KR20140004058A - 지방 조직의 두께를 측정하는 방법 및 장치 - Google Patents

지방 조직의 두께를 측정하는 방법 및 장치 Download PDF

Info

Publication number
KR20140004058A
KR20140004058A KR1020137002940A KR20137002940A KR20140004058A KR 20140004058 A KR20140004058 A KR 20140004058A KR 1020137002940 A KR1020137002940 A KR 1020137002940A KR 20137002940 A KR20137002940 A KR 20137002940A KR 20140004058 A KR20140004058 A KR 20140004058A
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
adipose tissue
skin
thickness
measuring
tissue
Prior art date
Application number
KR1020137002940A
Other languages
English (en)
Inventor
애브너 로젠버그
제나디 나손
에드워드 칸타로비치
Original Assignee
시네론 메디컬 리미티드
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 시네론 메디컬 리미티드 filed Critical 시네론 메디컬 리미티드
Publication of KR20140004058A publication Critical patent/KR20140004058A/ko

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0858—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving measuring tissue layers, e.g. skin, interfaces
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/42—Details of probe positioning or probe attachment to the patient
    • A61B8/4272—Details of probe positioning or probe attachment to the patient involving the acoustic interface between the transducer and the tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/42—Details of probe positioning or probe attachment to the patient
    • A61B8/4272—Details of probe positioning or probe attachment to the patient involving the acoustic interface between the transducer and the tissue
    • A61B8/429—Details of probe positioning or probe attachment to the patient involving the acoustic interface between the transducer and the tissue characterised by determining or monitoring the contact between the transducer and the tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4444—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device related to the probe
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/485—Diagnostic techniques involving measuring strain or elastic properties
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5223—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for extracting a diagnostic or physiological parameter from medical diagnostic data
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/30—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for calculating health indices; for individual health risk assessment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/58—Testing, adjusting or calibrating the diagnostic device

Abstract

지금까지 사용된 체지방 측정 기술은 보통 측정 시에 지방 조직층의 수축을 초래하는 일정 레벨의 힘을 조직에 인가한다. 이것은 이들 방법을 사용할 때 설명되지 않는 지방 조직 두께 측정 결과에서 바이어스를 발생시킨다. 본 발명 장치 및 방법은 이런 편향을 설명하는 해결책을 제공하여 체지방 측정의 정확선을 향상시키는 것이다.

Description

지방 조직의 두께를 측정하는 방법 및 장치{A METHOD AND APPARATUS FOR MEASURING THE THICKNESS OF ADIPOSE TISSUE}
본 발명은 조직의 두께를 측정하는 방법 및 장치에 관한 것이고 더욱 상세하게는 지방 조직의 두께를 측정하는 것에 관한 것이다.
비만은 지방 조직에 비정상적으로 또는 과도하게 축적된 지방이 건강을 해치는 상태이다. 너무 많은 체지방을 유지하는 것과 관련된 온갖 위험과 함께, 건강한 체질량지수(BMI: Body Mass Index) 범위 내에서 건강한 체중을 유지하는 것이 자신의 건강에 이익이라는 인식이 증가하고 있다. 건강한 체중을 유지하는 일부로서 자신의 체지방 백분율을 측정하는 것이 널리 퍼져 있다.
또한, 체형 교정 치료(body contouring treatments)라고도 불리는 미용 신체 성형 치료는 보통 체지방 조직을 감소시키기 위한 다수의 치료 방법과 복잡한 장치들을 채용하는 것을 포함한다. 이들 장치 및 치료는 다양한 형태의 가열 에너지, 기계적 에너지 및 유사한 것들을 인가하는 것을 포함한다. 그와 같은 치료에서 일반적인 지방 조직의 두께에 관한 정확한 정보 및 특히 치료되는 영역 내의 지방 조직의 두께에 관한 정확한 정보를 획득하는 것이 유용할 수 있다.
개인의 체지방 및 실질 질량(lean mass)을 평가하는 다수의 방법들이 개발되었다. 가장 흔한 방법은 수중 체중 측정(underwater weighing 또는 hydrostatic weighing), 피하지방 두께 측정(skin fold thickness measurements) (캘리퍼(caliper), 생체전기 임피던스 측정 및 대상자의 신장과 체중에 기초한 BMI 계산법을 포함한다.
미국 특허출원 공개 제2003/0018257호 및 제2009/0270728호에 기재된 것과 같은 몇몇 기법들은 지방 조직 두께를 측정하기 위해 초음파를 채용하며, 다양한 지방 조직 층들로부터 반사된 빔들의 가변 강도 및/또는 반사 시간에 의존한다. 미국 특허출원 공개 제2003/0018257호는 방출된 초음파 빔의 주파수를 10 MHz 이상으로 제한한다. 이 기법은 다양한 조직 층들 사이를 구별하고 그것들의 두께를 평가하기 위해 상기 조직 층들의 고유 밀도에 의존한다.
