KR101789884B1 - 핸디형 유방암 검진기를 이용한 유방암 검진 방법 - Google Patents

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Abstract

유방암 검진기에 대하여, 피검자의 유방의 일측 부위에 측정센서부를 부착하고, 상기 측정센서부가 부착된 위치와 대칭적인 반대측 유방의 일측 부위에 기준센서부를 부착하고 측정센서부가 부착된 위치의 주변 부위에 복수 개의 주변센서부를 부착하여 생체 전위를 측정하는 단계; 상기 측정센서부와 기준센서부에서 측정한 생체 전위를 차동 증폭기에 입력하여 두 전위값의 차이를 증폭시키고 상기 복수의 주변센서부 중 어느 하나와 기준센서부에서 측정한 생체 전위를 차동 증폭기에 입력하여 두 전위값의 차이를 증폭시키는 단계; 상기 차동 증폭기로부터 전달 받은 신호 중에서 저주파대역 신호만을 능동 저역 통과 필터에 통과시키는 단계; 상기 통과한 저주파대역 신호를 구동 증폭기에 통과시켜 증폭시키는 단계; 상기 증폭한 저주파대역 신호를 AD 컨버터에 통과시켜 디지털 신호로 변환시키는 단계; 및 상기 변환된 디지털 신호가 연산부에 입력되어 생체 전위값의 평균값을 측정하는 단계를 포함하는 유방암 검진 방법을 제공한다.
본 발명의 유방암 진단 방법을 이용하면 측정 위치의 거리가 가까워져 측정 신호사이의 임피던스가 줄어들어 짧은 시간 내에 신호의 안정화가 가능해지며, 측정 방식이 비침습적이고 빠른 시간 동안에 검사가 가능하여 인체에 해가 없고, 시간 경제적인 면에서 매우 효율적이며, 센서의 개수를 조절하여 피검 부위에 대한 정밀한 검사가 가능하여 오진단을 최소화시킬 수 있다.

Description

핸디형 유방암 검진기를 이용한 유방암 검진 방법{Breast Cancer Diagnosis Method Using Handy-type Breast Cancer Diagnosis Device}
본 발명은 유방암 검진기를 이용한 유방암 검진 방법에 관한 것으로, 보다 구체적으로는 차동 증폭기 기준 신호를 Right Leg Driver(RLD)를 사용하는 대신 가슴 부위의 한 지점을 기준 신호로 설정하여 유방암 여부를 검진할 수 있으며 생체 전위의 평균값의 계산, 센서위치보정모듈 및 센서불량체크 모듈을 포함하는 연산부가 내장되어 있는 유방암 검진기를 이용하여 유방암을 검진하는 방법에 관한 것이다.
유방암(Breast Cancer)는 여성에게서 자주 발견되는 병으로 조기 진단 및 치료를 통해 생존율을 높일 수 있다. 그러나 유방암 초기 단계에서는 많은 경우 아무런 예후가 나타나지 않아 확인하기 용이하지 않다. 정기 건강검진을 통해서 유방암 스크리닝을 하고 있지만, 조직의 크기가 크지 않을 때에는 물혹이나 유선조직의 증대 현상과 구분이 어렵기 때문에 조직의 크기가 일정 크기(보통 10mm) 이상으로 증가하였을 때 엑스레이, 초음파, MRI 등과 같은 다양한 진단 장비를 이용하여 정밀 진단을 하고 있다. 유방암 검사 방법에 대한 종래 기술은 특허 출원 제10-2009-0096934호, 제10-2008-0004564호 등에서 확인할 수 있다. 유방을 압박한 상태에서 X선을 이용하여 유방의 병변 및 미세석회화 병변 등을 확인하는 방법이 건강검진에서 사용되고 있다.
한편 인체의 정상 체세포는 휴지기와 분화기를 거치면서 분열과정을 거친다. 이때 분열과정의 세포는 세포막이 열리면서 세포간 조직과의 이온교환이 활발해짐으로써 세포막과 기저조직간의 전위차가 증가하게 된다. 일반적으로 정상세포는 휴지기에 약 -70 mV, 분화기에 -15 mV의 전위를 유지한다. 이에 비해 암세포도 정상세포와 마찬가지로 정상적인 단계를 거쳐 분화를 하지만 정상세포와는 달리 분화시간이 정상세포의 절반정도이고, 분화 시간은 1 시간 정도이다. 그러나 정상세포의 경우 과분화를 세포조직에서 조절하는 기능이 있어서 세포조직이 일정한 모습을 유지하도록 하지만, 암세포는 이러한 조절기능을 가지고 있지 않아 무한증식을 하게 된다. 1 cm 지름을 가지는 암 조직이 되는 데에 약 10 억 개의 암세포가 필요하며, Gomperts 모델에 의하면 이중 3 만여 암세포가 사멸없이 매일같이 분화하며, 이러한 분화는 암 종양이 상시적으로 -15 mV 정도의 전위를 유지할 수 있도록 해준다. 이러한 전위차를 감지함으로써 작은 크기를 가진 종양 조직을 감별할 수 있다.
인용문헌(등록특허 제10-0794721호)방식은 바이오센서로 입력되는 인체의 전자기장 변화에 따른 바이오센서의 정전용량변화량을 측정하여 기준치와의 편차를 주파수의 편차로 변환하여 측정함으로써 비정상적인 조직 및 활동을 검진하고 있으나, 본 발명은 높은 임피던스를 가지는 바이오센서를 통해 피하조직의 암종양에서 유기되는 생체전위와 정상조직에서 유기되는 생체 전위간 차이를 통해 세포조직의 활성도를 측정하고, 그 측정치가 정상인지 아닌지를 판단하여 암의 유무를 판단한다. 또한 인용문헌(등록특허 제10-0794721호)방식은 생체전위를 측정 시 생체전위의 균형을 위해 30분가량의 측정시간을 가져야 하지만, 본 발명에서는 빠른 응답을 얻기 위해 RLD 신호의 능동적 안정화(active stability)를 구현하여 짧은 시간 내에 검진결과를 얻을 수 있도록 하고자 하였다.
상기의 종래 문제점을 해결하기 위해 검진기기 내부의 차동 증폭기에 RLD 회로를 전기적으로 연결하여 오른발에 직접 접지회로를 연결하는 대신 가슴 부위의 대칭 지점을 기준 신호로 설정하여 짧은 시간 내에 정확하게 유방암 여부를 진단할 수 있는 유방암 검진기를 개발하였고 이를 이용하여 유방암 여부를 검진할 수 있는 방법을 개발할 수 있었다.
본 발명에서 해결하고자 하는 과제는 상기의 목적을 달성하고자 하는 유방암 검진 방법을 제공하는 데에 있다.
본 발명의 과제들은 이상에서 언급한 기술적 과제로 제한되지 않으며, 언급되지 않은 또 다른 기술적 과제들은 아래의 기재로부터 당업자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.
상기 과제를 해결하기 위한 본 발명의 일 실시예에 따른 유방암 검진 방법은 유방암 검진기에 대하여, 피검자의 유방의 일측 부위에 측정센서부를 부착하고, 상기 측정센서부가 부착된 위치와 대칭적인 반대측 유방의 일측 부위에 기준센서부를 부착하고 측정센서부가 부착된 위치의 주변 부위에 복수 개의 주변센서부를 부착하여 생체 전위를 측정하는 단계; 상기 측정센서부와 기준센서부에서 측정한 생체 전위를 차동 증폭기에 입력하여 두 전위값의 차이를 증폭시키고 상기 복수의 주변센서부 중 어느 하나와 기준센서부에서 측정한 생체 전위를 차동 증폭기에 입력하여 두 전위값의 차이를 증폭시키는 단계; 상기 차동 증폭기로부터 전달 받은 신호 중에서 저주파대역 신호만을 능동 저역 통과 필터에 통과시키는 단계; 상기 통과한 저주파대역 신호를 구동 증폭기에 통과시켜 증폭시키는 단계; 상기 증폭한 저주파대역 신호를 AD 컨버터에 통과시켜 디지털 신호로 변환시키는 단계; 및 상기 변환된 디지털 신호가 연산부에 입력되어 생체 전위값의 평균값을 측정하는 단계를 포함한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 유방암 검진 방법에서, 상기 차동 증폭기에 접지 운영회로가 전기적으로 결합되어 있는 것을 포함한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 유방암 검진 방법에서, 상기 접지 운영회로는 하기의 회로도 1로 표현된 것을 포함한다.
[회로도 1]
Figure 112015116401294-pat00001
상기 회로도 1에서 OP amp는 연산 증폭기이며, C1, C2는 커패시터, RL은 저항이고, Vin은 복수의 차동 증폭기에 전기적으로 결합되어 있으며, Vref는 기준 전압으로 플로팅(floating)된 상태이다.
