KR20130024236A - 혈관치료용 마이크로로봇시스템 및 그 제어방법 - Google Patents

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Abstract

본 발명은 혈관치료용 마이크로로봇시스템에 관한 것으로, 보다 상세하게는 구형의 돌기를 가진 마이크로로봇의 빠른 회전력을 이용하여 혈관을 막고있는 이물질을 제거하여 막혀있는 혈관을 치료하는 혈관치료용 마이크로로봇시스템에 관한 것이다.
이러한 목적을 달성하기 위한 본 발명은, 혈관치료용 마이크로로봇시스템에 있어서, 임의의 자화방향을 가진 자석을 포함하고, 구형 표면에 돌기가 형성된 마이크로로봇부; 및 3차원 임의의 방향으로 상기 마이크로로봇부의 진행방향을 설정하고, 자기장을 생성하여 상기 마이크로로봇부가 자체회전하면서 진행하도록 구동하는 전자기장생성부; 및 엑스레이영상을 촬영하여, 상기 마이크로로봇의 위치를 추적하는 영상부; 를 포함한다.

Description

혈관치료용 마이크로로봇시스템 및 그 제어방법{A Micro-Robot System For Intravascular Therapy And Controling Method Thereof}
본 발명은 혈관치료용 마이크로로봇시스템에 관한 것으로, 보다 상세하게는 구형의 돌기를 가진 마이크로로봇의 빠른 회전력을 이용하여 혈관을 막고 있는 이물질을 제거하여 막혀있는 혈관을 치료하는 혈관치료용 마이크로로봇시스템에 관한 것이다.
마이크로로봇을 이용한 최소침습시술을 절개 부위를 최소화하여 환자의 고통을 줄일 수 있고, 회복기간도 짧게 할 수 있는 수술방법으로 최근에 많은 연구가 진행되고 있다. 특히 외부 자기장을 이용해 마이크로로봇을 추진하거나 치료를 위한 구동을 하는 연구가 많이 진행되고 있는데, 대다수의 연구가 2차원 평면상에서 이루어지거나, 3차원공간을 단순히 이동할 수 있는 연구가 주로 진행되었다.
최근 공개된 국내공개특허문헌인 KR10-1009053호 (발명의 명칭: 혈관치료용 마이크로로봇의 유지 및 이동시스템) 및 KR10-0999657호 (발명의 명칭: 혈관치료용 마이크로로봇의 유지 및 이동시스템) 역시 혈관 내에 존재하는 이물질을 제거하는 마이크로로봇에 대한 발명이지만, 이는 코일의 수가 많아 파워 소모가 크고, 또한 코일시스템이 환자에게 직접 적용하기 어려운 작업영역의 구조를 가지고 있는 문제가 있었다.
본 발명은 상기와 같은 문제점을 감안하여 안출된 것으로, 전자기장생성부(코일시스템)를 가로로 놓은 실린더 형태를 취함으로써 작업영역을 용이하게 하면서도 기존에 세로로 높인 코일시스템과 동일한 기능을 수행할 수 있는 혈관치료용 마이크로로봇시스템을 제공함에 있다.
그리고 마이크로로봇을 구형으로 함으로써, 코일부의 회전 없이도 드릴링모션과 추진모션을 함께 구동시킬 수 있어, 쉽게 혈관 내부에 적체되어있는 이물질을 제거할 수 있는 혈관치료용 마이크로로봇시스템을 제공함에 있다.
또한, 코일부의 회전이 없어 코일부의 관성 등을 고려할 필요가 없게 됨으로써, 코일부의 회전 없이도 전류의 제어만으로도 3차원 임의방향 어디서나 마이크로로봇을 제어할 수 있고, 엑스레이촬영장치 역시 고정되어 있기 때문에 내부공간 촬영시에도 효율적인 촬영이 가능한 혈관치료용 마이크로로봇시스템을 제공함에 있다.
이러한 기술적 과제를 달성하기 위한 본 발명은, 혈관치료용 마이크로로봇시스템에 있어서, 임의의 자화방향을 가진 자석을 포함하고, 구형 표면에 돌기가 형성된 마이크로로봇부; 및 3차원 임의의 방향으로 상기 마이크로로봇부의 진행방향을 설정하고, 자기장을 생성하여 상기 마이크로로봇부가 자체회전하거나, 진행방향으로 추진되도록 구동하는 전자기장생성부; 및 엑스레이영상을 촬영하여, 상기 마이크로로봇의 위치를 추적하는 영상부; 를 포함한다.
