensor, the other input side fiber may be shorted. Optionally, the other input side fiber can be kept as a backup if the primary input side fiber fails. For simplicity, it should be understood that the coupler 11 is shown without the above-described fiber twist in the fusion region. However, such torsion is typically desirable to reduce the sensitivity of the leads, which is related to the change in the output light splitting in response to the movement of the input fiber.
이들의 장점에도 불구하고, 종래의 가변 커플러 섬유 광학 센서는 종래의 예비 인장식의 선형(직선) 커플러 구조에 고유한 특정 한계에 직면하게 되었다. 종래의 구조는 무엇보다도 기하학적 형상에 상당한 제한을 받는다. 특히, 센서의 크기는 센서의 양단에서 광섬유 도선을 수용하기에 충분해야 한다. 광섬유 도선의 배치는 사용 시에 센서의 양단 둘레에 열린 공간의 존재도 필요로 한다. 특히 계속적인 모니터링을 위하여 환자 신체에 센서를 배치하는 경우와 같은 의료 분야에서, 센서의 크기와 도선 위치는 모두 중요한 문제이다. 융합 영역의 어떠한 변위도 필연적으로 이를 증가된 인장 상태에 놓이게 한다는 사실로 인하여 다른 제한이 있게 된다. 몇몇 변위 지점에서, 융합 영역의 인장은 과도하게 될 수 있는데, 이는 융합 영역의 파괴 또는 파손을 초래하여, 결과적으로 커플러의 고장을 초래한다.Despite their advantages, conventional variable coupler fiber optic sensors face certain limitations inherent to conventional pretensioned linear (linear) coupler structures. Conventional structures are, among other things, subject to significant limitations in the geometry. In particular, the size of the sensor should be sufficient to accommodate the fiber optic leads at both ends of the sensor. The placement of the fiber optic conductors also requires the presence of open spaces around both ends of the sensor in use. Especially in the medical field, such as in the case of disposing the sensor on the patient's body for continuous monitoring, the size of the sensor and the lead position are both important issues. There are other limitations due to the fact that any displacement of the fusion region inevitably places it in an increased tension. At some point of displacement, the tension in the fusion region can be excessive, which results in the fracture or failure of the fusion region, resulting in failure of the coupler.
다시 본 발명으로 돌아와서, 도 3의 장치는 종래의 예비 인장식 선형 센서 구조의 하나 또는 그 이상의 단점을 극복하도록 구성된 개량된 가변 커플러 섬유 광학 센서를 채용한다. 보다 구체적으로, 본 발명의 장치에 사용된 센서는 인장을 수반하지 않고 커플러 융합 영역의 변형을 허용하는 개량된 구조를 가질 수 있다. 커플러 융합 영역은 실질적으로 U형으로 배치되는 것이 바람직하지만, 1999년 5월21일 출원되어 공동 계류 중인 미국 특허 출원 제09/316,143호에 개시된 바와 같은 구성일 수도 있으며, 이 특허는 본원 명세서에 참고로 인용된다. 실질적인 U형 구조로 인하여, 센서의 광섬유 도선을 센서의 반대 단부가 아닌 서로 인접한 위치에 배치하는 것이 가능하며, 그에 따라 종래의 예비 인장식 선형 커플러 구조에 본질적인 전술한 기하학적 형상의 제한은 방지될 수 있다.Returning to the present invention, the apparatus of FIG. 3 employs an improved variable coupler fiber optical sensor configured to overcome one or more disadvantages of conventional pretensionable linear sensor structures. More specifically, the sensors used in the device of the present invention may have an improved structure that allows deformation of the coupler fusion region without involving tension. The coupler fusion region is preferably arranged substantially U-shaped, but may also be a configuration as disclosed in US patent application Ser. No. 09 / 316,143, filed May 21, 1999, which is incorporated herein by reference. Is cited. Due to the substantial U-shaped structure, it is possible to arrange the optical fiber conductors of the sensor in positions adjacent to each other rather than on the opposite ends of the sensor, so that the limitations of the aforementioned geometries inherent to conventional pretensionable linear coupler structures can be avoided. have.
이러한 2개의 센서를 이용함에 의하여, 도 3의 장치는 개량된 센서 구조의 장점을 달설할 수 있다는 것을 알 수 있다. 그러나, 선형 가변 커플러 섬유 광학 센서 또는 심지어 압전 센서와 같이 전술한 개량된 구조를 이용하지 않는 다른 하나의 맥박 센서를 상기 하나의 개량된 가변 커플러 섬유 광학 센서를 조합하여 사용하는 것도 본 발명의 범위 내에 있다.By using these two sensors, it can be seen that the device of FIG. 3 can benefit from the improved sensor structure. However, it is also within the scope of the present invention to use a combination of said one improved variable coupler fiber optical sensor with another pulse sensor that does not utilize the aforementioned improved structure, such as a linear variable coupler fiber optical sensor or even a piezoelectric sensor. have.