본 발명의 일 실시예에 따른 유방암 검진 방법에서, 상기 저주파대역 신호의 주파수는 50Hz 이하인 것을 포함한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 유방암 검진 방법에서, 상기 연산부는 측정된 센서 신호의 평균값을 측정하기 위한 센서신호 평균계산모듈, 허용범위가 초과된 신호 값을 계산하여 센서 부착 위치의 변경 여부를 결정하는 센서위치보정모듈, 센서 자체에 결함이 있는 것을 판단하는 센서불량체크모듈 및 오류가 없는 센서 신호의 평균값을 확인하여 병변의 양성 여부를 판단하는 병변에 대한 1차 검진모듈로 구성되며, 상기 센서신호 평균계산모듈에서 일정 시간간격 동안 입력된 복수의 센서 신호의 평균값인 An(t)를 계산하는 것을 포함한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 유방암 검진 방법에서, 상기 일정 시간간격 동안 입력된 복수의 센서 신호의 평균값인 An(t)과 연산부로 입력된 센서 신호값인 Dn(t)의 차이가 ±3.5 mV 이하인 경우 해당 센서 신호값을 평균값 An(t)값을 계산하는데 반영시키며, 만일 그 차이가 ±3.5 mV를 초과하면 평균값 An(t)을 계산하는데 해당 Dn(t)값을 제외하는 것을 포함한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 유방암 검진 방법에서, 상기 계산된 평균값인 An(t)를 다시 여러 번 반복하여 계산한 결과의 평균값인 An(t)를 산출하는 단계를 거치고, 다시 상기 계산된 An(t)를 일정 시간 동안 여러 번 반복하여 계산하고 이들을 평균하여 계산한 평균값인 A를 산출하는 것을 포함한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 유방암 검진 방법에서, 일정 시간간격 동안 입력된 복수의 센서 신호의 평균값인 An(t)과 연산부로 입력된 센서 신호값인 Dn(t)의 차이가 ±3.5 mV를 초과하는 신호의 횟수인 Vn(t)가 전체 입력된 총 횟수의 일정 확률을 초과하는 것으로 계산되면 상기 센서위치보정모듈 또는 센서불량체크 모듈이 활성화 되는 것을 포함한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 유방암 검진 방법에서, 상기 Vn(t)와 연산부로 입력된 센서 신호값인 Dn(t)의 차이가 3.5 mV이상 7 mV 이하로 나타나는 센서부가 2개를 초과하는 경우 센서가 부착된 위치를 변경하는 신호가 나타나도록 활성화되는 것을 포함한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 유방암 검진 방법에서, 상기 Vn(t)와 연산부로 입력된 센서 신호값인 Dn(t)의 차이가 -6 mV 미만으로 계산되는 센서부의 개수가 2개를 초과하면 센서불량으로 인식하여 센서교체 신호가 나타나도록 활성화되는 것을 포함한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 유방암 검진 방법에서, 일정 시간간격 동안 입력된 복수의 센서 신호의 평균값인 An(t)과 연산부로 입력된 센서 신호값인 Dn(t)의 차이가 ±3.5 mV를 초과하는 신호의 횟수인 Vn(t)가 전체 입력된 총 횟수의 일정 확률 이하인 것으로 계산되면 상기 병변에 대한 1차 검진모듈이 활성화되는 것을 포함한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 유방암 검진 방법에서, 상기 병변에 대한 1차 검진모듈에 입력된 센서의 평균값이 7 mV이하인 경우 정상으로 판정, 7 mV 초과 14 mv 미만인 경우 유방암 양성으로 판정, 14 mV 이상인 경우 비정상으로 판정하는 것을 포함한다.
기타 실시예들의 구체적인 사항들은 상세한 설명 및 도면들에 포함되어 있다.
본 발명의 효과에 있어 상기의 내용을 참고하면 다음과 같다.
본 발명의 핸디형 유방암 검진기를 이용한 유방암 검진 방법은 오른 다리 신호 대신 측정 신호 중 하나를 기준 신호로 하여 유방에서 직접 측정하는 것을 특징으로 한다.
상기의 기기의 구성을 통해 인체에 별도의 접지 위치가 사라지게 되어, 측정 위치의 거리가 가까워져 측정 신호사이의 임피던스가 줄어들어 짧은 시간 내에 신호의 안정화가 가능해진다.
또한 측정 방식이 비침습적이고 빠른 시간 동안에 검사가 가능하여 인체에 해가 없고, 시간 경제적인 면에서 매우 효율적이며, 센서의 개수를 조절하여 피검 부위에 대한 정밀한 검사가 가능하여 오진단을 최소화시킬 수 있다.
본 발명에 따른 효과는 이상에서 예시된 내용에 의해 제한되지 않으며, 더욱 다양한 효과들이 본 명세서 내에 포함되어 있다.
도 1은 종래 특허에서 나타낸 생체전위를 측정하는 방법을 보여주는 모식도이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 RLD 신호의 위치를 생략한 핸디형 유방암 검진기에서의 측정 방식을 보여주는 모식도이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 핸디형 유방암 검진기 및 센서부를 나타낸 예시도이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 핸디형 유방암 검진기 및 센서부를 이용하는 일 양태를 보여주는 예시도이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 핸디형 유방암 검진기의 구성요소를 나타낸 구성도이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 핸디형 유방암 검진기의 구성요소 중 제1증폭기와 이와 전기적으로 결합된 접지 운영회로를 구체적으로 도시한 회로도이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 핸디형 유방암 검진기의 구성요소 중 능동필터에 대한 구체적인 회로도이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 핸디형 유방암 검진기의 구성요소 중 제2증폭기의 구체적인 회로도이다.
도 9는 데이터처리부를 통과하였을 때의 신호의 처리가 변화된 모습을 보여주는 인터페이스 화면이다.
도 10 및 도 11은 본 발명의 일 실시예에 의한 피검자에 대해 측정센서부 및 기준센서부가 대칭적 위치에 부착시키는 과정 및 차동 증폭기에 의해 두 생체 전위의 차이를 증폭하는 과정을 나타내고 있으며, 측정센서부 주변에 복수 개의 주변센서부를 부착시키는 과정 및 차동 증폭기에 의해 기준센서부와 각 주변센서부 간의 차이값을 증폭시키는 과정을 나타내는 모식도이다.
도 12 및 도 13은 본 발명의 일 실시예에 의한 데이터처리부의 디지털 필터를 통과한 신호가 연산부로 전달된 후 연산부에서의 병변의 검진을 위한 알고리즘을 나타낸 순서도를 나타낸 것이다.
도 14는 본 발명의 일 실시예에 의한 복수의 센서부가 악성 종양이 존재하는 위치에 대한 상대적인 위치를 판단하여 생체 신호를 측정하는 과정을 보여주는 측면도이다.
도 15는 측정센서부와 대칭적인 위치에 부착한 기준센서부에 대한 것이다.
도 16은 측정센서부 및 주변센서부를 배치시키는 위치를 결정하는 방법에 관한 설명도이다.
도 17 내지 24는 본 발명의 핸디형 유방암 검진기를 통해 측정한 데이터를 어플리케이션을 통해 검진 결과를 확인하는 인터페이스 화면이다.
본 발명은 다양한 변경을 가할 수 있고 여러 가지 형태를 가질 수 있는 바, 특정 실시예들을 도면에 예시하고 본문에 상세하게 설명하고자 한다. 그러나, 이는 본 발명을 특정한 개시 형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변경, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
각 도면을 설명하면서 유사한 참조부호를 유사한 구성요소에 대해 사용하였다. 첨부된 도면에 있어서, 구조물들의 치수는 본 발명의 명확성을 위하여 실제보다 확대하여 도시한 것이다. 제1, 제2 등의 용어는 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성요소들은 상기 용어들에 의해 한정되어서는 안 된다. 상기 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다. 예를 들어, 본 발명의 권리 범위를 벗어나지 않으면서 제1 구성요소는 제2 구성요소로 명명될 수 있고, 유사하게 제2 구성요소도 제1 구성요소로 명명될 수 있다. 단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다.
본 출원에서, "포함하다" 또는 "가지다" 등의 용어는 명세서 상에 기재된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다. 또한, 층, 막, 영역, 판 등의 부분이 다른 부분 "위에" 있다고 할 경우, 이는 다른 부분 "바로 위에" 있는 경우뿐만 아니라 그 중간에 또 다른 부분이 있는 경우도 포함한다. 반대로 층, 막, 영역, 판 등의 부분이 다른 부분 "아래에" 있다고 할 경우, 이는 다른 부분 "바로 아래에" 있는 경우뿐만 아니라 그 중간에 또 다른 부분이 있는 경우도 포함한다.
이하, 첨부한 도면들을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시예를 보다 상세하게 설명하고자 한다.
본 명세서에서의 용어 ‘생체전위’는 신경조직(nervous tissue), 근육조직(muscular tissue), 선상조직(glandular tissue)의 구성요소인 세포들의 전기화학적 활동으로부터 발생하는 신호이다. 전기적으로는 이들 세포는 휴지 포텐셜(resting potential) 및 활동 포텐셜(action potential)이 발생될 때 나타난다. 유방암세포와 정상세포는 다양한 이유의 차이점이 나타나지만, 전기화학적 측면에서 차이가 나타난다. 정상세포는 세포분열을 마친 후 휴지기에 있을 때, 세포막과 기저막 사이의 전위차가 일정한 값으로 유지된다. 살아 있는 세포는 에너지 활동을 통해 세포벽을 사이에 두고 이온 교환(ion exchange)을 통해 세포 내의 이온 농도를 일정하게 유지시킨다. 세포벽을 사이에 두어 이온의 농도가 달라지고, 세포와 세포액 사이에 -70 mV의 일정한 크기의 전위차가 유지된다. 상기의 전위차는 휴지기인 때에만 유지되며, 세포가 분열 활동을 개시하면 세포막이 갈라지게 되어 세포 외액이 세포 내부로 유입되고, 세포의 내액이 외부로 방출되어 전위차이는 -15 mV 내지 0 mV 정도로 줄어든다. 정상 세포의 경우 세포 분열이 끝나면 정상세포의 전위차이는 다시 원래대로 복구된다. 그러나 암세포의 경우 정상 세포와 달리 암조직에서 세포의 증식을 조절하는 기능을 하지 않으므로, 무한증식을 멈추지 않으므로 정상 조직에서 나타나는 전위차 대신 -15 mV 내지 0 mV 수치를 유지하는 시간이 길어진다.
도 1은 종래 특허에서 나타낸 생체전위를 측정하는 방법을 보여주는 모식도이다.
도 1을 참조하여 설명하면, 종래의 생체신호와 관련한 의료기기에서는 차동증폭기를 사용하기 위해 단극법 또는 쌍극법 중 하나의 방식을 신호의 용도에 맞추어 선택적으로 사용할 수 있었다. 도 1은 그 중에서 쌍극법을 이용한 방식이다. 측정신호 1은 V1 부위에서 측정한 수치와 오른다리의 기준 신호와의 차이값(V1-Vref)이며, 측정신호 2는 V2 부위에서 측정한 수치와 오른다리의 기준 신호와의 차이값(V2-Vref)이다. 이 대의 차동신호값은 측정신호 1 및 측정신호 2의 차이값(V1-V2)이다. 쌍극법은 신호의 해상도 측면에서 단극법을 사용할 때보다 우수하다. 그러나 쌍극법을 사용하는 경우 잡음(noise)의 발생이 빈번하게 발생하는 문제가 있었다.