또한, 마이크로로봇부, 전자기장생성부 및 영상부를 포함하는 혈관치료용 마이크로로봇시스템 제어방법에 있어서, 전자기장생성부(200)가 상기 마이크로로봇부(100')가 추진하는 임의의 평면이 갖는 기울기(φ)를 설정하는 단계; 추진하고자하는 방향(α)과 추진력의 세기(F)를 설정하는 단계; 설정한 방향대로 추진하기 위해, 정렬방향(θ)을 결정하는 단계; 결정한 정렬방향(θ)을 이용하여 추진력을 내기 위해 필요한 자기장의 기울기(gx)를 구하는 단계; x축으로부터 임의의 기울기(φ)를 갖는 임의의 평면상에 상기 (b) 단계에서 결정한 정렬방향(θ)으로 상기 마이크로로봇부(100')를 정렬시키는 단계; 일정한 기울기(gx)를 가지는 자기장을 생성하여 상기 마이크로로봇부(100')를 추진시키는 단계; 정렬방향(θ)을 바꾸면서 상기 마이크로로봇부(100')를 자체회전(드릴링)시키는 단계; 를 포함한다.
상기와 같은 본 발명에 따르면, 전자기장생성부(코일시스템)를 가로로 놓은 실린더 형태를 취함으로써 작업영역을 용이하게 하면서도 기존에 세로로 높인 코일시스템과 동일한 기능을 수행할 수 있다.
또한, 마이크로로봇을 구형으로 함으로써, 코일부의 회전 없이도 드릴링모션과 추진모션을 함께 구동시킬 수 있어, 쉽게 혈관 내부에 적체되어있는 이물질을 제거할 수 있다.
도 1 은 본 발명의 일실시예에 따른 마이크로로봇시스템의 블록구성도.
도 2a 는 본 발명의 일실시예에 따른 마이크로로봇시스템에 이용하는 구형모양의 마이크로로봇, 도 2a 는 본 발명의 일실시예에 따른 마이크로로봇시스템에 이용하는 구형모양의 혈관치료용 마이크로로봇의 도식도.
도 3a 는 본 발명의 일실시예에 따른 마이크로로봇시스템에 이용하는 전자기장생성부의 분해도, 도 3b 는 본 발명의 일실시예에 따른 마이크로로봇시스템에 이용하는 전자기장생성부의 조립도.
도 4a 는 본 발명의 일실시예에 따른 마이크로로봇부의 정렬방향을 설정하는 자기장의 크기와 방향을 나타낸 도면, 도 4b 는 본 발명의 일실시예에 따른 맥스웰코일에 의해 발생되는 자기장 필드 맵을 나타낸 도면, 도 4c 는 본 발명의 일실시예에 따른 임의 평면상 특정방향으로 추진하는 마이크로로봇에 가해지는 힘의 크기와 방향을 나타낸 도면. 도 4d 는 본 발명의 일실시예에 따른 회전모션을 구동하기 위한 회전축과 회전방향을 나타낸 도면.
도 5 는 본 발명의 일실시예에 따른 혈관치료용 마이크로로봇시스템의 구성블록도.
도 6 는 본 발명의 일실시예에 따른 혈관치료용 마이크로로봇시스템의 구성도.
도 7 은 본 발명의 일실시예에 따른 혈관치료용 마이크로로봇시스템의 제어방법에 관한 흐름도.
본 발명의 구체적 특징 및 이점들은 첨부도면에 의거한 다음의 상세한 설명으로 더욱 명백해질 것이다. 이에 앞서 본 발명에 관련된 공지 기능 및 그 구성에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우에는, 그 구체적인 설명을 생략하였음에 유의해야 할 것이다.
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명을 상세하게 설명한다.
본 발명은 혈관치료용 마이크로로봇시스템 및 그 제어방법에 관한 것으로서, 도 1 내지 도 7 을 참조하여 설명하면 다음과 같다.
도 1 은 본 발명의 일실시예에 따른 마이크로로봇시스템의 블록구성도로서, 마이크로로봇부(100) 및 전자기장생성부(200)를 포함한다.