도 3에 도시된 바와 같이, 각각의 센서(S1', S2')는 이미 설명한 바와 같은 대응 광검출기/차동 증폭기 회로(42)와 대응 광원(40, 예컨대 레이저)에 연결된다. 이 회로는 아날로그-디지털 변조기(43)를 통하여 디지털 신호 처리기(DSP; 44)의 대응 입력측에 각각 연결되는 출력측을 갖는다. 디지털 신호 처리기는 맥박 전이 시간을 감지하도록 입력 신호를 처리한다.As shown in FIG. 3, each sensor S1 ′, S2 ′ is connected to a corresponding photodetector / differential amplifier circuit 42 and a corresponding light source 40 (eg a laser) as previously described. This circuit has an output side which is respectively connected to a corresponding input side of a digital signal processor (DSP) 44 via an analog-digital modulator 43. The digital signal processor processes the input signal to detect the pulse transition time.
센서 각각의 광섬유 요소를 공통의 지지 구조 상에서 상호 인접하게 배치함으로써 센서(S1', S2')를 합체하는 것이 가능하다. 그러나, 초기에 언급한 바와 같이 맥박 센서를 상호 인접하게 배치하면, 오차에 대한 여유가 거의 없는데, 이는 측정된 맥박 전이 시간이 짧기 때문이다.It is possible to integrate the sensors S1 ', S2' by placing the optical fiber elements of each sensor adjacent to each other on a common support structure. However, as mentioned earlier, when the pulse sensors are placed adjacent to each other, there is little margin for error because the measured pulse transition time is short.
디지털 신호 처리기(44)는 도 2의 장치와 관련하여 설명한 방식(이 방식으로한정하는 것은 아님)을 포함한 소정의 방식으로 맥박 전이 시간을 결정하도록 프로그램될 수 있다.The digital signal processor 44 may be programmed to determine the pulse transition time in any manner, including but not limited to, the manner described in connection with the apparatus of FIG. 2.
첨부한 도 4 및 도 5는 본 발명의 장치에 유용한 개량된 가변 커플러 섬유 광학 센서(20)의 특정한 예를 도시한다. 센서는 맥박에 기인한 피부의 변위를 감지하도록 가슴, 팔 또는 손목과 같은 사람의 신체에 배치되도록 구성되어 있다. 보다 일반적으로, 센서는 피부 변위에 의하여 확대되는 가청 및 가청치 이하의 심장 혈관 음향 및 호흡 음향 모두를 감지할 수 있다.4 and 5 show a specific example of an improved variable coupler fiber optical sensor 20 useful in the apparatus of the present invention. The sensor is configured to be placed on a person's body, such as the chest, arm or wrist, to detect displacement of the skin due to the pulse. More generally, the sensor can detect both audible and subaudible cardiovascular and respiratory sounds that are amplified by skin displacement.
센서(20)는 대략 원형의 헤드 부분(24)이 있는 지지 부재(22)를 포함하며, 이 지지 부재에는 중앙의 공동 또는 관통 구멍(26)과, 핸들형 연장부(28)가 마련되어 있다. 융합된 커플링 영역(32)의 적어도 일부(여기서는 전부)가 공간(26)에 배치되고 U자형으로 배열되어 있는 상태로 쌍원뿔형의 융합되고 테이퍼진 커플러(30)가 지지 부재에 장착되어 있다. 커플러의 입력측 섬유 도선(34)과 출력측 섬유 도선(36)은 연장부(28)에 형성된 채널(29)에서 서로 간격을 두고 나란하게 배치되어 있다. 도선은 커플링 영역(32)을 원하는 형태로 180°에 걸쳐 구부리도록 처리되고, 그 후 에폭시계 아교와 같은 적절한 접착제로 채널 내에 고정된다. 인장 상태에 있지 않은 커플링 영역은, 예컨대 GE RTV 12와 같은 실리콘 고무로 충전하는 것과 같은 공지의 방식으로 감지 박막(38, 도 4에는 도시 생략)을 형성하도록 엘라스토머로 공간(26)을 충전함으로써 매립될 수 있다. 선택적으로, 이하에서 설명하는 바와 같이, 커플링 영역은 매립의 필요성을 제거하도록 GE SS 4004(메틸 실세스퀴옥산을 함유한 폴리디메틸실옥산)와 같은 코팅 재료의 층으로 코팅될 수 있다. 통상적으로, 이 재료는 실온의 가황 처리용(Room Temperature Vulcanizing: RTV) 재료를 약한 결합부을 형성할 수도 있는 표면에 접착하기 위한 프라이머(primer)로서 사용된다. 매립하는 것을 생략하는데 따른 장점은 감도가 증대된다는 것인데, 그 이유는 아무리 얇게 매립하더라도 매립하는 것은 감도를 저하시키는 경향이 있기 때문이다. 지지 부재(22)는 플렉시글래스(Plexiglass, 상표명), 폴리비닐 클로라이드(PVC) 또는 해당 기술 분야에 알려진 적합한 재료와 같은 성형 가능한 플라스틱으로 적절하게 형성된다.The sensor 20 comprises a support member 22 having a generally circular head portion 24, which is provided with a central cavity or through hole 26 and a handle-like extension 28. A biconical fused and tapered coupler 30 is mounted to the support member with at least a portion (here all) of the fused coupling region 32 arranged in the space 26 and arranged in a U-shape. The input side fiber lead 34 and the output side fiber lead 36 of the coupler are arranged side by side at a distance from each other in the channel 29 formed in the extension 28. The leads are treated to bend the coupling region 32 over 180 ° into the desired shape and then secured in the channel with a suitable adhesive such as an epoxy based glue. Coupling regions that are not in tension can be filled with elastomer 26 to form a sensing thin film 38 (not shown in FIG. 4) in a known manner such as filling with silicone rubber such as GE RTV 12. Can be landfilled. Optionally, as described below, the coupling region can be coated with a layer of coating material such as GE SS 4004 (polydimethylsiloxane containing methyl silsesquioxane) to eliminate the need for embedding. Typically, this material is used as a primer for adhering room temperature vulcanizing (RTV) materials to surfaces that may form weak bonds. The advantage of omitting the embedding is that the sensitivity is increased because no matter how thin the landfill is, the landfill tends to lower the sensitivity. The support member 22 is suitably formed of a moldable plastic such as Plexiglass (trade name), polyvinyl chloride (PVC) or a suitable material known in the art.