또한, 단극법 또는 쌍극법을 이용할 때에 측정하는 신호에 대한 기준신호를 오른발을 기준으로 하여 사용하였다. 오른발은 인체와 측정 기기를 연결할 때 인체의 접지 포인트이며, 발 부위 이외에도 손 부위에 사용하는 것이 가능하였다. 인체의 신호를 측정하고자 할 때, 기기의 기준신호와 연결하는 지점이다. 인체에서 측정된 신호가 측정기기의 입력단에 전달될 때 전달되는 신호를 제외한 나머지 에너지는 다시 인체로 돌아가는 귀환 경로(return path)가 형성되어야 하는데 오른 다리의 접지는 측정 신호 사이의 중계 역할을 통해, 신호 전달 경로에 발생하는 동상분 방해(common mode interference)를 감소시킬 수 있다. 그러나 오른 다리 기준 신호는 측정부위로부터 멀리 이격되어 있어 두 지점 사이의 임피던스가 커지게 되어, 오른 다리 기준 신호가 안정 상태(steady state)에 이르는 시간이 길어지는 문제가 있다. 균질한 전도체에서의 임피던스 값은 전도체의 길이에 비례하기 때문이다. 또한 측정 신호군의 개수가 증가하는 경우 각 측정 디바이스의 공차로 인해 발생하는 미묘한 성능 차이가 안정 상태에 이르는 시간을 더욱 증가시키게 되어 신호의 안정화에 많은 시간이 걸리게 할 뿐만 아니라 이러한 시간이 길어지면 디바이스의 열로 인한 열잡음(thermal noise)이 정확한 신호를 측정하기 어렵게 하는 문제가 있다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 RLD 신호의 위치를 생략한 핸디형 유방암 검진기에서의 측정 방식을 보여주는 모식도이다.
도 2를 참조하면, 상기 도 1에서의 문제점인 신호의 빠른 안정화를 위해 오른 다리 접지 위치 대신 측정 신호의 하나를 기준 신호로 설정한다. 이를 통해 인체의 별도 위치에 접지 위치를 정할 필요가 없어지며, V1과 V2의 측정 위치가 가까워져 임피던스가 감소되어 신호의 안정화가 보다 빨라질 수 있다. 도 1에서의 오른 다리 운용 회로를 대신하여 본원 핸디형 유방암 검진기에서의 일 예시적인 오른 다리 운용회로는 기준 전압(Vref)과 연결하여 곧바로 안정화되도록 하였다. 이 때 기준 전압은 DC 전압을 이용하여 회로에 기준이 되는 전압을 제공한다. 또한 기준 전압은 증폭기 회로에 사용하는 바이어스(bias) 전압보다 낮아야 하며, 아날로그/디지털 변환(A/D 변환) 시에 필요한 해상도가 제공될 수 있는 전압이 제공되는 것이 바람직하다.
본 회로로 대체하는 경우 검진기의 전원이 켜짐과 동시에 안정화될 수 있으며, 이를 통해 측정신호의 흐름을 신속하고 정확하게 측정할 수 있다. 일 예시적으로 각 임피던스를 나타낸 Z1 및 Z2는 동일한 값을 가지도록 구성하며, 200 Khom 이상의 임피던스 값을 가지는 대칭 구조의 보호 회로를 구성하는 것이 바람직할 것이나 반드시 이에 한정되는 것은 아니다. 오른 다리 구동 회로(Right leg driving circuit)의 출력은 따로 연결하지 않고 플로팅(Floating) 상태로 둔다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 핸디형 유방암 검진기 및 센서부를 나타낸 예시도이다. 도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 핸디형 유방암 검진기 및 센서부를 이용하는 일 양태를 보여주는 예시도이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 핸디형 유방암 검진기의 구성요소를 나타낸 구성도이다. 도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 핸디형 유방암 검진기의 구성요소 중 제1증폭기와 이와 전기적으로 결합된 접지 운영회로를 구체적으로 도시한 회로도이다. 도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 핸디형 유방암 검진기의 구성요소 중 능동필터에 대한 구체적인 회로도이다. 도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 핸디형 유방암 검진기의 구성요소 중 제2증폭기의 구체적인 회로도이다.
먼저 도 3 및 도 4를 참조하면, 핸디형 유방암 검진기(200)는 휴대용으로 소지가 가능한 검진기이며, 센서부는 검진 센서가 부착된 케이블 형태의 구조를 가질 수 있다. 센서부의 검진 센서는 임피던스가 큰 하이드로 젤과 도전성이 큰 금속성 전극으로 이루어져 있으며, 각각의 금속성 전극은 도전 케이블에 전기적으로 연결되어 유방암 검진기에 전기 신호를 전달할 수 있다. 일 예시적인 센서의 재질은 Ag/AgCl 도금 또는 그와 대등한 반전지(half cell) 특성을 가지는 전극이다. 하이드로젤은 전극과 인체를 연결하는 고임피던스젤로서 과전류의 발생을 억제하는 역할을 한다.
본원 핸디형 유방암 검진기(200)와 결합되는 센서부(100)는 측정센서부(110), 복수의 주변센서부(120) 및 기준센서부(130)으로 구성될 수 있다. 센서부(100)는 피검자의 피부 내측 세포들의 활동 포텐셜에 따라 전자기 유도현상에 의해 대전되어 전압이 발생되는 것을 센서부(100) 내의 측정부위에서 인식하는 역할을 한다. 센서부(100)는 통전 전극(current-passing electrode)으로 전암성 변화 및 인접하는 악성 종양을 조기에 검출할 수 있다. 상기의 전극을 사용하여 특정 범위 내의 주파수에서의 전위(포텐셜)의 측정값은 검사 대상의 조직에 대한 구조적 정보 및 기능적 정보를 확보할 수 있으며, 해당 깊이 및 국소 해부학적 정보를 제공할 수 있다. 비정상인 조직 또는 암성 조직은 비정상인 전암성 세포조직 또는 암성세포 조직의 존재를 확인하기 위하여 직률 전위 또는 교류 전위 형태로 측정할 수 있다.
센서부(100)를 구성하고 있는 측정센서부(110)는 피검자의 유방의 일 측면에 부착되는 센서로 피검자의 종양 유무를 확인하고자 하는 부위에 부착하여 생체전위를 측정하는 센서이다. 기준센서부(130)는 피검자가 측정센서부를 부착한 유방의 일 측면에 대해 다른 유방의 대칭적 위치에 부착하여 피검자의 생체전위를 측정하는 센서이다. 여기서 ‘대칭적 위치’라 함은 예컨대 좌측 유방에서 측정하고자 하는 위치와 그에 대칭되는 우측 유방의 동일한 위치를 의미한다. 측정센서부(110)와 기준센서부(130)는 측정하고자 하는 위치의 생체전위 및 대칭적인 위치의 생체전위 값을 측정하고 해당 위치들의 전위값의 차이를 측정한다. 유방세포의 종양은 양쪽 가슴에 동일한 위치에서 동시에 나타나지 않으며 따라서 양쪽 유방의 특정 위치에서 나타나는 전위차이가 발생하지 않는 경우에는 매우 낮은 확률로 해당 부위의 세포가 종양세포인 것을 의미하며, 대부분의 경우에는 해당 유방에는 정상세포에 의해 발생하는 전위가 측정되는 것으로 해석한다. 따라서 유방암, 유방종양이 존재하는 부위에 측정센서부(110)를 부착하고 해당 부위의 대칭적인 위치에 기준센서부(130)를 부착하여 두 생체전위 값을 측정하면 매우 높은 확률로 두 값은 일치하지 않으며 두 값의 차이가 발생하는 결과를 핸디형 유방암 검진기(200)에 내재된 구성요소들에 의해 양성 여부를 간단하게 판단할 수 있다.
보다 높은 정확성을 위해 측정센서부(110) 주변에 복수 개의 주변센서부(120)를 배치할 수 있다. 측정센서부(110)에 의해 측정되는 생체전위 값을 보다 정확하게 보정하기 위하 측정하고자 하는 유방의 일 측면에 부착된 측정센서부 주변에 1개 또는 복수 개의 주변센서부(120)를 부착하여 해당 부착된 부위의 생체전위 값을 측정한다.
도 5를 참조하면, 본 발명의 일 예시적인 핸디형 유방암 검진기(200)는 과전압/과전류 보호회로(210), 제1증폭기, 접지 운영회로(300), 능동필터, 제2증폭기 및 AD 컨버터(250)를 포함한다. 핸디형 유방암 검진기(200)는 센서부(100)와 전기적으로 결합될 수 있다.
핸디형 유방암 검진기(200)는 유방암 진단 검진기의 센서부(100)를 통해 피검자의 생체전위를 측정하는 것을 포함한다. 본원 핸디형 유방암 검진기(200)는 피검자의 유방 부위의 생체전위를 측정하기 위한 센서부(100)와 결합될 수 있다.
과전압/과전류 보호회로(210)는 유방의 측정 부위에 부착된 센서부(100)로부터 피검자의 가슴의 일측에 부착하여 센서부(100)에 의해 전류를 측정할 때 정전기 등의 오차를 발생시키는 요소로부터 기기를 보호하거나, 반대로 검진기에서 발생할 수 있는 외부의 고전압/전류가 인체로 흘러 들어가는 것을 방지하기 위한 구성요소이다. 통상적으로 과전압/과전류 보호회로(210)는 국내의 전기안전의 기준에 만족될 수 있는 구성요소를 모두 포함한다. 과전압/과전류 보호회로(210)는 측정센서부(110), 복수 개의 주변센서부(120) 및 기준센서부(130)에서 측정한 생체전위가 핸디형 유방암 검진기(200) 회로 내부에 인가될 때 1차적으로 거칠 수 있도록 측정센서부(110), 복수 개의 주변센서부(120) 및 기준센서부(130)에 각각 대응될 수 있도록 복수 개로 구성할 수 있다.