마이크로로봇부(100)는 임의의 자화방향을 가진 자석을 포함하는 구형모양의 마이크로로봇을 포함한다. 도 2a 는 본 발명의 일실시예에 따른 마이크로로봇시스템에 이용하는 구형모양의 마이크로로봇으로서, 자석을 포함하는 구형으로된 마이크로로봇이다. 마이크로로봇이 구형이기 때문에 자화방향이 어떻게 설정되어 포함되는지는 중요하지 않다. 마이크로로봇에 포함된 자석의 자화방향은 상기 마이크로로봇부(100)가 정렬하는 방법에 이용되는데, 자화방향과 정렬방향을 일치시키는 자기장을 형성함으로써, 상기 마이크로로봇부(100)를 정렬시킨다.
전자기장생성부(200)는 3차원 임의방향으로 상기 마이크로로봇부(100)의 진행방향을 설정하고, 자기장을 생성하여 상기 마이크로로봇부(100)가 임의 방향으로 진행하도록 구동한다.
도 3a 를 참조하면, 전자기장생성부(200)는 1쌍의 고정형 헬름홀츠코일부(211), 1쌍의 고정형 맥스웰코일부(221), 2쌍의 고정형 유니폼새들코일부(212)를 포함한다.
전자기장생성부(200)는 상기 마이크로로봇부(100)를 3차원 임의방향으로 정렬시키고, 정렬방향을 바꾸면서 자체 회전하도록 일정한 자기장을 생성하는 유니폼자기장생성모듈(210)과 상기 정렬방향으로 상기 마이크로로봇이 진행하도록 추진력을 발생하도록 일정한 기울기의 자기장을 생성하는 그래디언트자기장생성모듈(220)을 포함한다.
유니폼자기장생성모듈(210)은 3차원 상의 임의의 축을 관통하여 서로 대향 배치되는 한 쌍의 헬름홀츠코일부(211) 및 상기 임의의 축과 수직인 평면상에 위치하되, 서로 직교하도록 고정설치되는 두 쌍의 고정형 유니폼새들코일부(212)를 이용하여, 총 3쌍의 고정형 코일을 이용하여 x, y, z 축의 3차원 상의 임의방향으로 일정한 자기장을 형성시킨다. 도 3a를 참조하건대, x축을 기준으로 이를 관통하여 서로 대향 배치되게 한 쌍의 헬름홀츠코일부(211)가 설치되면, 이로써 x축 방향으로 자기장이 형성될 수 있고, 2쌍의 고정형 유니폼새들코일부(212)가 x축과 수직인 y-z평면상에 위치하되, 서로 직교하도록 대향 배치되게 설치되면, z축과 수직인 y, z축으로 각각 일정한 자기장이 형성되게 할 수 있다. 각 축에 걸리는 전류의 세기를 조절하면 이로써 3차원 상에 임의 어느 방향이든 자기장이 형성될 수 있다.
그래디언트자기장생성모듈(220)은 헬름홀츠코일이 관통하는 축과 동일한 축을 관통하여 서로 대향 배치되는 한 쌍의 맥스웰코일부(221)를 포함한다. 종래의 추진력을 발생하는 코일부는 회전형 그래디언트새들코일을 사용하기도 하는데, 본 시스템의 경우는 구형의 마이크로로봇의 드릴링모션을 위한 코일시스템의 구현으로, 실제로 구형이기 때문에 정렬방향을 추진방향과 일치시킴에 있어 회전형 코일부가 필요 없고, 한 쌍의 고정형 맥스웰코일만으로도 추진력 발생이 가능함에 특징이 있다. 회전형 그래디언트새들코일을 사용하지 않음으로해서 제작비용이 감소하고, 좀 더 용이하게 환자가 들어갈 수 있는 작업영역을 확보 할 수 있다.
회전형 코일부를 사용하지 않기 때문에, 코일의 관성을 고려할 필요 없고, 엑스레이 영상촬영에 있어서도 효율적일 수 있다.
전자기장생성부(200)를 통해 마이크로로봇은 진행방향으로 추진하고, 자체회전 즉 드릴링모션을 구현시킨다. 이를 제어하는 방법은 도 4 를 참조하여 설명한다.
도 4a 는 본 발명의 일실시예에 따른 마이크로로봇부(100)의 정렬방향을 설정하는 자기장의 크기와 방향을 나타낸 도면이다. 본 시스템에서 이용하는 마이크로로봇부(100)는 완전 구형의 몸체를 가지고 있기 때문에 소위 앞/뒤의 개념이 없어 자화방향은 크게 문제되지 않는다. 이때 정렬방향과 자화방향을 일치시키는 방법을 통해 마이크로로봇부(100)를 일정방향으로 정렬시키는데, 이때 정렬시키는 각도를 θ라고 한다면, 이 때 필요한 자기장은 수학식1 과 같다.