도 5에 도시된 바와 같이, 박막(38)의 상부에는 환자의 신체에 접촉하기 위하여 지지 구조의 평면으로부터 돌출된 볼록면(39)이 마련되어 있다. 접촉면의 볼록 형상으로 인하여, 센서는 모니터되는 심장 혈관의 음향을 양호하게 위치 한정하도록 보다 많은 점의 탐사를 행한다. 센서의 실제의 예에서, 박막의 최대 직경은 접촉 표면이 전체의 대략 절반만큼 돌출된 상태로 5센트 짜리 동전의 직경과 대략 동일할 수 있으나, 박막은 특정 용례에 적합하도록 원하는 바에 따라 더 작거나 더 클 수도 있다. 지지판의 치수는, 커플러 융합 영역과 그 융합 영역 근처의 섬유 부분이 확실하게 고정되는한 어떠한 편리한 크기일 수도 있다. 장치의 감도는 종래의 장치와 같이 박막의 강성에 의존한다.As shown in FIG. 5, the upper surface of the thin film 38 is provided with a convex surface 39 protruding from the plane of the support structure in order to contact the body of the patient. Due to the convex shape of the contact surface, the sensor performs more points of exploration to better position the sound of the monitored cardiovascular. In a practical example of a sensor, the maximum diameter of the thin film may be approximately equal to the diameter of a 5 cent coin with the contact surface protruding approximately half of the total, but the thin film may be smaller or smaller as desired to suit a particular application. It may be larger. The dimensions of the support plate may be any convenient size as long as the coupler fusion region and the fiber portion near the fusion region are securely fixed. The sensitivity of the device depends on the stiffness of the thin film as in conventional devices.
접촉면(39)이 상완 동맥 또는 요골 동맥 위에서 사람의 팔과 같은 맥박점에 위치되는 경우, 박막(38)은 맥박과 관련된 피부의 변위를 섬유 광학 커플러(30)의 커플링 영역(32)에 연결한다. 이에 의하여 커플링 영역이 구부러져, 모니터되는 음향에 따라 출력측 섬유(36)의 광 출력비가 변화된다.When the contact surface 39 is located at a pulse point such as a human arm over the brachial or radial artery, the thin film 38 connects the displacement of the skin associated with the pulse to the coupling region 32 of the fiber optical coupler 30. do. As a result, the coupling region is bent, and the light output ratio of the output fiber 36 changes according to the sound to be monitored.
도 6 및 도 7은 종래의 예비 인장식 선형 섬유 광학 커플러의 변형과 도 4 및 도 5의 센서의 U형 커플러의 변형을 그림상으로 비교한 도면이다. 도 6a 및 도 6c는 각각 정상 상태에 있는 종래의 커플러의 융합 영역을 나타내는 평면도 및 측면도이다. 도 6b 및 도 6d는 하향력(F)에 의해 변형되는 융합 영역의 대응하는 상태를 나타내는 도면이다. 도 7a 내지 도 7d는 도 6에 상응하는 것이지만, 본 발명에 채용된 U형 커플러를 도시한다.6 and 7 are diagrams comparing the deformation of the conventional pre-tensionable linear fiber optical coupler and the deformation of the U-type coupler of the sensor of FIGS. 4 and 5. 6A and 6C are a plan view and a side view, respectively, showing a fusion region of a conventional coupler in a steady state. 6B and 6D are diagrams showing the corresponding states of the fusion region deformed by the downward force (F). 7A-7D correspond to FIG. 6, but show a U-type coupler employed in the present invention.
도 6d로부터 알 수 있는 바와 같이, 종래의 커플러에서는 융합 영역의 변형으로 인하여 휨(bowing: 호형으로 변형되는 것)이 발생되며, 이러한 휨은 융합 영역의 연신을 일으켜 인장을 증가시키는 경향이 있다. 이와 대조적으로, U형 평면에 수직한 방향을 따라 발생하는 것으로 도시되어 있는 도 7d의 U형 융합 영역의 변형은 융합 영역을 인장 상태로 만들지 않고 그 높이(도 7d에서 수평 치수)를 따른 굽힘만을 유발할 뿐이다. 따라서, 융합 영역이 크게 변위되더라도 균열이나 파손이 발생되지 않는다.As can be seen from FIG. 6D, in conventional couplers, bowing occurs due to deformation of the fusion region, which tends to increase the tension by causing the fusion region to elongate. In contrast, the deformation of the U-shaped fusion region of FIG. 7D, which is shown to occur along a direction perpendicular to the U-shaped plane, does not bring the fusion region to tension but only bending along its height (horizontal dimension in FIG. 7D). It just triggers. Thus, even if the fusion region is greatly displaced, no cracking or breakage occurs.