제1증폭기는 센서부(100)를 통해 입력되는 전압 신호를 증폭하는 역할을 한다. 통상적으로 세포 조직의 활동에 의해 발생되는 전위는 그 크기가 수 mV의 약한 전위를 가지기 때문에 유의미한 측정 결과를 얻기 위해 1차적으로 전압의 크기를 증폭하는 것이 바람직하다.
본 발명의 일 예시적인 제1증폭기는 차동 증폭기(differential amplifier)(220)이다. 차동 증폭기(220)는 집적회로(IC, integrated circuit)를 구성하는 기능 블록으로 연산 증폭기와 비교기 IC 입력단으로 사용된다. 차동 증폭기(220)는 개의 입력단자와 두 개의 출력단자를 가지며, 두 입력신호의 차(difference)를 증폭한다. 차동 증폭기(220)는 BJT 또는 MOSFET으로 구현될 수 있으며 이미터 결합 차동쌍(emitter-coupled differential source), 능동부하(active load), 그리고 이들의 다양한 조합으로 블록형태로 구성될 수 있다. 본 발명의 차동 증폭기(220)에 입력되는 두 신호는 유방의 일 측면에서 부착한 측정센서부(110)에서 측정되는 생체전위 값과 그에 대칭되는 위치에 부착된 기준센서부(130)에서 측정되는 생체전위 값이다. 일 예시적으로 본 발명의 차동 증폭기(220)의 두 개의 입력단자에 인가되는 생체전위의 두 크기가 동일하거나 거의 동일한 값인 경우에는 두 전압차이는 0이거나 0에 가까운 값으로 측정된다. 두 전압 차이가 동일하거나 매우 작기 때문에 차동 증폭되는 값은 매우 낮은 값으로 측정된다.
반대로, 차동 증폭기(220)의 두 개의 입력단자에 인가되는 생체전위의 두 크기가 서로 다른 경우에는 두 전압차이가 발생하게 되며 해당 수치를 증폭하면 두 전압 차이가 동일하거나 매우 작게 측정한 값을 증폭하여 얻은 크기보다 큰 값으로 증폭된다.
또한 두 개의 입력단자에 인가되는 생체전위의 근원은 측정센서부(110) 외에 복수 개의 주변센서부(120)에서 측정된 생체 전위와 기준센서부(130)에서 측정된 생체전위일 수 있다. 복수 개의 주변센서부(120)는 측정센서부(110)가 부착된 유방의 일 측면 주변에 부착되고 있어 정상 세포에 부착되어 있는 경우 기준센서부(130)에서 측정된 값과 복수 개의 주변센서부(120)에서 측정된 값은 동일하거나 사실상 동일하여 차동 증폭기(220)에 의해 증폭되더라도 상대적으로 작은 값을 측정될 것이다. 반대로 유방암 세포 또는 종양세포가 존재하는 부위에 배치될 경우에는 차동 증폭기(220)에 인가되는 두 입력 값에 차이가 발생하게 될 것이며, 이는 상기 측정센서부(110)에서 설명된 원리와 동일하므로 추가적인 설명은 생략하여도 무방할 것이다.
본 발명의 핸디형 유방암 검진기(200)를 구성하는 차동 증폭기(220)는 한 개일 수 있으나, 복수 개로 구성되어 있는 것이 바람직하다. 복수 개의 차동 증폭기(220)는 측정센서부(110)/기준센서부(130) 및 복수 개의 주변센서부(120)/기준센서부(130)에서 각각 전위차를 증폭하여 해당 신호를 능동 필터로 전달한다.
도 6을 참조하면, 본 발명의 핸디형 유방암 검진기(200)를 구성하는 접지 운영회로(300)는 OP 앰프(310), 기준 전압(Vref)(320), 커패시터(C1, C2), 저항(RL)을 포함할 수 있다. OP 앰프(310)는 연산 증폭기(Operational Amplifier)라 부르는데 본 발명의 일 예시적인 OP 앰프(310)는 두 개의 입력 단자로 구성되어 있으며, 각각 차동 증폭기(220)와 기준 전압(320)과 전기적으로 결합되어 있다. 본 발명의 핸디형 유방암 검진기(200)에서 측정한 복수의 생체 신호들의 빠른 안정화를 위해 오른다리 신호 출력단을 따로 전기적으로 연결하지 않고 개방 루프(open loop)로 형성한다. 개방 루프 상태에서 기준 전압(320)을 직접 제1증폭기, 보다 구체적으로는 차동 증폭기(220)에 직접 연결하지 않고 OP 앰프(310)에 연결한다. OP 앰프(310)는 전류의 흐름을 제한하여 기준 전압(320)이 변동되는 것을 차단하여 보호할 수 있다.
본 발명의 일 예시적인 핸디형 유방암 검진기(200)는 능동필터를 포함할 수 있다. 능동필터(active filter)는 능동소자와 C, R에 의해 구성된 필터회로로서, OP-AMP를 사용하며 저주파 영역(약 10 kHz 이하)에서 널리 이용될 수 있다. 능동 필터는 필터 회로에서 삽입손실(insertion loss)를 제거하는 동시에 신호를 적절히 증폭하기 위한 것이다.
능동 필터의 종류에는 저역 통과 필터, 고역 통과 필터, 대역 통과 필터, 대역 저지 필터가 있다. 저역 통과 필터(Low-Pass, Filter, LPF)는 필터 차단 주파수 이하의 주파수를 통과시킨다. 고역 통과 필터는 저역 통과 필터와 반대로 필터 차단 주파수 이상의 주파수를 통과시킨다. 대역 통과 필터는 하한주파수와 상한 주파수 내의 모든 신호를 통과시키는 필터이며, 대역 저지 필터는 특정 주파수의 신호만을 차단하며 그 외의 주파수 신호를 통과시킨다.
본원 핸디형 유방암 검진기(200)에서 사용하는 능동 필터는 저역 통과 필터(230)인 것이 바람직하다. 저역 통과 필터(230)는 고주파 잡음 제거를 위한 것으로 생체 전자기장에 의해 발생하는 50Hz 생체신호중 발암과 관련이 있는 생체신호는 저주파 대역을 가지기 때문에 50Hz 이상의 주파수 대역은 필터링하도록 해당 대역 이상의 주파수 대역을 차단하는 저역 통과 필터를 사용하는 것이 바람직하다. 따라서 본원 핸디형 유방암 검진기(200)의 능동 저역 필터(230)를 통과하는 리플(Pass band ripple)은 0.5 dB이하가 되도록 조절하는 것이 바람직하며, 3dB 컷-오프(cut-off)의 주파수는 50Hz인 것이 바람직하다. 50Hz 보다 큰 신호가 S2로 통과되지만, 50Hz 보다 작은 주파수보다 감쇄량이 커서 실질적으로 신호체계에 영향을 주기 어렵다.
도 7을 참조하면, 능동 저역 필터(230)의 회로는 기준전압(Vref), 커패시터(C1), 저항(R1, R2, R3), 능동 저역 필터소자(231)를 포함할 수 있다. 능동 저역 필터소자(231)는 수동 저역 필터(passive low pass filter)에서 발생하는 신호전력의 손실을 보충할 수 있으며, 동시에 저역 필터를 통과하는 신호를 증폭시키는 역할을 수행할 수 있다. S1에서 입력된 차동 증폭기(220)로부터의 출력 신호는 능동 저역 필터소자(231)를 통해 S2의 출력 신호로 증폭될 수 있으며, 이의 증폭율은 이론적으로 S2/S1 = (R1+R3)/R1이다. 커패시터(C3)는 능동 저역 필터소자(231)를 통과하는 통과 주파수를 수치를 조절하는데 영향을 줄 수 있다. 통과 주파수(f)는 1/(R3×C3)으로 50Hz 수치를 조절할 수 있도록 R3 값과 C3 값이 다양한 조합인 저항 및 커패시터를 포함할 수 있다.
또한 본원 핸디형 유방암 검진기(200)에서 사용하는 저역 통과 필터소자(231)는 체비세프 타입(Chebyshev type)의 동일 잔진동(Equally ripple) 필터가 바람직하다. 버터워스 타입(Butterworth type) 및 베셀/사우시안 타입(Bessel/Gaussian type) 및 엘립틱 타입(Elliptic type)의 능동 필터를 사용할 수 있으나 버터워스 필터는 통과역에서의 평탄한 특성에도 불구하고 감쇄대역에서의 급격한 감쇄특성을 실현하기 어려운 문제가 있고, 베셀 필터의 경우 버터워스 필터와 마찬가지로 급격한 감쇄특성을 실현하기 어려운 문제가 있다. 체비세프 타입의 필터는 반사손실 리플과 통과대역 감쇄가 중요하지 않을 때 유용할 수 있으며 저역 통과 응답이 차단주파수에서의 리플에 의한 감쇄와 함께 통과 대역에서의 동일한 감쇄리플에 의해 특징될 수 있으며, 감쇄대역에서 급격한 감쇄특성을 나타낸다는 점에서 본원의 핸디형 유방암 검진기(200)의 능동 필터로 사용하기에 적합하다.
능동 필터를 통과한 50Hz 이하의 저주파 대역의 전압 신호만을 증폭시키기 위해 제2증폭기가 사용된다. 바람직하게는 제2증폭기는 구동 증폭기(Driver amplifier)(240)이다. 본 발명에 사용된 구동 증폭기(240)의 주요 기능은 생체신호의 증폭을 주로 수행하는 아날로그 단과 AD 컨버터로부터 시작되는 디지털 단의 전기적 분리역할과 디지털단으로 증폭된 생체신호의 안정된 전달을 담당한다. 본원 발명의 일예시적인 구동 증폭기(240)는 공통모드제어(Common-mode rejection ratio, CMRR)가 50Hz 이내에서 최소 60 dB인 것이 바람직하며, 대신호 이득비의 선형 특성 및 소신호 이득비의 선형특성은 0 내지 50Hz 대역에서 이득(Gain)은 각각 1 내지 100까지 선형 특성이 나타나는 것을 이용할 수 있다.