Figure pat00001
여기서, θ는 정렬방향을 나타내며, φ는 x축을 중심으로 시계방향으로 회전한 평면과 x축이 이루는 각도이다. 즉 상기 수학식 1에서 자기장 'B'는 x축과 φ 만큼의 각도를 이루는 임의의 평면상에 θ의 방향으로 정렬시키기 위해 필요한 '자기장의 크기와 방향'을 나타낸다. 이 때, θ와 φ는 실제 타깃(target)에 따라 각각 다르게 설정되어져야하며, │B│는 자기장의 세기, (+)/(-)기호는 자기장을 방향을 나타낸다.
한편, θ는 추진방향과 관계가 있다. 이때 추진방향을 α라고 한다면, α와 θ 사이의 상관관계가 필요하다. 이유는 본 시스템의 경우, 마이크로로봇이 어떻게 정렬되었는지에 따라 추진방향이 달라질 수 있기 때문이다.
이때 θ는 수학식 2 와 같다.
Figure pat00002
여기서, F는 추진력의 세기, α는 추진력의 방향, φ는 상술하였던 것처럼 x축을 중심으로 시계방향으로 회전한 평면과 x축이 이루는 각도이다.
실제로, 처음 본 시스템을 구동시키기 위해서는 먼저 추진하고자하는 방향(α)과 추진력의 세기(F)를 결정한다. φ는 x축을 중심으로 시계방향으로 회전한 평면과 x축이 이루는 각도이므로, F, α 및 φ 는 타깃(target)에 따라 기본적으로 설정되는 값이다. F, α 및 φ 가 결정되면 정렬방향의 각도인 θ를 결정한다.
θ가 결정되면, 한 쌍의 헬름홀츠코일부(211) 및 두 쌍의 유니폼새들코일을 조합하여 상기 수학식 1의 일정한 자기장을 생성한다.
도 4b 는 본 발명의 일실시예에 따른 맥스웰코일에 의해 발생되는 자기장 필드 맵을 나타낸 도면이다. 맥스웰코일은 축방향으로 균일한 기울기의 자기장을 발생시킨다. 하지만 주축과 수직인 방향으로는 크기가 절반이고 기울기의 방향이 반대인 균일한 기울기의 자기장을 발생시키는 성질이 있다. 이러한 성질 때문에 특정방향으로 추진력을 발생시킬 수 있게 되는데, 이때 발생되는 자기장은 수학식 3과 같다.
Figure pat00003
이 때, y-z 대신에 φ을 사용할 수 있는데, x축을 중심으로 시계방향으로 φ만큼 회전한 축을 r축이라고 정의하면, 이때 발생되는 자기장을 수학식 4와 같다.
Figure pat00004
여기서 gx는 x축 맥스웰 코일에 의해 x축 방향으로 발생되는 자기장의 기울기를 나타낸다. gx는 상기 마이크로로봇부(100)의 추진력을 내기 위해서 필요한 것으로, 상기 맥스웰코일부(221)에 의해 발생되어야 하는 자기장 기울기 gx는 수학식 5 와 같다.
Figure pat00005
F는 추진력의 세기, α는 추진력의 방향, θ는 정렬방향, M은 마이크로로봇부(100)에 포함된 자석의 자화크기 및 V는 자석의 체적으로 정의하며, 이를 이용하여 맥스웰코일부(221)에 의해 형성되는 자기장을 구한다.
도 4c 는 본 발명의 일실시예에 따른 임의 평면상 특정방향으로 추진하는 마이크로로봇에 가해지는 힘의 크기와 방향을 나타낸 도면으로서, 1쌍의 헬름홀츠코일부(211)와 2쌍의 유니폼새들코일부(212)를 이용하여 마이크로로봇을 정렬시킨 후, 맥스웰코일을 이용하여 gx의 기울기를 가지는 자기장을 형성하여, α방향으로 상기 마이크로로봇부(100)를 추진시킨다.
이 때, 도 4d는 본 발명의 일실시예에 따른 회전모션을 구동하기 위한 회전축과 회전방향을 나타낸 도면으로서, 헬름홀츠코일과 유니폼새들코일을 이용하여 수학식 2의 θ를 바꾸면서 마이크로로봇부(100)를 자체 회전시킬 수 있는데, 회전속도가 빨라지면서 드릴링모션을 구현할 수 있다.