도 8은 본 발명에 따른 장치에 이용될 수 있는 다른 가변 커플러 섬유 광학 센서(20')를 도시하고 있다. 이 센서는, 센서를 팔/손목에 묶을 때 지지 부재(22')는 인체의 팔/손목 골격에 합치되어 환자가 센서를 용이하게 착용할 수 있도록 약 30°로 경사진 대략 장방형의 판으로 형성되는 것을 제외하고는 전술한 실시예의 구조와 동일한 기본 구조를 갖추고 있다. 특정 용례에 적합한 경우로서, 지지 부재는 광원(40)과, 광검출기/차동 증폭기 회로(42)와, 원격 모니터링을 위하여 제공되며 차동 증폭기 회로(42)에 연결되는 무선 송신 장치(도시 생략)를 내장할 수 있다. 실제로, 그러한 설비는 본 명세서에 기재된 어떠한 센서 구조에도 제공될 수 있다.8 shows another variable coupler fiber optical sensor 20 ′ that may be used in an apparatus according to the invention. When the sensor is tied to the arm / wrist, the support member 22 'is formed into an approximately rectangular plate that is inclined at about 30 ° to conform to the arm / wrist skeleton of the human body so that the patient can easily wear the sensor. Except for the above, it has the same basic structure as the structure of the above-described embodiment. As appropriate for a particular application, the support member may include a light source 40, a photodetector / differential amplifier circuit 42, and a wireless transmission device (not shown) provided for remote monitoring and connected to the differential amplifier circuit 42. Can be built Indeed, such a facility may be provided in any of the sensor structures described herein.
도 9는 도 8의 센서(20')를 착용한 사람으로부터 얻은 손목 심장박동/호흡 신호를 나타낸다. 도 9의 데이터 흐름은 128개 샘플의 초당 샘플링 속도(sampling rate)에서 얻었다. 센서가 읽은 맥박 파형이 표준의 맥박 판독보다 복잡한 현상이라는 것을 알 수 있다. 맥박 파형은 맥박의 폭 구조가 시간의 함수라는 것을 나타낸다. 맥박의 폭 구조는 맥박 점에서 손가락에 의한 충격 함수로서 "감지(felt)"되는 것은 아니지만, 이 함수는 존재하는 것이기는 하다. 진폭 구조 내에는 호흡 및 다른 신체적 상태를 나타내는 정보뿐만 아니라 심장 음향의 모든 것이 있다. 본원 명세서에 개시된 개량된 센서로 얻어지는 감도는 복잡한 맥박 파형을 매우 양호하게 감지하게 한다.9 illustrates a wrist heart rate / breathing signal obtained from a person wearing the sensor 20 'of FIG. The data flow of FIG. 9 was obtained at a sampling rate of 128 samples per second. It can be seen that the pulse waveform read by the sensor is a more complex phenomenon than the standard pulse reading. The pulse waveform indicates that the width structure of the pulse is a function of time. The width structure of the pulse is not "felt" as a function of impact by the finger at the pulse point, but this function is present. Within the amplitude structure is everything in the heart sound as well as information indicative of breathing and other physical conditions. The sensitivity obtained with the improved sensors disclosed herein makes it possible to detect complex pulse waveforms very well.
도 10은 센서(20')를 착용한 사람으로부터 얻은 다른 손목에서의 심장 박동/호흡 신호를 도시한다. 여기서, 데이터 흐름을 64개 샘플의 초당 샘플링 속도에서 12 비트 아날로그/디지털 변조기를 이용하여 디지탈화하였다. 삽입한 그래프가 나타내는 바와 같이, 심장 박동 신호는 매우 잘 분석되었다. 또한, 호흡 사이클에 의해 도입된 변조(modulation)를 84초간의 동작 기간에 걸쳐 선명하게 볼 수 있다.FIG. 10 shows heart rate / breathing signals at another wrist obtained from a person wearing sensor 20 '. Here, the data flow was digitized using a 12-bit analog / digital modulator at a sample rate of 64 samples per second. As the inset graph shows, the heart rate signal was analyzed very well. In addition, the modulation introduced by the breathing cycle can be clearly seen over an 84 second operating period.