도 8을 참조하면, 구동 증폭기소자(241)는 생체 신호(생체전위)를 증폭하는 아날로그단과 이를 디지털 신호로 변환하여 데이터를 처리하는 데이터단을 연결해주는 가교 역할을 할 수 있다. 구동 증폭기소자(241)는 S2와 S3을 전기적으로 분리하는 역할을 담당한다. 입력되는 S2와 출력되는 S3의 비율인 증폭율(S3/S2)은 저항값 R4, R5로 조절할 수 있으며 해당 비율은 (R4+R5)/R4이다. 본 발명의 일 예시적인 구동 증폭기는 S3의 신호가 S2와 연동되지 않은 채 변동되더라도 S2에 그 영향을 주지 않도록 신호의 흐름이 항상 입력단에서 출력단으로 흐를 수 있도록 조절할 수 있다.
측정하고자 하는 생체신호의 범위는 -7 내지 20 mV 사이이며, 이 값을 AD 컨버터의 운영전압인 0 내지 4 V 사이로 해당 생체신호의 범위에 대응되도록 증폭시킨다. 결과적으로 검진기를 구성하는 다양한 증폭 모듈을 통과하면 생체 아날로그 신호의 증폭률은 약 200 배에 다다를 수 있다. 본 발명의 일 실시예에서 언급된 운영 전압은 일 예시적인 것이므로 AD 컨버터의 운영전압은 4 V로 한정하지는 않으며, 더 높거나 낮아도 상관없으나, AD 컨버터의 변환해상도에 부합하여야 한다. 본 발명에서 사용하는 해상도는 1024로서, 약 4 mV/bit의 해상도를 가진다. 이러한 구성에서 20 mV를 초과하거나 -7 mV 이하의 생체신호입력은 증폭단에서 포화(saturation)되어 각각 하한 값과 상한 값인 0V, 4V로 출력된다. 하기 표 1에서 이러한 변환내용을 요약하였다.
차동 신호 레벨(mV) S3 신호 레벨(V) AD 컨버터 2진수 AD 컨버터 16진수
-7 0 0000000000 000
0 1 0100000000 100
7 2 1000000000 200
14 3 1100000000 300
20 4 1111111111 3FF
전체 증폭 과정에서 50Hz 이내의 복수의 신호들에 대해 약 200배의 증폭율을 달성할 수 있도록 설계할 수 있다. 만일 특정 증폭단계에서 200배를 증폭하면 디바이스의 선형특성으로 인해 신호의 왜곡이 발생하므로 가능한 많은 증폭단계를 가지는 것이 바람직하다. 단, 지나치게 많은 증폭단계는 열잡음에 의해 신호대 잡음비를 훼손할 수 있기 때문에 가장 효율적인 증폭단계를 만드는 것이 바람직하다. 본 발명에서는 3단계의 증폭단계만을 사용하였고, 차동증폭기로부터 구동 증폭기(driver amp)까지 각각의 증폭율은 아래와 같다.
·차동 증폭기 : 15
·능동 저역 필터 : 13.4
·구동 증폭기 : 1
상기의 각 모듈을 통과하여 얻은 전체증폭률은 약 201.00이며, 실제 사용한 디바이스의 특성과 공차에 의해 증폭률은 201에서 ±2%의 오차를 가지도록 설계되었다.
AD 컨버터(250)는 제2증폭기에서 송출되는 아날로그 전압 신호를 데이터 처리부에서 처리할 수 있는 디지털 데이터로 변환시키는 역할을 한다. AD 컨버터(250)에서 아날로그 디지털의 변환은 10 bit이며, 변환속도는 채널 당 200회/초 이하인 것이 바람직하다. AD 컨버터(250)에서 변환된 디지털 데이터는 데이터처리부(260)로 송신되지만, AD 컨버터(250)와 데이터처리부(260)가 일체형으로 이루어 질 수 있다.
다시 도 8을 참조하면 제2증폭기에서 출력된 신호 S3은 AD 컨버터(250)로 전달되어 10 bit 해상도를 가지는 디지털 원 데이터(raw data)로 변환될 수 있다. 일 예시적으로 16진수로 변환될 수 있으며, 0에서 3FF 값으로 변환될 수 있다. S3 데이터는 그 전위 레벨에 따라 AD 컨버터에서 변환되는데, 하기의 표 1과 같은 방식으로 변환되도록 데이터처리부(260) 내의 시스템 메모리부(미도시)에서 세팅할 수 있다. 변환된 데이터는 보관을 위해 하기 표 2와 같은 데이터 포맷으로 변경되어 서버로 전송된다. 하기 표 3은 하기 표 1로 작성된 10bit 데이터를 실시간 압축과정을 거쳐 5개의 생체 데이터를 하나의 패킷으로 만든 것이다. 하기 표 2와 같은 압축을 하는 이유는 검진기와 스마트 기기사이의 무선네트워크, 그리고 스마트 기기와 이동통신 기지국 사이의 무선 네트워크의 무선 대역폭이 환경에 따라 크게 달라지기 때문에 데이터를 신뢰성 있게 송수신하기 위해 하나의 패킷으로 압축하여 만든 것이다. 하기 표 2에 의해 발생하는 데이터그램의 대역폭은 11byte x 200 = 220byte/sec이며, 일 예시적으로 본 무선통신부로 사용한 모듈은 블루투스 3.0 기술을 사용하여 스마트 기기에 송신하였으나 이에 한정되는 것은 아닐 것이다.
바이트(byte) 순서 bit 구조 설명 비고
1 0PPP PPPX PACKET HEADER 송신되는 packet의 개수
2 0XXX XXXX
3 0AAA AAAA CHANNEL 0 LSB 대상신호
4 0BBB BBBB CHANNEL 1 LSB 주변신호1
5 0AAA-BBB CHANNEL 0 &1 MSB 대상신호와 주변신호 1
6 0CCC CCCC CHANNEL 2 LSB 주변신호2
7 0DDD DDDD CHANNEL 3 LSB 주변신호3
8 0CCC-DDD CHANNEL 2 &3 MSB 주변신호2와 주변신호3
9 0EEE EEEE CHANNEL 4 LSB 주변신호4
10 0FFF FFFF CHANNEL 5 LSB Channel　 5 reserved.
11 1EEE-FFF CHANNEL 4 & 5 MSB 주변신호 4
설 명
1, 0 : SYNC bit.
패킷의 마지막 byte 송신 시 MSB에 '1'이 있어야 함
P : 6 bit packet counter
X : auxiliary channel byte
A ~ F : 0~5 채널을 통해 올라오는 10 bit 의 데이터값
- : 사용하지 않으며, '0'으로 함
도 9는 AD 컨버터를 통과해 데이터처리부(260)에 입력되었을 때의 신호모습과 이를 8차 저역 소프트웨어 디지털 필터를 통과시킨 후 안정된 신호를 보여주는 화면이다. 도 9를 참조하면, AD 컨버터(250)를 통해 변환된 데이터는 데이터처리부(260)로 전송된다. 변환된 데이터는 데이터처리부(260)에서 소프트웨어로 구현한 디지털 필터를 통해 처리한다. 상기의 데이터는 능동 증폭기(220)를 통해서도 처리하는 것이 가능할 수 있으나 이 경우 기기의 사이즈가 커지는 문제가 발생할 수 있다. 따라서 소프트웨어로 처리하기 어려운 최소한의 기능만 하드웨어로 처리하고 나머지 기능은 소프트웨어로 구현하는 것이 바람직하다. 본 발명의 일 예시적인 디지털 필터는 8차 저역 체비쉐브 (Chebyshev) 필터일 수 있으나 반드시 이에 한정되는 것은 아니다. 구동 증폭부(240)를 통과하여 AD 컨버터(250)로 입력되는 S3 신호들은 일정한 높이 폭을 가지고 있어 신호들이 중첩되어 있는 경우 정확한 수치를 판단하기 어려운 문제가 있다. 해당 신호를 필터에 통과시키면 보다 간결하게 변환된다.
도 10 및 도 11은 본 발명의 일 실시예에 의한 피검자에 대해 측정센서부 및 기준센서부가 대칭적 위치에 부착시키는 과정 및 차동 증폭기에 의해 두 생체 전위의 차이를 증폭하는 과정을 나타내고 있으며, 측정센서부 주변에 복수 개의 주변센서부를 부착시키는 과정 및 차동 증폭기에 의해 기준센서부와 각 주변센서부 간의 차이값을 증폭시키는 과정을 나타내는 모식도이다.
도 10을 참조하면, 유방암 병변이 의심되는 일측 유방 부위 또는 유방암 병변이 위치하는 부위에 측정센서부(110)를 부착하고 이에 대칭적 위치에 기준센서부(120)를 부착한다. 두 유방의 대칭적 위치에서의 차동신호(differential signal at symmetrical position)는 해당 두 부위에서 나타나는 임피던스의 차이 즉 ‘차동 신호’를 확인하고자 하는 것이다. 측정하고자 하는 신호를 ‘대상신호’라 달리 부르기도 하며, 그에 대칭되는 신호는 ‘주변부 신호’ 또는 ‘기준 신호(reference signal)’라 부를 수 있다. 두 부위에서 측정되는 생체 신호의 세기는 미약하기 때문에 이를 관측하기 위해 차동 증폭기를 사용하여 증폭시키는 과정을 포함한다.
대상신호는 하기와 같은 환경에서 측정하는 것이 바람직하다.
·주파수 대역 : 0 내지 50 Hz(3 dB 저역 필터)
·신호의 최대 크기 : 100 mV
·측정시간: 초당 200회, 최대 5분(통상적으로 3분)
·대상 신호와 주변부 신호에 대해 모두 차동 신호로 측정
·주변부 신호는 복수 개로 사용할 수 있음
도 11을 참조하면, 유방암 병변이 의심되는 일측 유방 부위 또는 유방암 병변이 위치하는 부위에 측정센서부(110)를 부착한 주변 부위에 복수 개의 주변센서부(130)을 추가로 배치시킬 수 있다. 주변센서부(130)는 측정센서부(110)에서 측정하는 것을 보완하고자 하는 의미와 함께 유방암 종양의 위치를 정확하게 확인하기 위함이다. 복수의 주변센서부(130)는 각각 복수의 차동 증폭기에 전기적으로 결합되어 있으며, 차동 증폭기에 전기적으로 결합된 기준센서부(120)와의 각각의 차동 신호를 증폭시켜 생체 신호의 값을 확인하기 위한 과정을 거치는데 활용될 수 있다.