미국 특허출원 공개 제2010/0036246호에 기재된 것과 같은 다른 기법들은 대상 조직의 유형 및 두께를 결정하기 위해 초음파 이미지 분석 기법을 채용한다.
미국 특허 제5,941,825호에 기재된 기법은 직교 이외의 각도로 조직 내에 초음파 빔의 방출로 인해 발생하는 시차 오류를 보정하기 위해 피부의 표면상의 2개의 다른 위치로부터 체지방을 측정하는 것을 개시하고 있다.
오늘날 사용되고 있는 체지방 측정 기법들은 일정 레벨의 힘을 조직에 작용하여 측정 시에 지방 조직 층의 수축을 초래한다. 이것은 이들 방법을 채용할 때 설명되지 않는 지방층 두께 측정 결과에서의 바이어스(bias)를 생성한다. 본 발명의 방법 및 장치는 이 바이어스를 설명하는 해법을 제공하고 따라서 체지방 측정의 정확성을 향상시킨다.
따라서 본 발명의 방법 및 장치의 일 실시 형태로서, 지방 조직 두께를 측정하고 애플리케이터(applicator)를 피부에 커플링(coupling)하는 일정 레벨의 힘을 작용하는 초음파 트랜스듀서를 채용하여, 측정되는 조직 층들의 수축에 영향을 주는 방법이 제공된다.
본 발명의 또 다른 실시 형태로서, 하나 이상의 초음파 트랜스듀서 및 지방 조직 두께를 측정하고 피부에 애플리케이터를 커플링하는 일정 레벨의 힘을 작용하여, 치료되는 조직 층들의 수축에 영향을 주는 탄성 스페이서(spacer)를 포함하는 애플리케이터가 또한 제공된다.
본 발명 장치 및 방법의 또 다른 모범적인 실시 형태로서, 하나 이상의 초음파 트랜스듀서와 하나 이상의 RF 전극을 포함하는 애플리케이터가 또한 제공되며, 지방 조직 두께를 측정하고 애플리케이터를 피부에 커플링하는 일정 레벨의 힘을 인가하여, 측정되는 조직층의 수축을 초래하고, 반사된 초음파 빔 신호와 지방 조직 RF 임피던스 측정을 채용하는 방법을 채용한다.
본 발명 장치 및 방법의 또 다른 모범적인 실시 형태로서, 동일한 전위로 구동되는 하나 이상의 내부 세그먼트와 하나 이상의 외부 세그먼트로 분할된 하나 이상의 RF 전극을 포함하고 피부 조직을 통해서 흐르는 전류와 지방 조직을 통해서 흐르는 전류 사이를 구별(differentiation)을 얻기 위해 각 세그먼트를 통과하는 전류를 개별적으로 측정하는 장치가 또한 제공된다.
본 발명 장치 및 방법의 또 다른 모범적인 실시 형태로서, 지방 조직 전도율을 측정하기 위해 반사된 초음파 빔 신호와 RF 전극을 채용하여 지방 조직의 수분 함량을 측정하는 방법이 또한 제공된다.
본 발명의 방법 및 장치는 첨부된 도면과 함께 아래의 상세한 설명으로부터 이해되고 평가될 것이다.
도 1a 및 도 1b는 본 발명 장치 및 방법의 일 실시 형태를 간략히 도시하고,
도 2a 내지 도 2d는 본 발명 장치 및 방법에 있어서 도 1a 및 도 1b의 실시 형태를 구현하는 모범적인 방법을 간략히 도시하고,
도 3a 및 도 3b는 본 발명 장치 및 방법의 또 다른 실시 형태를 간략히 도시하고,
도 4는 본 발명의 방법 및 장치에 따른 도 3a 및 도 3b의 실시 형태를 구현하는 모범적인 방법을 간략히 도시하고,
도 5a 및 도 5b는 본 발명의 방법 및 장치의 또 다른 실시 형태에 따른 초음파 빔의 부분들의 수신된 신호들을 간략히 도시하고,
도 6은 본 발명의 장치 및 방법에 따른 지방 조직 두께 측정 장치 애플리케이터의 실시 형태를 간략히 도시하고,
도 7a 내지 도 7i는 도 6의 장치의 다양한 모범적인 실시 형태들과 구성들의 다양한 예의 간략한 평면도 및 단면도를 도시하고,
도 8은 지방 조직의 수축에 영향을 주는 힘에 대한 지방 조직 임피던스의 종속을 도시하는 그래프이고,
도 9a 내지 도 9d는 본 발명의 방법 및 장치에 따른 도 6의 실시 형태를 구현하는 모범적인 방법을 간략히 도시하고,
도 10은 본 발명의 장치 및 방법에 따른 RF 전극들 사이에 위치된 조직 층들의 임피던스 또는 조직 전도율에 대한 RF 주파수의 효과를 간략히 도시하고,
도 11은 지방, 피부, 근육 조직의 전도율 또는 임피던스의 주파수 종속을 도시하는 그래프이다.