도 11 및 도 12는 본 발명의 장치에 적용될 수 있는 다른 팔/손목 센서(50)를 도시한다. 이 센서에서, 섬유 광학 커플러의 융합 영역(62)은 매립되지 않고, 전술한 바와 같이 코팅되어 있다. 융합 영역(62)은 유체 또는 겔이 충전된 탄성 받침대(68)에 의해 팔/손목의 박동 부위(화살표 P로 나타냄)에 연결된다. 섬유 광학 커플러는, 지지판(52)이 편평하고 경사지지 않은 것을 제외하고는 도 8의 지지판과 유사한 지지판(52)에 장착되어 있다[입력 및 출력 도선(64, 66)용 채널은 단순화하기 위하여 도시를 생략하였다]. 지지판은 받침대(68)의 상면에 고정되고, 구멍(56)에서 커플러(60)의 융합 영역(62)을 보호하도록 지지판의 상면에 덮개(69)가 부착된다. 구멍(56)이 마련되며, 신축성으로 인하여 구멍(56)으로 돌출되어 커플러 융합 영역에 접촉하는 받침대(68)의 상면과 융합 영역 사이의 접촉으로 인하여 맥박 활동의 유압이 융합 영역을 밀어 변형시킬 수 있다. 아교 등에 의하여 지지판(52)에 부착된 손목 스트랩(57)으로 인하여, 센서는 팔/손목에 고정될 수 있다. 참조 부호64와66은 각각 입력측 섬유와 출력측 섬유를 지시한다.11 and 12 show another arm / wrist sensor 50 that can be applied to the device of the present invention. In this sensor, the fusion region 62 of the fiber optical coupler is not embedded and is coated as described above. The fusion region 62 is connected to the pulsating region of the arm / wrist (indicated by arrow P) by an elastic pedestal 68 filled with fluid or gel. The fiber optical coupler is mounted on a support plate 52 similar to the support plate of FIG. 8 except that the support plate 52 is flat and not inclined (channels for input and output leads 64 and 66 are shown for simplicity). Is omitted. The support plate is fixed to the top surface of the pedestal 68 and a cover 69 is attached to the top surface of the support plate to protect the fusion region 62 of the coupler 60 in the hole 56. A hole 56 is provided, and the elasticity of the pulsed activity can push and deform the fusion region due to the contact between the fusion region and the top surface of the pedestal 68 which protrudes into the hole 56 due to its elasticity and contacts the coupler fusion region. have. Due to the wrist strap 57 attached to the support plate 52 by glue or the like, the sensor can be secured to the arm / wrist. Reference numerals 64 and 66 denote input fibers and output fibers, respectively.
도 11 및 도 12의 매립되지 않은 센서 구조가 전술한 매립 구조보다 유리한데, 그 이유는 감지 박막이 없어서 감도가 증가하기 때문이다. 또한, 도 8의 굽은 구조와는 달리, 편평한 형상의 지지판은 커플러 도선이 평면을 넘어서 굽혀질 것을 요구하지 않는데, 이와 같이 평면을 넘어서 굽혀지는 것은 광도의 감소를 초래한다. 대신에, 커플러는 편평한 형태로 유지되는데, 이는 시스템의 광도를 최적화한다.The non-embedded sensor structure of Figs. 11 and 12 is advantageous over the above-described buried structure, because there is no sensing thin film, so the sensitivity is increased. In addition, unlike the bent structure of FIG. 8, the flat shaped support plate does not require the coupler conductor to be bent over the plane, and such bend over the plane results in a decrease in the brightness. Instead, the coupler remains flat, which optimizes the brightness of the system.
도 13은 본 발명의 장치에 사용될 수 있는 다른 센서(70)를 도시하며, 이 센서는 손목에 착용된 상태에서 단면도로 도시되어 있다. 도시된 바와 같이, 센서는 대체로 손목에 합치되는 내측 형상을 갖춘 프레임 부재(72)를 포함한다. 프레임 부재는 어떠한 적합한 물질로도 구성될 수 있는데, 델린(Delrin, 상표명), PVC, 아크릴, 루사이트(Lucite, 상표명), 플렉시글래스(Plexiglass, 상표명), 스티렌 또는그외의 폴리머와 같은 합성수지가 바람직하다.13 shows another sensor 70 that can be used in the device of the present invention, which is shown in cross-sectional view while worn on the wrist. As shown, the sensor includes a frame member 72 having an inner shape that generally conforms to the wrist. The frame member may be made of any suitable material, with synthetic resins such as Delrin (trade name), PVC, acrylic, Lucite (trade name), Plexiglass (trade name), styrene or other polymers. Do.
프레임의 상부에는 섬유 광학 커플러(80)와 그 지지판(81)을 수납하기 위한 챔버(77)가 마련되어 있다. 커플러가 프레임 부재에 수납되므로, 입력 및 출력 도선을 수용하도록 채널이 형성되어 있는 지지판은 전술한 센서에서와 같이 커플러의 융합 영역(82)을 수납하도록 개구(예를 들어, 공동 또는 관통 구멍)를 포함할 필요는 없다. 이전에 설명한 바와 같이, 융합 영역은 매립되지 않고코팅된다. 프레임(72)과 동일 물질일 수 있는 지지판(81)과 커플러는 모듈로서 조립되어 챔버(77) 내의 적소에 접착된다. 챔버는 보호 덮개판(도시 생략)에 의해 폐쇄된다.The upper part of the frame is provided with a chamber 77 for accommodating the fiber optical coupler 80 and its supporting plate 81. Since the coupler is housed in the frame member, the support plate, the channel being formed to receive the input and output leads, has an opening (e.g., a cavity or through hole) to receive the fusion region 82 of the coupler as in the sensor described above. There is no need to include it. As previously described, the fusion region is coated without embedding. The support plate 81 and the coupler, which may be the same material as the frame 72, are assembled as a module and glued in place in the chamber 77. The chamber is closed by a protective cover plate (not shown).