도 12 및 도 13은 본 발명의 일 실시예에 의한 데이터처리부(260)의 디지털 필터를 통과한 신호가 연산부(270)로 전달된 후 연산부(270)에서의 병변의 검진을 위한 알고리즘을 나타낸 순서도를 나타낸 것이다. 도 14 내지 도 16은 본 발명의 일 실시예에 의한 복수의 센서부가 악성 종양이 존재하는 상대적인 위치를 판단하여 생체 신호를 측정하는 과정을 보여주는 측면도이다. 도 12 및 도 13은 본 발명의 일 실시예에 의한 복수의 센서부가 악성 종양이 존재하는 위치에 대한 상대적인 위치를 판단하여 생체 신호를 측정하는 과정을 보여주는 모식도이다.
도 12 및 도 13을 참조하면, 연산부(270)는 측정값 평균계산모듈(271), 센서위치보정모듈(272), 센서불량체크모듈(273) 및 병변에 대한 1차 검진모듈(274)을 포함한다.
도 12 및 도 13에 기재된 용어들은 하기와 같이 정의하도록 한다.
Dn: 디지털 필터 통과 후 n번째 센서 신호의 값(n=1이면 1번 센서, n=2이면 2번 센서 등)
t: Dn을 읽어 들이는 시간간격으로 5 msec가 하나의 시간 간격을 구성한다.
N(t): 시간간격 t의 횟수로 N이 20인 경우 100 msec(0.1초)이다.
t: 100msec 단위의 횟수, 예를 들어 3분 동안의 t의 값은 10 × 60 × 3 = 1800 회이다.
An(t) : 시간간격 t 동안 입력된 Dn 들의 평균 값이다.
An(t) : 20 번의 An(t)들의 평균 값이다.
A : t = 1800인 때의 An(t)들의 평균값이다. t=1800은 3분 동안 t 값의 횟수이다.
Vn(t) : An(t)과 차이가 ±3.5 mV를 초과한 때의 Dn(t) 값이다.
++ : 해당 변수의 수를 하나씩 증가시킴
　 　 　 예)) t++ : t = t+1
Err_flag(n) : n번째 센서에서 정해진 범위를 초과하는 횟수
　 　 　 　 　 　 　n번째 센서의 초과 횟수가 전체 측정횟수 M의 20%를 초과 되는 경우 접촉 불량 여부 및 센서 불량 여부를 표시하는 데에 사용됨.
M : 총 측정횟수 t x 200 x 60초 x 3분
AV(n) : Vn의 평균값
LF : 회선 불량(Line Failure)
LO : 회선 과부하(Line overload)
먼저 도 12에 대하여, 측정값 평균계산모듈(271)에서는 샘플링 된 특정의 센서부(예를 들어 측정센서부(110))로부터 얻은 신호의 값 중에서 최대값과 최소치를 제외하고 나머지 수치들에 대해 측정센서부로부터와의 평균값을 계산한다. 보다 구체적으로 도 10을 참조하면, Dn은 디지털 필터 통과 후의 n번째 센서의 신호 값이며, 계산이 시작되면, Dn을 한번에 모두 읽어 들이는 시간 간격(t = 5 msec) 동안에 입력된 복수의 신호들 중에서 최대값과 최소값을 제외한 후 나머지들의 평균값을 계산한다. 다음 단계에서 n 번째 센서에서의 신호의 평균값인 An(t)과 n번째 센서 신호값인 Dn 과의 차이가 ±3.5 mV 이하인 경우에만 다음 절차로 넘어가도록 하며, 만일 차이가 ±3.5 mV를 초과하는 경우에는 해당 수치는 Vn으로 간주하고 해당 값을 제외한 Dn 들에 대한 평균값을 다시 재계산한다. 한 개의 센서로부터 잘못된 입력이 있는 경우 이를 무시하겠다는 의미이다. 간주된 Vn 값은 도 13에서 접촉 불량 여부 및 센서 불량을 판단하기 위한 알고리즘으로 이용된다.
Dn은 1초에 200회 읽어 들이며, 20회(100msec) 마다 평균인 An(t)를 계산한다. 측정하고자 하는 생체신호는 세포의 분화시 발생하는 신호로써 그 상태가 급속하게 바뀌거나 하지 않는 저속의 아날로그 신호로 볼 수 있다. 50Hz 이내의 신호는 10 msec 단위로 신호를 측정하여도 무방하나, 규칙성이 모호한 신호의 경우 최소 3번 이상의 샘플링이 바람직하다. 따라서 본 발명에서는 4번의 샘플링을 고려하여 5 msec로 50Hz 이내의 신호를 디지털로 전환하고자 한 것이다. 전환된 신호를 통해 20회마다 평균을 구하여 100 msec 단위로 생체 전위의 적정한 변경을 추적하고자 하였다. 따라서, t 시간 간격 당(5 msec) 평균값인 An(t)을 계산하였다. An(t) 값이 20번 측정되면 해당 값에 대한 평균값인 An(t)를 계산한다. 여기서 An(t) 값은 0.1초 동안의 측정한 생체 신호의 평균값으로 해석할 수 있을 것이다. 다시 0.1초를 하나의 단위(t)로 하여 보다 유방암 병변의 유무를 확인하기 위해 검진기를 부착하는 시간 동안의 평균값을 계산하기 위해 An(t) 값의 평균값을 계산한다. 본 발명의 핸디형 유방암 검진기(200)는 일 예시적으로 3분 동안 해당 부위의 생체 신호를 측정하게 되므로 t=1800로 계산하여 0.1초마다 계산된 An(t)의 평균값인 A를 계산한다. 평균값 A는 병변 유무 여부를 결정하는 데에 활용될 수 있다.
도 13 내지 도 14은 평균하여 얻은 데이터를 해석하기 위한 알고리즘 및 이에 대한 설명을 위한 모식도를 표현하였다. 도 12 및 13은 피하에 병변이 있을 때 가장 가까운 피부, 그리고 그 주변에서 측량하는 An(t) 값이 유사함을 설명하기 위함이다.
먼저 도 13을 참고하면, 센서의 접촉 불량 여부 및 센서 불량을 판단하기 위한 알고리즘으로 특정의 센서부(측정센서부 또는 주변센서부)에서 측정된 신호 값이 기준센서부(120)에서 측정한 신호 값과 차이가 나타날 때 ±3.5 mV를 초과하는 값인 허용범위초과 Err_flag(n)이 전체 측정 횟수(M)의 20%를 초과하는 경우에는 먼저 센서가 부착된 위치에 문제가 있는 것으로 간주하여 센서 위치를 보정하여 다시 측정할 것을 나타낸다.
또한 기준전위 아래로 측정하는 경우에 대해서도 t 시간 간격 당 평균값인 An(t)과 ±3.5 mV를 초과하는 Dn 값을 Vn 값으로 보고 Vn의 평균값인 AV(n)를 계산하여 해당 값이 -6 mV 미만인 경우로 계산되면 센서부의 센서에 문제가 있는 것으로 간주하여 센서 불량 체크부로 해당 신호가 넘어가도록 세팅하며, 복수 개의 센서부 중에서 2개 이상의 센서에서 -6 mV 미만인 것으로 판단되면 회선 불량(Line Failure)로 인식하도록 하여 센서 교체 메시지가 나타나도록 할 수 있다.
t 시간 간격 당 평균값인 An(t)과 Dn 값의 차이가 ±3.5 mV 미만인 경우에는 곧바로 병변에 대한 1차 검진을 위한 모듈(274)로 넘어가지만, 만일 ±3.5 mV 이상인 경우에는 센서가 부착된 위치에 문제가 있는 것으로 간주한다. 이 때 회선 과부하(Line overload, LO)인지의 여부를 판단하기 위해 Vn의 평균값인 AV(n)과 A의 차이가 7 mV 이상인 경우에는 곧바로 센서의 회선 불량(Line Failure, LF)으로 계산되며 부착된 대상 센서를 주변 센서들의 중간에 배치시키도록 변경 메시지가 나타나게 되며, 만일 Vn의 평균값인 AV(n)과 A의 차이가 3.5 내지 7 mV 미만인 경우에는 회선 과부하(Line overload, LO)된 센서의 수가 2개를 초과하는 경우에 대상 센서를 주변 센서들의 중간에 배치시키도록 변경 메시지가 나타날 수 있도록 한다. 즉, 2개 이상의 센서부에 문제가 있는 것으로 계산되는 경우에는 센서부가 부착된 위치에 문제가 있는 것으로 판단하여 센서 위치를 변경시키도록 하는 변경 메시지가 나타날 수 있도록 한다. 이는 병변이 있는 데도 불구하고 대상 신호를 측정하는 위치가 병변으로부터 멀다는 의미로 해석될 수 있다는 점을 감안한 것이다.
상기와 같은 절차를 기준으로 하여 알고리즘을 결정하는 데에 대한 구체적인 설명을 도 14 및 도 15를 참조하여 설명하고자 한다.
도 14를 참조하면, 일측 유방 부위에 1번 내지 4번의 센서를 부착하면 유방 피하의 병변 위치로부터 유방의 피부표면까지 임피던스가 전달될 때, 임피던스의 세기는 경계지점의 거리에 반비례 관계가 나타날 수 있다. 예를 들어 1번 센서가 가장 병변 위치로부터 가장 가까운 거리에 있고 4번 센서가 병변 위치로부터 가장 멀리 배치되었다고 할 때 1번 센서에서 가장 큰 임피던스 신호가 측정될 수 있다. 2번 및 3번 센서는 1번 센서 위치보다 상대적으로 작은 크기의 신호로 확인될 것이며 4번 센서는 생체 신호를 정상적으로 포착하지 못할 수 있다.