도 5 는 본 발명의 일실시예에 따른 혈관치료용 마이크로로봇시스템의 구성블록도이고, 도 6 은 본 발명의 일실시예에 따른 혈관치료용 마이크로로봇시스템의 구성도로서, 혈관치료용 마이크로로봇부(100'), 전자기장생성부(200) 및 영상부(300)를 포함한다.
마이크로로봇부(100')는 임의의 자화방향을 가진 자석을 포함하고, 구형 표면에 돌기가 형성되어있다. 도 2b를 참조하면 구형의 마이크로로봇 주위에 볼록한 돌기가 다수 분포되어 형성된다. 표면의 돌기는 혈관의 크기에 맞추어 제작할 수 있는데, 로봇을 만드는 방법으로는 영구자석 주변에 다이아몬드가루, 스테인리스 등의 인체에 무해한 재료를 이용해 돌기를 만들어주는 방법이나 혹은 상기 다이아몬드가루, 스테인리스 등의 재료를 이용하여 돌기가 있는 구형 로봇을 제작 후 내부에 영구자석을 삽입한 형태가 될 수 있다. 돌기의 높이나 폭은 타깃이 되는 혈관 내부의 직경 등에 의해서 결정될 수 있을 것이다.
본 시스템에서 사용하는 마이크로로봇이 구형이기 때문에, 원하는 방향으로 드릴링모션을 수행하면서 추진할 수 있는 구동이 가능할 수 있다. 상기 마이크로로봇부(100')에 형성된 돌기를 이용하여, 혈관 내에 축적되어 있는 이물질을 제거할 수 있어, 혈관치료용으로 사용할 수 있다.
전자기장생성부(200)는 3차원 임의의 방향으로 상기 마이크로로봇부(100')의 진행방향을 설정하고, 자기장을 생성하여 상기 마이크로로봇부(100')가 임의 방향으로 진행하도록 구동한다.
도 3a 를 참조하면, 전자기장생성부(200)는 1쌍의 고정형 헬름홀츠코일부(211), 1쌍의 고정형 맥스웰코일부(221), 2쌍의 고정형 유니폼새들코일부(212)를 포함한다.
전자기장생성부(200)는 상기 마이크로로봇부(100')를 3차원 임의방향으로 정렬시키고, 정렬방향을 바꾸면서 자체 회전하도록 일정한 자기장을 생성하는 유니폼자기장생성모듈(210)과 상기 정렬방향으로 상기 마이크로로봇이 진행하도록 추진력을 발생하도록 일정한 가속도의 자기장을 생성하는 그래디언트자기장생성모듈(220)을 포함한다.
유니폼자기장생성모듈(210)은 3차원 상의 임의의 축을 관통하여 서로 대향 배치되는 한 쌍의 헬름홀츠코일부(211) 및 상기 임의의 축과 수직인 평면상에 위치하되, 서로 직교하도록 고정설치되는 두 쌍의 고정형 유니폼새들코일부(212)를 이용하여, 총 3쌍의 고정형 코일을 이용하여 x, y, z 축의 3차원 상의 임의방향으로 일정한 자기장을 형성시킨다. 도 3a를 참조하건대, x축을 기준으로 이를 관통하여 서로 대향 배치되게 한 쌍의 헬름홀츠코일부(211)가 설치되면, 이로써 x축 방향으로 자기장이 형성될 수 있고, 2쌍의 고정형 유니폼새들코일부(212)가 x축과 수직인 y-z평면상에 위치하되, 서로 직교하도록 대향 배치되게 설치되면, z축과 수직인 y, z축으로 각각 일정한 자기장이 형성되게 할 수 있다. 각 축에 걸리는 전류의 세기를 조절하면 이로써 3차원 상에 임의 어느 방향이든 자기장이 형성될 수 있다.
그래디언트자기장생성모듈(220)은 헬름홀츠코일이 관통하는 축과 동일한 축을 관통하여 서로 대향 배치되는 한 쌍의 맥스웰코일부(221)를 포함한다. 종래의 추진력을 발생하는 코일부는 회전형 그래디언트새들코일을 사용하기도 하는데, 본 시스템의 경우는 구형의 마이크로로봇의 드릴링모션을 위한 코일시스템의 구현으로, 실제로 구형이기 때문에 정렬방향과 추진방향이 일치시킬 필요가 없어 회전형 코일부가 필요 없고, 한 쌍의 고정형 맥스웰코일만으로도 추진력 발생이 가능함에 특징이 있다.