융합 영역을 요골 동맥의 박동 부위에 연결하기 위하여 유체 컬럼(74)이 마련되어 있다. 이 컬럼에는 한 쌍의 탄성 박막(73, 75)이 각각 그 내외측 단부에 마련되어 있고, 이 컬럼은 챔버(77)와 프레임의 내면 사이에서 프레임(72)의 두께를 통하여 연장한다. 커플러 모듈은 커플러 융합 영역(82)이 유체 컬럼의 외측 박막(75)과 접촉된 상태로 설치되어 있다. 외측 박막은 커플러 융합 영역과 접촉을 위하여 유체 컬럼의 높이를 상승시키도록 환형 보스(76)에 부착되어 있다. 외측 박막과의 접촉으로 인하여, 융합 영역은 약간의 예비 하중(pre-load)을 받는다. 커플러는, 융합 영역의 예비 하중이 출력측 섬유 사이에 실질적으로 동일한 광 분할을 발생시키고 이로써 보다 선형의 동적 영역을 제공하도록 제조될 수 있다. 유체 컬럼의 내측 부분(도 13의 하부)은 도시된 바와 같이 단층화되어, 손목에서의 커플링 영역의 직경이 증대된다.A fluid column 74 is provided to connect the fusion region to the pulsatile region of the radial artery. The column is provided with a pair of elastic thin films 73 and 75 at its inner and outer ends, respectively, which extend through the thickness of the frame 72 between the chamber 77 and the inner surface of the frame. The coupler module is provided with the coupler fusion region 82 in contact with the outer membrane 75 of the fluid column. The outer membrane is attached to the annular boss 76 to raise the height of the fluid column for contact with the coupler fusion region. Due to the contact with the outer membrane, the fusion region is subjected to some pre-load. The coupler can be manufactured such that the preload of the fusion region produces substantially the same light split between the output fibers and thereby provides a more linear dynamic region. The inner portion of the fluid column (bottom of FIG. 13) is monolayered as shown, increasing the diameter of the coupling region at the wrist.
박막은 유체 컬럼의 중요 부분을 이룬다. 동맥의 박동이 약하므로, 박막은가볍고 얇으며 최적의 성능을 위하여 두로미터(durometer)에 의한 경도가 낮고 신장성이 높아야 한다. 동시에, 적어도 내측 박막은 피부와의 연속적인 접촉을 견디기에 충분하게 튼튼해야 한다. 박막용으로 우수한 특성을 갖춘 것으로 판명된 물질은 미국식품의약국(FDA)에서 승인하고 내구성이 높으며 콜로라이트(Colorite)사에서 펠릿(pellet) 형태로 구입할 수 있는 비닐 기재의 물질인 플렉켐(FlexChem)이 있다. 또한, 플렉켐은 가열 성형 가능하며, 이로 인하여 내측 감지 박막(73)은 요골 동맥과의 최대 결합 영역을 제공하도록, 그리고 손목과의 보다 양호한 커플링을 위하여 프레임 부재(72)의 내면으로부터 돌출되도록 성형될 수 있다. 플렉켐 박막과 함께 사용하기에 적합한 유체는 어플라이드 실리콘사(Applied Silicone Corp.)로부터 입수할 수 있는 의료 등급 MDM의 실리콘 유체이다. 부수적으로, 플렉켐 박막은 수증기가 투과할 수 있으므로 이 박막과 함께 물을 사용하는 것은 바람직하지 않다.The membrane is an important part of the fluid column. Since the arterial pulsation is weak, the thin film should be light and thin and have low hardness and high extensibility by durometer for optimal performance. At the same time, at least the inner thin film must be strong enough to withstand continuous contact with the skin. A material that has proven to be excellent for thin films is FlexChem, a vinyl-based material that is approved by the US Food and Drug Administration (FDA), durable, and can be purchased in pellet form from Colorite. There is). In addition, the flexchem is heat moldable, thereby allowing the inner sensing membrane 73 to protrude from the inner surface of the frame member 72 to provide a maximum bonding area with the radial artery and for better coupling with the wrist. Can be molded. Suitable fluids for use with Flexchem thin films are medical grade MDM silicone fluids available from Applied Silicone Corp. Incidentally, it is not preferable to use water with the thin film because the flexem thin film can permeate water vapor.
센서 반응에 대한 효과를 결정하기 위해 몇 가지의 내측 박막의 크기를 시험하였다. 특히, 입수 가능한 가속도계를 이용하여 교정된 피구동 진동자 자극에 대한 반응을 위하여 직경이 4㎜, 7㎜ 및 10㎜인 박막으로 시험하였다. 반응을 0 내지 약 11㎐의 주파수 범위에 걸쳐 시험하였다(심장 혈관 및 호흡 신호는 통상 0.1 내지 4 ㎐의 범위에 있다). 각각의 박막에는 수용 가능한 반응이 제공되었으며, 10㎜의 박막이 최상의 반응을 제공하였다.Several inner thin films were tested to determine the effect on sensor response. In particular, thin films having diameters of 4 mm, 7 mm and 10 mm were tested for response to the driven vibrator stimulation calibrated using an available accelerometer. The response was tested over a frequency range of 0 to about 11 Hz (cardiovascular and respiratory signals are usually in the range of 0.1 to 4 Hz). Each thin film was provided with an acceptable reaction, and a 10 mm thin film provided the best response.