본 발명을 위해 본 명세서에서 사용된 용어 "지방(fat)", "지방 조직(fat tissue 또는 adipose tissue)"는 같은 의미를 가지며 상호 교환적으로 사용된다. 또한 이하에 개시된 장치, 프로세스, 치료는 다른 유형의 조직들에도 적용 가능하다는 것을 알아야 한다.
본 명세서에서 사용된 용어 "일정 레벨의 힘(a certain level of force)"은 알려져 있거나, 이전에 기록되거나, 미리 결정된 또는 임의의, 실시간으로 결정되거나 또는 경험적으로 도달될 수 있는 힘의 레벨을 의미한다.
본 명세서에서 사용된 용어 "물"은 부종과 같은 조직 내 및 주위에서 발생하는 자연적인 또는 인공적인 임의의 전기 전도성 유체, 삼출액(exudate), 여출액(transudate), 투메슨트(tumescent) 용액 또는 무균 희석 염수, 아드레날린(adrenaline), 리도카인(lidocaine), 마취 물질 또는 체형 교정 미용 시술 동안에 지방 조직 내에 주입된 다른 성분의 용액과 같은 유체를 포함한다.
본 명세서에 사용된 용어 "치료"는 조직 또는 피부 외관에 영향을 주는 에너지를 조직 또는 피부에 커플링하는 미용 또는 성형 시술을 의미한다.
본 명세서에서 "지방" 또는 "지방 조직"에 관련하여 사용된 용어 "수축(narrowing)"은 조직에 압력을 가하는 힘의 인가 레벨의 결과로서 "지방" 또는 "지방 조직" 층의 두께가 얇아지는 것을 의미한다.
초음파 빔 또는 초음파 빔 펄스에 관하여 사용된 용어 "방출(emitting)" 또는 "방사(radiating)"는 본 명세서에서 상호 교환적으로 사용되며 초음파 트랜스듀서로부터 임의의 유형의 초음파 에너지가 생성되는 것을 의미한다.
초음파 트랜스듀서를 채용한 지방 조직 두께 측정
본 발명 장치 및 방법의 일 실시 형태를 간략히 도시하는 도 1a 및 도 1b를 참조한다. 도 1a는 제어 유닛(140)과 통신하는 초음파 트랜스듀서(100)를 도시하며, 제어 유닛(140)은 특히 전원(144)과, 피부(104)의 표면(102)에 커플링되는 초음파 드라이버(146)를 포함한다. 도 1a 및 도 1b의 실시예에서 및 본 발명 장치 및 방법에서, 작동될 때, 트랜스듀서(100)는 초음파 빔을 펄스 형태로 방출하고, 상기 빔은 조직을 통과하여 전파한다. 초음파 빔 펄스들은 동시에 또는 연속적으로 방출될 수 있다. 방출된 빔의 부분들은 조직 경계(interface)(다른 음향 지수를 갖는 인접한 층들 사이에 위치된 표면)으로부터 반사된다.
전송된 초음파 빔과 그것들의 수신된 부분들 사이의 분리는 시간 도메인에서 펄스 형태로 빔을 방출함으로써, 또는 주파수 도메인에서 반사된 펄스를 분리하기 위해 대역 내 주파수를 변경함으로써 달성될 수 있으며, 이에 대해서는 나중에 더욱 상세히 설명할 것이다.
도 1a에서, 예를 들면, 트랜스듀서(100)에 의해 방출된 빔의 일부는 도면 부호 '150'으로 표시된 것과 같이 피부 층(104)과 지방 조직 층(106) 경계로부터 반사되고 방출 시간(tE)으로부터 측정된 시간(t1)에 트랜스듀서(100)에 의해 수신된 수신 신호(152)에 의해 표시된다. 방출된 신호의 또 다른 일부는 더 깊은 지방 조직 층(106) - 도면 부호 '160'으로 표시된 것과 같이 근육 층(108) 경계로부터 반사되고 방출 시간(tE)으로부터 측정된 시간(t2)에 트랜스듀서(100)에 의해 수신된 신호(162)에 의해 표시된다. 그러면 지방 조직(106)의 두께(d1)는 반사된 수신 빔 부분 신호(152, 162)들의 시간 차이(t2-t1)와 지방 조직 내 소리의 알려진 속도로부터 계산될 수 있다.
당해 기술분야에서 널리 사용되는 이 기법은 때로는 측정 장치 애플리케이터(이 경우에는 초음파 트랜스듀서)의 커플링의 힘에 의해 발생된 지방 조직 층의 수축을 해결하지 않는 점에서 부족하다. 이 피할 수 없는 수축의 결과로서 발생한 이 바이어스는 고체 특성보다는 유체 특성에 더 근접한 물리적 특성을 갖는 부드러운 지방 층들에서 매우 중요할 수 있다.