또한, 병변의 크기에 따라 1, 2, 3번 센서에서 측정되는 신호의 세기가 달리 측정될 수 있어 병변의 크기가 클수록 큰 임피던스 값으로 측정된다. 센서는 접촉 표면적의 크기에 영향을 받을 수 있으며 표면적이 넓을수록 감지하는 영역이 넓이지는 반면 소자 자체의 평균 효과에 의해 정확도가 떨어지는 문제가 발생할 수 있다. 따라서 측정하고자 하는 생체 신호 및 신호의 목적에 따라 센서의 크기와 형태, 센서 사이의 간격을 조절하는 것이 바람직할 것이다. 센서가 부착되는 유방은 곡률을 가지고 있고 이는 사람마다 차이가 있기 때문에 다양한 곡률에 밀착이 가능한 유연성을 가지는 것이 바람직 할 것이다. 피검자가 반듯이 누웠다고 가정할 때, 대부분의 유방암 종양인자는 피부에서 늑골 방향으로 20 mm 이내에서 발생되며, 피부 표면에서 5% 이내의 감쇄가 나타날 수 있어, 이를 측정하기 위해서는 전도성 겔(Gel)을 해당 부위에 도포하며, 전도성 겔의 임피던스는 2 kohm을 사용하는 것이 바람지하다. 피부의 건조 상태에 따라 피부의 임피던스가 큰 폭으로 변할 수 있어 안정적으로 생체 신호를 측정하는 것이 가능하다.
도 14에서 종양이 피하에 있을 때, 1번 센서가 종양에 가장 가까운 위치로 대상신호 측정위치이고, 2,3번 센서는 주변신호 위치이다. 유방을 타원형 구조로 볼 때, 대상신호 위치 뿐만 아니라 주변신호 위치에서도 종양의 생체전위가 1번 보다는 조금 약하더라도 측정가능하다. 그러나 4번 센서의 경우에는 병변으로부터 오는 신호가 미약해지기 때문에 정상적인 생체신호와 구분이 어려워 정상신호로 측정이 될 수 있다. 종양의 크기가 커지게 되면 4번 센서에서도 정상의 범위를 넘어선 것으로 측정이 가능할 수 있다. 이에 병변의 정확한 위치를 모르는 상태에서 검진을 할 때 부착한 센서의 최소값을 제외하는 것이 타당하여 알고리즘에 반영한다. 최대값은 생체신호의 특성상 순간적인 값으로 나타날 수 있다는 점을 감안하여 알고리즘을 통해 해당 수치는 제외한다. 예를 들어, 해당 측정지점에서 신경세포의 활동에 의한 생체 전위의 발생이나, 자연스러운 근육의 수축, 이완에 의한 생체신호의 발생은 자연스러운 것으로 최대값과 최소값을 제외하고 남은 신호의 평균을 통해 유방에 대한 검진을 수행한다.(도 10 참조)
도 15는 1번 센서(측정센서부, 110)와 대칭적인 위치에 부착한 5번 센서(기준센서부, 120)에 대한 것이다. 4번 센서의 경우 종양의 크기가 커질수록 측정될 가능성이 높아지지만, 5번 센서에서는 반대측 유방의 종양이 가지는 생체신호를 측정하기는 쉽지 않다. 즉, 5번 센서를 기준으로 1,2,3,4 번 센서의 차이 값을 계산하는 경우 병변에서 확연한 차이를 보이게 된다. 본 발명은 이런 원리에 기초하여 유방 병변을 선별한다.
도 16은 측정센서부(110) 및 주변센서부(130)을 배치시키는 위치를 결정하는 방법에 관한 설명도이다.
도 16을 참조하면, 유방암 병변이 위치할 것이라 예측하는 부위에 측정센서부(110)을 부착하고 측정센서부(110)를 둘러싸도록 하여 복수 개수의 주변센서부를 부착하였다. 도 16에서는 4개의 주변센서부를 부착한 것을 일 예시로 하였지만 해당 개수로 한정하는 것은 아니며 필요한 경우에는 개수를 줄이거나 늘리는 것도 가능하다. 유방암 병변으로 인한 피부 표면의 생체 전위는 하기의 Poisson 방정식에 의해 반원 형태의 유방을 가정하였을 때 다음과 같이 분포될 수 있다.
[비균질 Neumann 경계조건: h = (σ∇φ)·n]
h: 단위 면적당 전류 밀도(mA/m2)
σ: 유방의 전도도 상수(conductivity constant)
∇: Gradient vector
φ: 각 지점에서의 전류량
피부 표면에서의 전기장은 전류 밀도에 대한 음의 Gradient로 나타난다.(E = -∇φ)
실제 측정되는 전기장의 세기는 센서의 표면적, 센서와 유방 표면 사이의 기울기 등에 의해 달라질 수 있다.
도 16의 하부 그림에서 측정센서부(110)은 센서 1로, 주변센서부(130)의 하나의 센서를 센서 2로 나타내었다. 이 경우 센서 1에서 측정되는 임피던스의 세기 보다 센서 2에서 측정되는 임피던스의 세기가 더 크게 측정될 수 있다. 센서의 개수가 증가할수록 정확도가 증가할 수 있으며 정확한 진단을 위하여 필요한 센서의 개수는 일 예시적으로 5개일 수 있다. 주변센서부(130)는 보완적으로 작용하거나 유방암 병변의 위치를 보다 정확하게 찾을 수 있는 기능을 담당할 수 있다.
만일 Vn 값이 나타난 횟수가 전체 측정 횟수(M)의 20% 이하인 경우에는 병변에 대한 1차 검진을 실시할 수 있다. 센서 신호의 전체 평균값(A)이 7 mV 이하로 나타나는 경우에는 정상인 것으로 판단하여 정기적으로 검진하는 일자(예컨대 1달 간격)에 재검 받을 것을 표시할 수 있다. 만일 평균값(A)이 7 내지 14 mV 미만인 경우에는 유방암 관련 종양이 존재하는 것으로 판단하여 예컨대 짧은 시간(2일) 후에 다시 검진기로 재측정하도록 하며, 14 mV 이상으로 측정된 경우에는 음성으로 판단하지만 정확한 확인을 위해 3일 후에 재검 받을 것을 권고하는 표시가 나타나도록 한다.
상기와 같이 얻은 데이터를 하기에 다시 정리하였다.
1. 측정센서부(110)로부터 측정한 신호 값이 기준센서부(120)에서 측정한 신호 값이 동일하다면 좌우 유방의 세포 조직 활성도가 동일하거나 거의 일치한다.
2. 측정센서부로(110)부터 측정한 신호 값이 기준센서부(120)에서 측정한 신호 값보다 크다면 해당 신호 부위의 세포 조직 활성도가 높다.
3. 2의 경우와 반대로 측정센서부(110)에서 측정된 신호 값이 더 작다면 세포 조직 활성도가 낮다. 그러나 측정센서부(110)에서 측정된 신호 값이 20% 이상 0으로 지속적으로 측정되는 경우에는 ‘센서’의 접촉 불량 또는 ‘센서불량’으로 판단하도록 세팅하여 해당 데이터는 전부 무시한다.
3-1 더 나아가 3의 경우가 2개 이상의 센서부에서 발생하는 경우 센서를 교체하여 다시 측정한다.
3-2 3의 경우가 다시 발생한다면 기준센서부(120)와 측정센서부(110)의 위치를 바꿔 다시 측정한다.
<데이터에 기초한 유방암 병변의 해석을 위한 기본적인 가정>
1. 유방암 병변이 없는 유방의 대칭적 위치에서의 좌우 활성도는 동일하다.
2. 좌우 유방에 대칭적으로 동일한 위치에 동일한 병변이 발생할 확률은 없는 것을 가정한다.
3. 측정센서부(110)의 위치는 피하 병변 위치와 정확하게 일치하지 않을 수 있다.
4. 검진 결과는 정상, 재검, 비정상으로 판단한다. -7 내지 20 mV(괄호 안은 10진수일 때의 값이다)의 수치를 네 영역으로 나누어 하기와 같이 병변의 여부를 판단할 수 있다.
1) 0 mV 이하(0 이하): 정상 (단, 센서의 접촉 불량 또는 센서 불량의 가능성을 고려하여 측정센서부(110)와 기준센서부(120)의 위치를 교체하여 재측정)
2) 0 ~ 7 mV(0 ~ 511.5): 정상
3) 7 ~ 14 mV(511.5 ~ 767.25): 재검
4) 14 ~ 20 mV(767.25 ~ 1023): 비정상
도 5를 참조하면, 본 발명의 핸디형 유방암 검진기(200)에서 연산부(270)을 직접적으로 포함하지 않아도 무방하다. 이 경우 데이터처리부(260)의 디지털 필터를 통과한 신호가 곧바로 블루투스 모듈(280)을 통해 연산부(270)가 내장된 단말기(400), 예컨대 스마트폰이나 컴퓨터, 노트북 등로 송신하여 연산부(270)를 거쳐 계산하는 것것도 가능하다.
상기의 신호는 무선통신부를 통해 단말기(400)로 무선 통신을 통해 전달될 수 있다. 무선통신부는 근거리통신모듈, 무선인터넷모듈을 포함할 수 있다. 무선 신호는 검지기와 스마트 기기사이의 메시지 송수신에 따른 다양한 형태와 데이터를 포함한다. 무선인터넷모듈은 무선 인터넷을 위한 모듈로 WLAN, Wibro, Wimax, HSDPA, LTE 동글 등이 이용될 수 있다. 근거리통신모듈은 근거리 통신을 위한 모듈을 말한다. 근거리 통신 기술로 블루투스 모듈(280), UWB, ZigBee 등이 이용될 수 있으며, 특히 스마트기기와 호환이 되는 통신기술을 우선적으로 사용한다.