다시 도 13에 있어서, 본 발명의 구조는 광원 및 출력 회로(예컨대, 광검출기 및 차동 증폭기 회로)와 같은 보조 구성 요소가 어떻게 센서 유닛에 합체될 수있는 가를 보여준다. 보다 구체적으로, 이러한 구성 요소는 프레임(72)의 하나(도시된 상태) 또는 그 이상의 내측 챔버(79) 내에 수납될 수 있다.Again in FIG. 13, the structure of the present invention shows how auxiliary components such as light sources and output circuits (eg, photodetector and differential amplifier circuits) can be incorporated into the sensor unit. More specifically, such components may be housed in one (or shown) or more of the inner chamber 79 of the frame 72.
도 14 내지 도 16은 경동맥에 적용할 수 있도록 구성된 다른 센서(80)를 도시한다. 이 센서는 센서 박막을 제공하도록 융합 영역이 매립되어 있는 것을 제외하고는 도 11의 것과 유사한 커플러 구조 및 편평하고 채널이 형성된 지지판(82)을 이용한다. 박막 영역은 구형 캡(99')이 볼록하게 돌출된 감지 박막(98)의 표면 위로 부가될 수 있도록 충분히 크게(예컨대, 약 25센트 동전 크기로) 제조될 수 있다. 구형 캡의 부가로 인하여, 센서가 목(neck)에 대하여 수조작으로 압박될 때 손에 의하여 야기되는 어떠한 요동 운동에 대하여도 센서는 덜 민감하게 된다. 커플러는 센서의 후방 측부(도 14 및 15의 바닥)에서 플라스틱 커버판(97)에 의하여 보호된다. 센서는 접착 테이프와 같은 어떠한 적절한 수단에 의하여 목에 고정될 수 있다.14-16 illustrate another sensor 80 configured for application to the carotid artery. The sensor utilizes a coupler structure similar to that of FIG. 11 and a flat, channeled support plate 82, except that the fusion region is embedded to provide a sensor thin film. The thin film region can be made large enough (eg, about 25 cent coin size) to allow the spherical cap 99 'to be added over the surface of the convexly projected sensing thin film 98. Due to the addition of the spherical cap, the sensor is less sensitive to any rocking motion caused by the hand when the sensor is manually pressed against the neck. The coupler is protected by a plastic cover plate 97 at the rear side of the sensor (bottom in FIGS. 14 and 15). The sensor may be secured to the neck by any suitable means, such as adhesive tape.
입력측 섬유 및 출력측 섬유는 각각의 보호 피복(102,104)에 쌍으로 둘러싸여 있으며, 이 보호 피복은 외부의 보호 피복(106)으로 둘러싸인다. 센서가 외부 구성 요소와 접속되도록 광섬유 커넥터(108)가 도선의 단부에 마련되어 있다.The input and output fibers are surrounded by pairs of respective protective sheaths 102 and 104, which are surrounded by an external protective sheath 106. An optical fiber connector 108 is provided at the end of the lead so that the sensor is connected to the external component.
도 17 내지 도 21은 본원 명세서에 개시된 개량된 형태의 2개의 가변 커플러 광학 섬유 센서를 이용하는 도 3에 따른 장치로 얻은 대응 맥박 전이 시간 및 상완 동맥과 요골 동맥의 맥박 파형을 보여주는 도면이다. 디지탈 신호 처리기는 도 2와 관련하여 설명한 방법에 따라 프로그램되었다. 부수적으로, 도 1 및 도 3의 장치가 상호 배타적이지 않다는 것을 이해할 수 있다. 예컨대, 도 2에 따라 프로그램된 경우, 도 3의 장치는 일반적으로 도 1에 도시된 구조의 특별한 형태를 이룬다. 역으로, 설명한 형태의 개량된 가변 커플러 광학 섬유 센서를 구비하는 경우, 도 1의 장치는 일반적으로 도 3에 도시된 구조의 특별한 형태를 이룬다.17-21 show the corresponding pulse transition time and pulse waveforms of the brachial and radial arteries obtained with the device according to FIG. 3 using the two variable coupler optical fiber sensors of the improved form disclosed herein. The digital signal processor was programmed according to the method described in connection with FIG. Incidentally, it is to be understood that the devices of FIGS. 1 and 3 are not mutually exclusive. For example, when programmed according to FIG. 2, the apparatus of FIG. 3 generally forms a special form of the structure shown in FIG. 1. Conversely, with the improved variable coupler optical fiber sensor of the type described, the apparatus of FIG. 1 generally forms a special form of the structure shown in FIG.
도 17은 통상적으로 누워 있는 성인 남자의 호흡에 대한 데이타를 보여준다. 맥박 전이 시간은 평균적으로 약 50밀리초이다.17 shows data for breathing of a conventionally lying adult male. Pulse transition time is on average about 50 milliseconds.
도 18은 호흡 패턴이 2초 동안 흡입하고 3초 동안 배출하는 수면 상태를 모의 실험하도록 변경된 것을 제외하고는 유사한 그래프이다. 맥박 전이 시간은 평균적으로 약 35밀리초이다.FIG. 18 is a similar graph except that the breathing pattern was modified to simulate sleep states inhaling for 2 seconds and exiting for 3 seconds. Pulse transition time is on average about 35 milliseconds.
도 19는 방금 설명한 바와 유사한 호흡 패턴을 이용하였지만, 코를 조임으로써 호흡을 제한하였다. 그러한 조건하에서 혈압은 강하되는데, 그 이유는 흉강이 보다 음압 상태(기이맥; pulsus paradoxus)로 있기 때문이다. 이것은 맥박 전이 시간이 평균적으로 약 50밀리초로 증가되는 것에 의하여 명백해진다.19 used a similar breathing pattern as just described, but limited breathing by pinching the nose. Under such conditions, blood pressure drops because the chest cavity is in a more negative pressure state (pulsus paradoxus). This is evident by the increase in pulse transition time to about 50 milliseconds on average.