도 1b는 전술한 바이어스 효과를 도시한다. 피부 위의 선택된 단일 지점에 일정 레벨의 힘으로 인가될 때, 트랜스듀서(100)는 피부층(104)을 압박하여 함몰을 생성한다. 그 결과로서, 피부층(014) 및 근육층(108)보다 본래 훨씬 더 유동적인 지방 조직 층(106)은 트랜스듀서(100)의 아래 영역으로부터 이탈하여 측면으로 흐르고, 지방층 두께를 (d1)에서 (d2)로 얇게 하고 빔 부분(160)의 전파 및 반사 시간을 (t2)로부터 (t'2)로 짧게 한다. 피부층는 지방 조직보다 본래 훨씬 덜 유동적이이므로 거의 변하지 않으며, 따라서 (t'1)는 (t1)에 아주 가깝다.
대안으로, 상기 계산은 지방 조직층(106)과 피부층(104)이 결합된 두께를 수신하기 위해 초음파 빔 펄스 부분(160)만을 채용할 수 있다. 어떤 응용에서 이것은 필수적인 양일 수 있다. 인체의 다양한 영역에서 피부의 두께는 잘 기록되기 때문에, 측정 시 피부 두께는 참조 테이블(lookup table)로부터 얻어지고 지방 조직층(106)만의 두께를 얻기 위해 결합된 지방 조직층 두께와 피부로부터 감산될 수 있다.
이제 본 발명 장치 및 방법에 있어서 도 1a 및 도 1b의 실시 형태를 구현하는 모범적인 방법을 간략히 도시하는 도 2a 내지 도 2d를 참조한다. 도 2a에서, 트랜스듀서(200)는 화살표(240)로 표시된 일정한 레벨의 힘으로 피부층(204)의 표면(202)에 커플링되어 함몰(210)을 생성하고 지방 조직층(206) 두께를 두께(d3)까지 감소시킨다. 트랜스듀서(200)는 방출 시간(tE)에 펄스 형태로 초음파 빔을 방출하도록 작동된다. 기록된 방출 신호들은 문자(E)로 표시되어 있다. 지방(206)-근육(208) 경계로부터 반사된 빔 펄스 부분(260)들의 일련의 펄스 신호(221)들이 수신되어 기록되며, 수신 시간(t221 -1, t221 -2, t221 -3,...)을 표시한다.
도 2b에서, 초음파 트랜스듀서(200)가 표면(202)에 커플링되는 힘의 레벨은 그 다음에 수동으로 또는 자동으로, 화살표(250)로 표시된 것과 같이 점점 감소되고, 그에 의해 피부층(204)의 함몰(210)의 깊이가 감소하고 지방 조직층(206) 두께는 두께(d2)로 증가한다. 펄스 신호(222)들은 계속해서 기록되며, 이제는 방출된 펄스(E)의 방출 시간(tE)과 수신된 펄스 신호(222)들의 시간(t222) 사이의 시간 갭이 더 길어진 것을 표시하며, 예컨대, t222 -1 > t221 -1, 이것은 지방 조직층(206) 두께의 변화(d3에서 d2로)가 반사된 부분(260)들의 전파 시간의 변화에 영향을 준 것을 나타낸다.
도 2c에서는 도 2b에 도시된 프로세스가 반복된다. 초음파 트랜스듀서(200)가 표면(202)에 커플링되는 힘의 레벨이 수동으로 또는 자동으로 화살표(270)로 표시된 것과 같이 피부(204) 표면(202)으로부터 초음파 트랜스듀서(200) 방출 표면(212)의 분리점(disengagement point)(또는 종료점(end point))까지 점진적으로 더욱 감소된다. 가능한 최적에 근접한 이 종료점에서, 트랜스듀서(200)는 최소 레벨의 힘으로 또는, 최적으로는, 힘을 인가하지 않고 피부(204) 표면(202)에 커플링된다. 눈에 띄는 함몰(210)은 없으며 측정된 지방층 두께(d1)는 휴지 시 보편적인(도 2d에 도시된 것과 같이 트랜스듀서(200) 방출 표면(212)과 피부(204) 표면(202) 사이의 접촉이 없는) 진정한 두께(d0)에 가능한 근접한다.
도 2c의 종료점(분리점 또는 제로 포스 포인트(zero force point)) 이후 즉시, 트랜스듀서(200) 방출 표면(212)과 피부(204) 표면(202) 사이의 접촉은 도 2에서와 같이 떨어진다. 이 순간에, 반사된 펄스 신호는 수신되지 않는다. 이것은 마지막으로 기록된 펄스 신호(223-3)(도 2c 참조)의 수신 시간(t223 -3)이 지방 조직(206)의 두께(d1)의 가장 정밀한 지시자를 나타내는 것을 의미한다. 다시 말해서, 펄스(223-3)의 측정 시의 두께(d1)는 피부에 압력을 인가하지 않은 진정한 두께(d0) - 제로 포스 지방층 두께 -에 가장 근접한다. 상기 설명에서, 지방 조직층(206)의 두께의 측정은 피부(204)(지방 조직층(206) 경계)로부터 반사된 빔 부분(150)(도 1a 및 도 1b 참조)을 포함할 수도 있고 포함하지 않을 수도 있다. 도 2에 도시된 실시예에서, 피부층(204) 두께의 값은 (전술한 바와 같이) 참조 테이블로부터 얻을 수 있다.