회전형 코일부를 사용하지 않기 때문에, 코일의 관성을 고려할 필요 없고, 엑스레이 영상촬영에 있어서도 효율적일 수 있다.
영상부(300)는 전자기장생성부(200)에 장착된 엑스레이영상장치를 이용하여, 실시간으로 상기 마이크로로봇부(100')의 위치를 촬영한다. 이때, 수술 전에 촬영한 CT나 MR 이미지가 있는 경우는 이러한 이미지와 실시간 촬영되는 엑스레이이미지를 병합할 수 있는데, 이러한 병합된 이미지를 가지고 실시간으로 상기 마이크로로봇부(100')의 위치를 추적할 수 있다. 이러한 영상부(300)는 상기 마이크로로봇 구동 중에 상기 마이크로로봇부(100')의 위치를 촬영하는 엑스레이모듈(310)과 사전에 촬영한 이미지와 상기 엑스레이모듈(310)에서 촬영한 이미지를 병합하여 상기 마이크로로봇부(100')이 위치를 추적하여 표시하는 이미지병합모듈(320)을 포함한다.
도 7 은 본 발명의 일실시예에 따른 혈관치료용 마이크로로봇시스템의 제어방법에 관한 흐름도이다. 이를 참조하여 설명하면 다음과 같다.
먼저 전자기장생성부(200)에 고정설치된 엑스레이모듈(310)을 이용하여 실시간으로 상기 마이크로로봇부(100)의 위치를 추적한다(S10). 영상부(300)가 상기 마이크로로봇부(100') 구동 중에 상기 마이크로로봇부(100')의 위치를 촬영하면(S11), 상기 영상부(300)가 사전에 촬영한 이미지와 상기 S11 단계에서 촬영한 이미지를 병합한다(S12). 상기 영상부(300)가 상기 S12 단계에서 병합한 이미지를 이용하여 상기 마이크로로봇부(100')이 위치를 추적하여 표시하면서, 마이크로로봇부(100')의 위치를 추적한다. 이는 통상의 마이크로위치추적방법과 동일한 바, 자세한 설명은 생략한다.
그 후, 추진하고자 하는 평면을 설정하기 위해, 상기 마이크로로봇부(100')가 추진하고자 하는 임의의 평면이 갖는 기울기(φ)를 설정하고(S20), 마이크로로봇부(100')의 진행방향(α)과 추진력의 세기(F)를 설정한다(S30). 그 후, 진행방향과 추진력을 고려해 마이크로로봇부(100')의 (θ)을 결정한다(S40). θ는 상술한 수학식 2에 의해 결정된다. 여기서 φ는 x축을 중심으로 시계방향으로 회전한 평면과 x축이 이루는 각도이며, F,α 및 φ는 시스템 초기에 타깃(target)에 따라 설정할 수 있다.
S40 단계 이후, 맥스웰코일부(221)에 의해 추진력을 발생시키기 위해서 자기장 기울기 gx를 구한다(S50). gx는 상술한 수학식 5에 의해 결정된다.
상기 S20 단계 내지 S50 단계까지는 전자기장을 생성하기위한 값을 설정하는 단계이며, 이러한 수치가 설정된 후에는 한 쌍의 헬름홀츠코일부(211)와 두 쌍의 유니폼새들코일부(212)를 이용하여 φ, θ방향으로의 일정한 자기장을 형성하여 상기 마이크로로봇부(100')를 정렬시킨다(S60). φ, θ방향으로의 일정한 자기장을 형성시키는 방법은 전류의 세기를 조절하여 φ, θ방향으로 제어하고, 코일에 흐르는 전류의 방향을 동일하게 함으로써, 일정한 자기장을 형성시킬 수 있다.
상기 마이크로로봇부(100') 내부에 자석의 자화방향은 중요하지 않다. 자화방향과 정렬방향이 일치하는 방법으로 상기 마이크로로봇부(100')를 정렬시키는데, 실제로 완전구형의 몸체를 가지는 마이크로로봇을 사용하는 경우, 정렬방향과 진행방향이 달라도 크게 문제되지 않는다.
S60 단계 이후, 맥스웰코일을 이용하여 일정한 기울기 gx를 갖는 자기장을 생성하여 α 방향으로 상기 마이크로로봇부(100')를 추진시킨다(S70). 맥스웰코일부(221)는 헬름홀츠코일부(211)과 달리 일정한 기울기를 가지는 자기장을 생성하고, 이때 기울기 gx는 상기 수학식 5에 의해 결정되는데 진행방향인 α와 정렬방향인 θ에 영향을 받으며, 추진력 F가 크면 클수록 큰 기울기값을 가진다. 즉 전류의 세기가 크면 추진력이 크고, 이는 큰 기울기값으로 표시된다.