도 20은 유사한 호릅 패턴을 이용하였지만, 기류를 완전 차단 상태로 하였다. 호흡의 일시 정지를 모의 실험하도록, 16초의 시험 시간에 걸쳐 공기를 폐에 도입하지 않았다. 명백한 바와 같이, 맥박 전이 시간은 상당히 증가하는데, 이는 도 19에 비하여 혈압의 추가 강하를 나타내는 것이다.Fig. 20 used a similar horn pattern but kept the airflow completely blocked. No air was introduced into the lungs over a 16 second test time to simulate a pause in breathing. As is apparent, the pulse transition time increases significantly, indicating an additional drop in blood pressure compared to FIG. 19.
도 21은 16초 동안 호흡하지 않은 것에 대한 다른 그래프이지만, 폐는 완전히 찬 상태로 하였다. 맥박 전이 시간의 값은 평균적으로 약 30밀리초로 감소되었는데, 이는 보다 높은 혈압을 나타낸다.21 is another graph of not breathing for 16 seconds, but the lungs were left completely cold. The value of pulse transition time was reduced to about 30 milliseconds on average, indicating higher blood pressure.
도 17 내지 도 21의 결과는 음의 폐압이 혈압을 강하시키는 반면에, 점증하는 양의 폐압은 혈압의 상승을 야기한다는 공지의 사실과 일치한다.The results of FIGS. 17-21 are consistent with the known fact that negative lung pressure lowers blood pressure, while increasing positive lung pressure causes an increase in blood pressure.
도 22는 도 1 또는 도 3에 따른 장치를 작동하기 위하여 가변 커플러 광학 섬유 센서를 이용하는 실제적인 배치를 도시한다. 도시된 형태에 있어서, 센서(S1, S2; S1', S2')는 각각 상완 동맥 맥박점 및 요골 동맥 맥박점 위에서 팔에 각각 부착되어 있다. 광원과 신호 처리 전자 장치는 역시 팔에 부착된 모듈(M)에 내장된다. 센서 및 모듈(M)은 대응하는 광섬유 도선(34,36) 세트를 통하여 연결된다. 모듈(M)은 외부 전자 장치와 통신하도록 무선 송신 장치(도시 생략)를 구비할 수 있다.22 shows a practical arrangement using a variable coupler optical fiber sensor to operate the device according to FIG. 1 or 3. In the form shown, the sensors S1, S2; S1 ', S2' are respectively attached to the arm above the brachial artery pulse point and the radial artery pulse point. The light source and the signal processing electronics are also embedded in a module M which is also attached to the arm. The sensor and module M are connected via a corresponding set of optical fiber conductors 34, 36. The module M may include a wireless transmission device (not shown) to communicate with an external electronic device.
전술한 센서에 사용된 광섬유는 약 0.18 dB/㎞의 광 손실을 나타내는 코닝(Corning) SMF28과 같은 고품질의 것이 가장 바람직하다는 것을 주목해야 한다. 광검출기는 900㎚ 이상의 경파장에 대해서는 갈륨-알루미늄-비화물 또는 게르마늄 검출기, 더 짧은 파장에 대해서는 실리콘 검출기일 수 있다.It should be noted that the optical fiber used in the sensor described above is most preferably of high quality, such as Corning SMF28, which exhibits an optical loss of about 0.18 dB / km. The photodetector may be a gallium-aluminum-arsenide or germanium detector for light wavelengths above 900 nm and a silicon detector for shorter wavelengths.
광검출기는 광전지 모드 또는 광전도 모드 중 하나로 연결될 수 있다. 광전지 모드에 있어서, 트랜스임피던스 증폭기(transimpedance amplifier; 전류를 전압으로 전환)가 감지기를 차동 증폭기의 입력측에 연결하도록 사용될 수 있다. 트랜스임피던스 증폭기는 광대역 소음을 제거하도록 필터링될 수도 있다. 광전도 모드에 있어서, 감지기의 출력측은 통상의 전압 증폭기에 연결될 수 있다. 이러한 접근법은 더 많은 소음을 초래하지만, 가격이 중요하고 낮은 소음 수준은 중요하지 않은 용례에 사용될 수 있다.The photodetector can be connected in either photovoltaic mode or photoconductive mode. In the photovoltaic mode, a transimpedance amplifier (converting current into voltage) can be used to connect the detector to the input side of the differential amplifier. The transimpedance amplifier may be filtered to remove broadband noise. In the photoconductive mode, the output side of the detector can be connected to a conventional voltage amplifier. This approach results in more noise, but price is important and low noise levels can be used in applications where it is not important.
물론, 본 발명의 전술한 실시예가 단지 예시적인 것이며, 본원 명세서에 폭넓게 개시된 본 발명의 범위를 벗어나지 않으면서 본 발명의 많은 변형이 가능하다는 것을 이해해야 한다.Of course, it is to be understood that the foregoing embodiments of the invention are merely exemplary, and that many variations of the invention are possible without departing from the scope of the invention as broadly disclosed herein.
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