초음파 트랜스듀서와 스페이서를 채용한 지방 조직 두께 측정
이제, 본 발명 장치 및 방법의 또 다른 실시 형태를 간략히 도시하는 도 3 및 도 3b를 참조한다. 이 실시예에 의하면, 반사된 초음파는 스페이서(spacer) 두께를 측정하고 스페이서 탄성 특성으로부터 애플리케이터(300)가 표면(302)에 대어지는 힘의 레벨을 추론하기 위해 사용될 수 있다. 도 1에 도시된 타입의 초음파 트랜스듀서(330)의 방출 표면에 부착된 탄성 스페이서(320)을 포함하는 애플리케이터(300)가 단단한 표면(302)에 커플링된다. 스페이서(320)는 고무, 에폭시(epoxy) 및 폴리머(polymer)로 구성되는 그룹으로부터 선택된 탄성 재료로 만들어지거나, 스프링가 같은 바이어스 소자를 포함하고 액체 음향 전송 매체로 채워진 탄성 구조체를 가질 수 있다. 탄성 스페이서는 알려진 초기 두께를 가질 수 있고 알려진 탄성계수를 갖도록 선택될 수 있으며 만일 탄성력(resilient force)이 스프링과 같은 바이어스에 의해 생성되면, 스페이서는 기지의 스프링 상수를 가질 수 있다.
또 다른 실시예에서, 스페이서(320)는 제어유닛(104)(도 1 참조)과 통신하는 스트레인 게이지(strain gauge)와 같은 하나 이상의 스트레인 측정 소자(322)를 또한 포함할 수 있다.
또 다른 실시예에서, 스페이서(320)는 압전 재료로 만들어질 수 있고 표면(302)에 커플링되는 애플리케이터(300)의 힘의 레벨에 의해 작용되는 압력에 반응할 수 있고 또한 힘의 레벨의 변화를 지시하는 전기 신호를 제어 유닛(140)(도 1 참조)에 생성함으로써 힘의 레벨에 반응할 수 있다.
또 다른 실시예에서, 초음파 트랜스듀서(330) 그 자체는 표면(302)에 커플링되는 애플리케이터(300)의 힘의 레벨에 의해 작용되는 압력에 반응할 수 있고 또한 힘의 레벨의 변화를 지시하는 전기 신호를 제어 유닛(140)(도 1 참조)에 생성함으로써 힘의 레벨에 반응할 수 있다.
도 3a에서와 같이, 애플리케이터(300), 트랜스듀서(330) 및 부착된 스페이서(320)는 화살표(340)로 표시된 것과 같이 일정 레벨의 힘(N)으로 단단한 표면(302)에 커플링된다. 힘(N)은 지방 조직 두께가 측정되고 있는 위치에서 압력을 가하는 조직 표면에 대해 눌려지는 커플링 힘이다. 힘(N)은 조작자에 의해 수동으로 인가되거나 미용 치료 인가 장치에 의해 자동으로 인가될 수 있다. 탄성 스페이서(320)를 통과하여 트랜스듀서(330)에 의해 방출된 빔의 일부는 도면 부호 '354'에 의해 지시된 화살표에 의해 표시된 것과 같이 단단한 표면(302)으로부터 반사되고 이것은 방출 시간(tE)으로부터 측정된 (t1)이 기간 이후에 수신된 신호(352)에 의해 표현된다. 송신된 신호(E)와 수신된 반사 빔 부분(350) 신호(352) 사이의 시간 차이는 스페이서 두께, 스페이서 스트레인 및 힘(N)을 계산하기 위해 사용된다.
도 3a 및 도 3b에서 도시된 시술은 사용자에 의해 수행될 수 있는 보정 단계이다. 대안으로, 탄성 스페이서의 물리적 특성은 스페이서 제작을 위해 선택된 재료의 조성에 의해 미리 결정될 수 있다. 또한, 스페이서는 제조 시 보정될 수 있고 제조자에 의해 미리 보정될 수 있다. 상기 보정 정보는 미리 보정된 탄성 스페이서와 함께 제조자에 의해 공급될 수 있다.
도 3b에서, 애플리케이터(300), 트랜스듀서(330) 및 부착된 스페이서(320)는 도면 부호 '342'의 화살표로 지시된 것처럼 (N') < (N)이 되도록 더 큰 어떤 레벨의 힘으로 단단한 표면(302)에 커플링된다. 탄성 스페이서(320)를 통과하여 트랜스듀서(330)에 의해 방출된 빔의 일부는 도면 부호 '354'의 화살표로 지시된 것처럼 단단한 표면(302)으로부터 반사되고 그것은 방출 시간(tE)으로부터 측정된 기간(t2) 이후에 수신된 신호(352)로 표현된다. 기간(t2)은 기간(t1)보다 짧으며 이는 (dS1)에서 (dS2)로 스페이서(302) 두께(dS)의 압축을 나타낸다.