S70 단계는 상기 마이크로로봇부(100')를 단순히 앞으로 추진시키는 기능을 수행할 뿐, 회전하는 모션을 구동하지 않는다. 회전하는 모션 즉, 실제로 상기 마이크로로봇이 빠르게 자체회전을 하면서 소위 드릴링모션을 구현하기 위해서는 회전을 하는 회전력이 발생되어야 한다. 회전력은 헬름홀츠코일과 유니폼새들코일을 이용하여 가능한데, 한 쌍의 헬름홀츠코일과 두 쌍의 유니폼새들코일로 만들어지는 정렬방향 θ를 빠르게 변화시키면, 정렬방향이 계속 바뀌면서 결국 자체 회전을 하는 드릴링모션이 가능해진다(S80). 특히, 본 시스템은 회전형 유니폼새들코일을 사용하지 않은 대신에 한 쌍의 헬름홀츠코일과 두 쌍의 유니폼새들코일 즉 3쌍의 고정형 코일을 사용하기 때문에, 상기 마이크로로봇부(100)가 자체 회전하는 것만큼 코일을 회전시킬 필요도 없어, 이러한 빠른 회전을 요구하는 드릴링모션이 가능한 장점이 있다.
이상으로 본 발명의 기술적 사상을 예시하기 위한 바람직한 실시예와 관련하여 설명하고 도시하였지만, 본 발명은 이와 같이 도시되고 설명된 그대로의 구성 및 작용에만 국한되는 것이 아니며, 기술적 사상의 범주를 일탈함이 없이 본 발명에 대해 다수의 변경 및 수정이 가능함을 당업자들은 잘 이해할 수 있을 것이다. 따라서 그러한 모든 적절한 변경 및 수정과 균등물들도 본 발명의 범위에 속하는 것으로 간주되어야 할 것이다.
100,100' ; 마이크로로봇부;
200; 전자기장생성부
210; 유니폼자기장생성모듈 211; 헬름홀츠코일부
212; 유니폼새들코일부 220; 그래디언트자기장생성모듈
221; 맥스웰코일부
300; 영상부 310; 엑스레이모듈
320; 이미지병합모듈

Claims (10)

  1. 3차원 상의 이동이 가능한 마이크로로봇시스템에 있어서,
    임의의 자화방향을 가진 자석을 포함하는 구형모양의 마이크로로봇부(100); 및
    3차원 임의의 방향으로 상기 마이크로로봇부(100)의 정렬 및 진행방향을 설정하고, 자기장을 생성하여 상기 마이크로로봇부(100)가 자체회전하거나, 진행방향으로 추진되도록 구동하는 전자기장생성부(200); 를 포함하는 마이크로로봇 시스템.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 전자기장생성부(200)는,
    상기 마이크로로봇부(100)를 3차원 임의방향으로 정렬시키고, 정렬방향을 바꾸면서 자체 회전하도록 일정한 자기장을 생성하는 유니폼자기장생성모듈(210); 및
    상기 마이크로로봇부(100)가 진행방향으로 추진되도록 일정한 기울기의 자기장을 생성하는 그래디언트자기장생성모듈(220); 을 포함하는 마이크로로봇 시스템.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 전자기장생성부(200)는,
    3차원 상의 임의의 축을 관통하여 서로 대향 배치되는 한 쌍의 헬름홀츠코일부(211);
    상기 임의의 축과 동일한 축을 관통하여 서로 대향 배치되는 한 쌍의 맥스웰코일부(221); 및
    상기 임의의 축과 수직인 평면상에 위치하되, 서로 직교하도록 고정 설치되는 두 쌍의 고정형 유니폼새들코일부(212); 를 포함하는 마이크로로봇 시스템.
  4. 혈관치료용 마이크로로봇시스템에 있어서,
    임의의 자화방향을 가진 자석을 포함하고, 표면에 돌기가 형성된 구형모양의 마이크로로봇부(100');
    3차원 임의의 방향으로 상기 마이크로로봇부(100')의 정렬 및 진행방향을 설정하고, 자기장을 생성하여 상기 마이크로로봇부(100')가 자체회전하거나, 진행방향으로 추진되도록 구동하는 전자기장생성부(200); 및
    엑스레이영상을 촬영하여, 상기 마이크로로봇부(100')의 위치를 추적하는 영상부(300); 를 포함하는 혈관치료용 마이크로로봇시스템.