일 예시적으로 본 발명의 핸디형 유방암 검진기(200)를 통해 얻은 결과는 단말기(400)에 설치되어 있는 어플리케이션을 통해 확인할 수 있다. 도 17 내지 24는 본 발명의 핸디형 유방암 검진기(200)를 통해 측정한 데이터를 어플리케이션을 통해 검진 결과를 확인하는 인터페이스 화면이다. 결과 값에 대한 일률적 해석을 위해 그레디언트된 색상 차트를 이용할 수 있다. 차트는 측정 센서부를 통해 얻은 신호값 및 주변센서부를 통해 측정한 결과를 X축을 시간축으로 하고, Y축을 데이터 변환한 생체전위 수치를 나타낸 것이다. 각 그림에서 CH1은 측정센서부(110)에서 측정한 수치를 표시하는 것이며 붉은색으로 표시하도록 하였다. 주변센서부(130)는 CH2 내지 CH5로 서로 다른색으로 표시하여 해당 부위에서 측정한 생체 신호의 수치가 나타나도록 하였다.
상기 그래프에서 X축의 범위는 약 3분 동안 측정한 것이며, Y축의 범위는 0 내지 1023으로 표시하였다. CH1이 Y축 수치의 511.5(1023의 중간값)를 초과하는 경우 유방암 병변이 있는 것으로 판단하며, CH2 내지 CH5에서 측정되는 값으로 CH1의 위치 보정 및 측정값의 신뢰도를 결정할 수 있다.
도 18 내지 21을 참고하면 모든 그래프에서 측정센서부(CH1)에서의 생체 신호 레벨은 주변센서인 CH2 내지 CH5와 겹치도록 나타나거나 또한 주변센서부 사이의 값으로 나타난다. 복수의 주변센서부에서 측정한 값들 사이에 측정센서부에서 측정한 값이 위치하게 되면 측정센서부가 부착된 위치가 적절하다는 것을 의미한다.
주변센서부 중에서 측정센서부(CH1)의 상하 위치가 아닌 좌우 위치에 배치된 주변센서부에서 측정된 값이 측정센서부(CH1)에서 나타난 값보다 하나는 크고, 다른 하나는 작게 측정되는 경우 작은 수치가 나온 방향으로 주변센서부 중에 하나를 위치를 변경하여야 한다. 도 21에서는 피검자의 상태에 따라 초기 값이 불안정하게 나타나기도 하나 점차 수렴해가는 경향을 보이므로 이에 대해서는 재반복 측정하여 결과치의 정확도를 높일 수 있다. 따라서 결과적으로 도 18 내지 21에서 나타난 데이터 값으로는 정상 판정을 내릴 수 있다.
도 22 및 도 23은 유방 병변이 있는 환자를 대상으로 한 측정 데이터이다. 도 22는 측정센서부(CH1)에서의 생체 신호 레벨이 가장 낮게 측정되고 있음을 확인할 수 있다. 이는 측정센서부(CH1)이 아닌 주변센서부(CH2 내지 CH5) 방향으로 유방암 병변이 가까이 있을 가능성이 있는 것으로 해석할 수 있다. 그러나 이 경우 생체신호가 767.25를 초과하지 않고 있어 주변부위에 작은 양성 종양이 있는 것으로 판정할 수 있다. 도 22는 실제 유방암을 수술한 환자로부터 얻은 데이터로 림프절 두 군데 전이가 있었던 환자로 병변 관리 중에 있다. 도 23은 측정의 상한 포화 단계를 보여주는 데이터로 유방암세포의 왕성한 병변이 있는 것으로 해석할 수 있다.
도 24는 데이터 수치가 점차 증가하는 경향을 보이고 있다. 이와 같이 안정되지 않은 생체 신호의 측정시 유방 부위와 센서부 사이의 접촉이 불완전함을 의미할 수 있어, 해당 부위에 센서를 재부착하여 측정하여야 한다.
이상, 본 발명을 실시예에 기초하여 설명하였다. 상기 실시예는 어디까지나 예시에 불과하며, 각종 변형예가 가능할 수 있으며, 또한 이러한 변형예도 본 발명의 범위에 속한다는 것을 당업자가 이해하여야 한다.
100: 센서부 110: 측정센서부
120: 주변센서부 130: 기준센서부
200: 핸디형 유방암 검진기
210: 과전압/전류 보호회로 220: 차동 증폭기
230: 능동저역 필터군 240: 구동 증폭기
250: AD 컨버터 260: 데이터처리부
270: 연산제어부 280: 블루투스 모듈
300: 접지 운영회로 400: 단말기

Claims (12)

  1. 유방암 검진기에 대하여, 피검자의 유방의 일측 부위에 측정센서부를 부착하고, 상기 측정센서부가 부착된 위치와 대칭적인 반대측 유방의 일측 부위에 기준센서부를 부착하고 측정센서부가 부착된 위치의 주변 부위에 복수 개의 주변센서부를 부착하여 생체 전위를 측정하는 단계;
    상기 측정센서부와 기준센서부에서 측정한 생체 전위를 차동 증폭기에 입력하여 두 전위값의 차이를 증폭시키고 상기 복수의 주변센서부 중 어느 하나와 기준센서부에서 측정한 생체 전위를 차동 증폭기에 입력하여 두 전위값의 차이를 증폭시키는 단계;
    상기 차동 증폭기로부터 전달 받은 신호 중에서 저주파대역 신호만을 능동 저역 통과 필터에 통과시키는 단계;
    상기 통과한 저주파대역 신호를 구동 증폭기에 통과시켜 증폭시키는 단계;
    상기 증폭한 저주파대역 신호를 AD 컨버터에 통과시켜 디지털 신호로 변환시키는 단계; 및
    상기 변환된 디지털 신호가 연산부에 입력되어 생체 전위값의 평균값을 측정하는 단계를 포함하는 유방암 검진 방법.
  2. 제 1항에 있어서, 상기 차동 증폭기에 접지 운영회로가 전기적으로 결합되어 있는 것을 특징으로 하는 유방암 검진 방법.
  3. 제 2항에 있어서,
    상기 접지 운영회로는 하기의 회로도 1로 표현된 것을 특징으로 하는 유방암 검진 방법.
    [회로도 1]
    Figure 112015116401294-pat00002

    상기 회로도 1에서 OP amp는 연산 증폭기이며, C1, C2는 커패시터, RL은 저항이고, Vin은 복수의 차동 증폭기에 전기적으로 결합되어 있으며, Vref는 기준 전압으로 플로팅(floating)된 상태이다.
  4. 제 1항에 있어서, 상기 저주파대역 신호의 주파수는 50Hz 이하인 것을 특징으로 하는 유방암 검진 방법.
  5. 제 1항에 있어서, 상기 연산부는 측정된 센서 신호의 평균값을 측정하기 위한 센서신호 평균계산모듈, 허용범위가 초과된 신호 값을 계산하여 센서 부착 위치의 변경 여부를 결정하는 센서위치보정모듈, 센서 자체에 결함이 있는 것을 판단하는 센서불량체크모듈 및 오류가 없는 센서 신호의 평균값을 확인하여 병변의 양성 여부를 판단하는 병변에 대한 1차 검진모듈로 구성되며,
    상기 센서신호 평균계산모듈에서 일정 시간간격 동안 입력된 복수의 센서 신호의 평균값인 An(t)를 계산하는 것을 특징으로 하는 유방암 검진 방법.
  6. 제 5항에 있어서,
    상기 일정 시간간격 동안 입력된 복수의 센서 신호의 평균값인 An(t)과 연산부로 입력된 센서 신호값인 Dn(t)의 차이가 ±3.5 mV 이하인 경우 해당 센서 신호값을 평균값 An(t)값을 계산하는데 반영시키며, 만일 그 차이가 ±3.5 mV를 초과하면 평균값 An(t)을 계산하는데 해당 Dn(t)값을 제외하는 것을 특징으로 하는 유방암 검진 방법.
  7. 제 6항에 있어서,
    상기 계산된 평균값인 An(t)를 다시 여러 번 반복하여 계산한 결과의 평균값인 An(t)를 산출하는 단계를 거치고, 다시 상기 계산된 An(t)를 일정 시간 동안 여러 번 반복하여 계산하고 이들을 평균하여 계산한 평균값인 A를 산출하는 것을 특징으로 하는 유방암 검진 방법.
  8. 제 6항에 있어서, 일정 시간간격 동안 입력된 복수의 센서 신호의 평균값인 An(t)과 연산부로 입력된 센서 신호값인 Dn(t)의 차이가 ±3.5 mV를 초과하는 신호의 횟수인 Vn(t)가 전체 입력된 총 횟수의 일정 확률을 초과하는 것으로 계산되면 상기 센서위치보정모듈 또는 센서불량체크 모듈이 활성화 되는 것을 특징으로 하는 유방암 검진 방법.
  9. 제 8항에 있어서, 상기 Vn(t)와 연산부로 입력된 센서 신호값인 Dn(t)의 차이가 3.5 mV이상 7 mV 이하로 나타나는 센서부가 2개를 초과하는 경우 센서가 부착된 위치를 변경하는 신호가 나타나도록 활성화되는 것을 특징으로 하는 유방암 검진 방법.
  10. 제 8항에 있어서, 상기 Vn(t)와 연산부로 입력된 센서 신호값인 Dn(t)의 차이가 -6 mV 미만으로 계산되는 센서부의 개수가 2개를 초과하면 센서불량으로 인식하여 센서교체 신호가 나타나도록 활성화되는 것을 특징으로 하는 유방암 검진 방법.
  11. 제 6항에 있어서, 일정 시간간격 동안 입력된 복수의 센서 신호의 평균값인 An(t)과 연산부로 입력된 센서 신호값인 Dn(t)의 차이가 ±3.5 mV를 초과하는 신호의 횟수인 Vn(t)가 전체 입력된 총 횟수의 일정 확률 이하인 것으로 계산되면 상기 병변에 대한 1차 검진모듈이 활성화되는 것을 특징으로 하는 유방암 검진 방법.
  12. 제 11항에 있어서, 상기 병변에 대한 1차 검진모듈에 입력된 센서의 평균값이 7 mV이하인 경우 정상으로 판정, 7 mV 초과 14 mv 미만인 경우 유방암 양성으로 판정, 14 mV 이상인 경우 비정상으로 판정하는 것을 특징으로 하는 유방암 검진 방법.
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