0 레벨의 힘에서 두께(d)뿐만 아니라 반사된 초음파로부터의 힘(N)을 계산하기 위해 다양한 레벨의 힘에서 (dS1)과 (dS2) 사이의 상관관계가 채용될 수 있다. 그러면 커플링하는 다양한 레벨의 힘에서 (dS1)과 (dS2) 사이의 상관관계와 그것에 대응하는 신호들의 수신 시간이 경험적으로 얻어질 수 있고, 참조 테이블과 같은 데이터베이스에 기록되고 정렬될 수 있다. 이 데이터는 또한 다양한 초음파 주파수에 대해, 다양한 두께와 다양한 탄성계수를 갖고 다양한 음향 특성과 다른 가변의 적용 가능한 인자들을 갖는 다양한 탄성 스페이서에 대해 또한 수집될 수 있다. 실제에 있어서, 이것은 스페이서 보정 프로세스로서 역할을 할 것이다.
이제, 본 발명의 장치 및 방법에 따른 도 3a 및 도 3b에 도시된 스페이서의 실시예의 모범적인 구현 방법을 간략히 도시하는 도 4를 참조할 것이며, 도 3b에 도시된 것과 유사한 압축 상태에 있다. 도 3a 및 도 3b에 도시된 것과 같은, 트랜스듀서(430) 및 탄성 스페이서(420)를 포함하는 애플리케이터(400)는 화살표(440)로 표시된 어떤 힘의 레벨로 피부(404)의 표면(402)에 커플링되어, 피부(404)에 함몰(410)을 생성하고, 스페이서(420)를 압축하며 지방 조직 층(406) 두께를 두께(d)로 얇게 한다.
압축된 탄성 스페이서(420)를 관통하여 트랜스듀서(430)에 의해 방출된 빔의 일부는 도면 부호 '450'의 화살표로 표시된 것과 같이 스페이서(420)-피부(404) 표면(402) 경계로부터 반사되고 이것은 방출 시간(tE)으로부터 측정된 (t1) 기간 이후에 수신된 신호(452)에 의해 표현된다. 방출된 빔의 또 다른 일부는 도면 부호 '460'의 화살표로 표시된 것과 같이 더 깊은 지방 조직 층(406)-근육 층(408) 경계로부터 반사되고 이것은 방출 시간(tE)으로부터 측정된 (t3)에서 수신된 신호(462)에 의해 표현된다.
또 다른 빔 부분(470)은 음향 임피던스 부정합으로 인해 피부(404)-지방(406) 경계로부터 반사되고 이것은 신호(472)에 의해 표현된다.
전술한 프로세스는 커플링 힘의 레벨 대비 지방층 두께의 측정을 가능하게 한다. 측정 세션 동안에, 피부관리사(caregiver)나 자동 시스템은 애플리케이터에 가변 레벨의 힘을 인가할 수 있다. 이 시간 동안에, 트랜스듀서는 일련의 펄스를 전송하고, 스페이서(420)-피부(404), 피부(404)-지방(406) 및 지방(406)-근육(408) 경계로부터 반사된 펄스들의 수신 시간들이 기록된다. 스페이서(420)-피부(404) 또는 피부(404)-지방(406) 경계로부터 반사된 펄스 신호들은 커플링의 힘의 레벨을 추론하기 위해 사용될 수 있고 지방(406)-근육(408) 경계로부터 반사된 펄스 신호들은 지방층(406) 두께를 추론하는데 사용될 수 있다. 이 방법 및 장치는 애플리케이터의 커플링 힘의 레벨 대비 지방 두께의 값을 얻기 위해 채용될 수 있다. 이 데이터(즉, 지방 두께 및 애플리케이터 커플링 힘의 레벨)는 또한 지방 탄력 특성을 도출하기 위해 및/또는 모든 측정을 위한 기준으로서 사용되는 특정 힘의 레벨에서 지방층 두께를 얻기 위해 사용될 수 있다. 제로 포스 포인트 또는 분리점은 또한 방해받지 않은 지방조직 두께의 값을 얻기 위해 이 측정에 의해 식별될 수 있다.
스페이서의 음향 특성, 특히 음향 임피던스는 피부 반사된 신호를 제거하여 피부(404)-지방(406) 경계 반사된 신호만을 분리하기 위해, 피부의 임피던스와 근접하게 또는 동일하게 선택되거나, 또는 대안으로, 스페이서(420)-피부(404) 경계 반사의 검출이 충분히 가능하게 하여 피부 두께가 측정될 수 있도록, 피부의 임피던스와 상이하지만 가능한 근접한 임피던스를 갖는 스페이서가 선택될 수 있다.