  5. 제 4 항에 있어서,
    상기 전자기장생성부(200)는,
    상기 마이크로로봇부(100')를 3차원 임의방향으로 정렬시키고, 정렬방향을 바꾸면서 자체회전하도록 일정한 자기장을 생성하는 유니폼자기장생성모듈(210); 및
    상기 마이크로로봇부(100')가 진행방향으로 추진되도록 일정한 기울기의 자기장을 생성하는 그래디언트자기장생성모듈(220); 을 포함하는 혈관치료용 마이크로로봇시스템.
  6. 제 4 항에 있어서,
    상기 전자기장생성부(200)는,
    3차원 상의 임의의 축을 관통하여 서로 대향 배치되는 한 쌍의 헬름홀츠코일부(211);
    상기 임의의 축과 동일한 축을 관통하여 서로 대향 배치되는 한 쌍의 맥스웰코일부(221); 및
    상기 임의의 축과 수직인 평면상에 위치하되, 서로 직교하도록 고정 설치되는 두 쌍의 고정형 유니폼새들코일부(212); 를 포함하는 혈관치료용 마이크로로봇시스템.
  7. 제 4 항에 있어서,
    상기 영상부(300)는,
    상기 마이크로로봇부(100') 구동 중에 상기 마이크로로봇부(100')의 위치를 촬영하는 엑스레이모듈(310); 및
    사전에 촬영한 이미지와 상기 엑스레이모듈(310)에서 촬영한 이미지를 병합하여 상기 마이크로로봇부(100')이 위치를 추적하여 표시하는 이미지병합모듈(320); 을 포함하는 혈관치료용 마이크로로봇시스템.
  8. 마이크로로봇부(100'), 전자기장생성부(200) 및 영상부(300)를 포함하는 혈관치료용 마이크로로봇시스템 제어방법에 있어서,
    (a) 전자기장생성부(200)가 상기 마이크로로봇부(100')가 추진하는 임의의 평면이 갖는 기울기(φ)를 설정하는 단계;
    (b) 상기 전자기장생성부(200)가 상기 마이크로로봇부(100')가 추진하는 방향(α)과 추진력의 세기(F)를 설정하는 단계;
    (c) 상기 전자기장생성부(200)가 상기 (a)단계에서 설정한 방향대로 추진하기 위해, 정렬방향(θ)을 결정하는 단계;
    (d) 상기 전자기장생성부(200)가 상기 (c) 단계에서 결정한 정렬방향(θ)을 이용하여 추진력을 내기 위해 필요한 자기장의 기울기(gx)를 구하는 단계;
    (e) 유니폼자기장생성모듈(210)이 x축으로부터 임의의 기울기(φ)를 갖는 임의의 평면상에 상기 (c) 단계에서 결정한 정렬방향(θ)으로 상기 마이크로로봇부(100')를 정렬시키는 단계; 및
    (f) 그래디언트자기장생성모듈(220)이 상기 (d) 단계에서 구한 일정한 기울기(gx)를 가지는 자기장을 생성하여 상기 마이크로로봇부(100')를 추진시키는 단계; 를 포함하는 혈관치료용 마이크로로봇시스템 제어방법
  9. 혈관치료용 마이크로로봇시스템 제어방법에 있어서,
    상기 (f) 단계 이후,
    (g) 상기 유니폼자기장생성모듈(210)이 정렬방향(θ)을 바꾸면서 상기 마이크로로봇부(100')를 자체회전(드릴링)시키는 단계; 를 더 포함하는 혈관치료용 마이크로로봇시스템 제어방법.
  10. 혈관치료용 마이크로로봇시스템 제어방법에 있어서,
    상기 (a) 단계 이전,
    (a-1) 영상부(300)가 상기 마이크로로봇부(100') 구동 중에 상기 마이크로로봇부(100')의 위치를 촬영하는 단계;
    (a-2) 상기 영상부(300)가 사전에 촬영한 이미지와 상기 (a-1) 단계에서 촬영한 이미지를 병합하는 단계; 및
    (a-3) 상기 영상부(300)가 상기 (a-2) 단계에서 병합한 이미지를 이용하여 상기 마이크로로봇부(100')이 위치를 추적하여 표시하는 단계; 를 더 포함하는 혈관치료용 마이크로로봇시스템 제어방법.
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