스페이서(420)의 음향 임피던스가 피부의 임피던스와 정합하도록 선택될 때, 제1 반사 신호(470)는 피부(404)-지방(406) 경계로부터 얻어질 것이다. 이 반사 신호(470)에 의해 스페이서(420)의 두께를 측정하기 위해, 고정된 피부 두께를 가정해야 한다. 스페이서(420)의 음향 임피던스는 스페이서-피부 경계로부터 반사 신호(450)를 생성하기 위해 피부의 임피던스와 약간 상이하게 선택될 수 있다. 이 반사는 스페이서 두께를 직접 측정하기 위해 사용될 수 있다. 스페이서와 피부 임피던스 사이의 차이는 측정 가능한 반환 신호를 생성하기 위해 필요한 최소 값으로, 그러나 스페이서-피부 경계에서 너무 큰 손실을 방지하고 더 깊은 지방층 내로 충분한 파워 전파를 가능하게 하기 위해 너무 크지 않게 선택될 수 있다.
이제, 본 발명의 방법 및 장치의 또 다른 실시 형태에 따른 초음파 빔의 부분들의 수신된 신호들을 간략히 도시하는 도 5a 및 도 5b를 참조한다. 도 5a에서, 피부-지방(또는 지방-근육 조직) 조직 경계로부터 반사된 빔의 일부의 신호(502)의 방출 시간(tE)으로부터 측정된 수신 시간(tad)은 라인(504)에 의해 도시된 송신 신호의 하강 시간(td)보다 더 짧을 수 있으며, 따라서 부분적으로/완전히 마스크(mask) 될 것이다.
본 발명 방법 및 장치에 의하면, 전술한 것과 같은 스페이서, 또는 비탄성 스페이서는 또한 송신 신호 하강 시간(td)을 지난 시점까지 빔 부분 반사를 지연시킬 수 있다.
도 5b는 본 발명 방법 및 장치에 있어서 수신된 신호의 반사된 빔 부분들을 지연시킬 수 있는 음향 특성을 갖는 스페이서를 추가하는 효과를 도시한다. 지연된 반사 신호는 스페이서-피부, 피부-지방 및 지방 근육 경계 반사와 같은 관심있는 모든 신호들을 포함한다. 그와 같은 음향 스페이서는 조직 경계로부터 반사된 신호(502)의 분리를 가능하게 하고, 원하는 조직층의 두께 측정의 정확성을 향상시킨다.
도 3a 및 도 3b에 도시된 타입의 스페이서는 도면 부호 '450'(도 4 참조)에 의해 표시된 것과 같은 피부의 표면으로부터 초음파 빔의 일부의 반사를 제거하기 위해 피부의 음향 지수와 정합된 음향 지수를 가질 수 있다.
본 발명 장치 및 방법에 의한, 지방 조직(106)-근육(108) 경계(도 1 참조)로부터 반사된 펄스 신호를 분리하기 위한 다른 방법들은 또한 선형 주파수 변조(FM: frequency modulation)와 같은 기법을 채용할 수 있다.
초음파 에코(echo) 시스템과 같은 에코 시스템에서, 범위(range) 해상도는 전송된 대역폭에 관련 있다는 것이 잘 알려져 있다. 상기 전송된 대역폭은 펄스 폭과 반비례한다. 도 5a 및 도 5b에
도시된 것과 같이, 짧은 펄스 모드의 빔들이 방사되고 반사된다. 그러나, 실제 짧은 펄스를 사용하는 대신에, 가상의 펄스 또는 짧은 펄스에 대한 등가 펄스가 실제 또는 가상의 펄스와 같은 대역폭을 커버하는 주파수들의 연속적인 또는 단계적인(stepwise) 전송에 의해 형성될 수 있다. 그 다음에 상기 결과를 주파수 도메인으로부터 시간 도멘으로 변환하고 지방 조직으로부터 반사된 가상 펄스를 주파수 종속 반사들로부터 분리하기 위해 표준 변환 기법이 채용될 수 있다.
선형 주파수 변조 기법을 채용할 때, 상기 방사된 펄스의 전송된 주파수는 주파수 대역 내에서 선형으로 주사되고 반환된 신호는 상기 전송된 신호와 혼합된다. 결과적인 주파수 차이는 조직 두께 범위와 직접적으로 비례한다.
전술한 기법을 사용하는 경우, 다음의 고려 사항들이 주파수 범위(또는 동등하게는, 펄스 길이)를 선택할 때 포함될 수도 있다.
a) 조직 내 전형적인 음속(v)은 1500 m/sec이고, 예를 들어 1 mm의 지방 두께가 추가되면, 반환 신호의 지연은 1.33 ㎲ [(d/v)x2 = (0.001/1500)x2 = 1.33 ㎲]만큼 증가할 것이다. 그러므로 1 mm를 초과하는 더욱 양호한 해상도를 위해서 펄스 전단 상승 시간은 1 ㎲의 크기이어야 하며, 이것은 펄스의 스펙트럼 내용이 약 200 kHz 이상의 대역폭을 가져야 한다는 것을 의미한다.
b) 지방층에서 음파의 감쇠를 고려하고 반사된 신호 강도의 과도한 손실을 방지하기 위해, 수 MHz 미만의 주파수를 사용하는 것이 바람직하며, 이는 조직 내 감쇠가 주파수에 비례하기 때문이다. 감쇠를 줄이기 위해 3 MHz 미만 또는 1 MHz 미만의 감쇠 주파수가 사용될 수 있다.
c) 주파수 범위(또는 동등하게는, 펄스 길이)를 선택함에 있어서 추가적인 고려사항은 반사에서 너무 많은 상세를 회피하는 것이다. 관심 있는 반사는 지방-근육 경계로부터 반사된 것이다. 그러므로, 조직 내 작은 비정형(irregularities)으로부터 반사를 약화시키는 것이 바람직하다. 더 낮은 주파수는 지방-근육 반사에 영향을 주지 않으면서 이들 비정형 반사들을 평준화할 것이다. 본 발명의 장치 및 방법에 따라 채용된 일 실시예에서, 초음파 주파수는 200 kHz와 2 MHz 사이에서 주사될 수 있다. 또 다른 실시예에서, 초음파는 펄스 모드로 전송될 수 있고, 펄스 신호 상승시간은 수십 나노초(ns) ~ 수백 나노초(ns) 범위이고, 더욱 특정적으로는 상기 펄스 신호 상승시간은 50 ns ~ 500 ns 범위이고, 상기 펄스 신호 폭은 0.1 ㎲ ~ 10 ㎲ 범위이다. 대안으로, 트랜스듀서 면적은 조직 내 비정형을 평준화하는 넓은 빔을 생성하기에 충분히 클 수 있다. 지방층 내 전형적인 콜라겐 구조체들은 크기가 수 mm이고, 트랜스듀서 방사 애퍼처(aperture) 폭은 5 mm보다 더 크게, 또는 더욱 특정적으로는 10 mm보다 더 크게 선택될 수 있다.
초음파 및 RF 임피던스 측정을 채용한 조직 두께 측정
이제, 본 발명의 장치 및 방법에 따른 지방 조직 두께 측정 장치 애플리케이터의 실시 형태를 간략히 도시하는 도 6을 참조한다. 지방 조직 두께 측정 장치 애플리케이터(600)는 하나 이상의 초음파 트랜스듀서(620)와 하나 이상의 RF 전극(630)을 포함한다.
애플리케이터(600)는 전원(644)을 포함하는 제어 유닛(640)에 연결된다. 전원(644)은 초음파 드라이버(646)와 RF 발생기(648)에 연결된다. 제어유닛(640)은 또한 임피던스를 감시하고 시스템의 다양한 기능들을 제어하기 위한 프로세서(650)를 포함한다. 프로세서(650)는 또한 전극들 사이에서 측정된 임피던스로부터 이하에서 설명되는 애플리케이터(600)의 커플링에 의해 초래된 지방 조직의 수축의 레벨을 계산할 수 있다.
제어유닛(640)은 또한 지방 조직에 조사될 RF 에너지 및 초음파의 주파수, 펄스 기간 및 강도와 같은 측정 및/또는 치료의 파라미터들의 선택된 값들을 조작자가 프로세서(650)에 입력하는 것을 가능하게 하는 키패드(652)와 같은 입력장치를 가질 수 있다.
애플리케이터(600)는 초음파 트랜스듀서(620) 및 RF 전극(630)들에 파워를 공급하기 위한 하네스(642) 케이블(654)을 통해 제어유닛(640)에 연결된다.
초음파 트랜스듀서(620)와 하나 이상의 RF 전극(630)은 피부층(604)의 표면(602)에 어떤 레벨의 힘으로 커플링될 수 있다. 대안으로 및 선택적으로, 초음파 트랜스듀서(620)의 전부 또는 일부는 또한, 이하에서 상세히 설명되는 초음파 파동의 낮은 감쇠를 갖는 전기 전도성 레이어(layer) 또는 격자(grid)로 그 표면을 커버함으로써 RF 전극 또는 전극들로서 동작할 수 있다. 대안으로, 단극 구성에서, 분리된 반환 전극이 채용될 수 있다. 선택사항으로, 초음파 트랜스듀서(620)는 또한 탄성 또는 강성 스페이서를 포함하고 전술한 실시예에서와 같이 동작할 수 있다.
본 실시 형태에서, RF 전극(630)들은 조직 세그먼트 즉, 지방 조직층(606)을 수축시켜 그 측정된 두께에 영향을 주는 커플링 힘의 실시간 지시자로서 전극(604)들 사이에 위치된, 주로 지방 조직층(606) 볼륨(610)의 전극 임피던스의 측정을 가능하게 하기 위해 채용되며, 이것은 이하에서 상세히 설명된다.
예를 들어 피부(604)의 표면(602) 위에 놓인 전극(630)들은, 전극들 사이에 어떤 RF 전압을 인가하고 전극들 사이의 전류를 측정함으로써 전극들(630) 사이에 위치된 지방 조직 볼륨(610)의 전기 임피던스를 판정하기 위해 채용될 수 있다. 조직 내 전류 경로는 전극으로부터, 피부를 통과해 다시 다른 전극으로, 피부로부터 지방으로 그리고 다시 피부까지 그리고 다른 전극으로 형성되거나, 경로에서 전극-피부-지방-근육-지방-피부-전극의 경로로 형성된다. 이들 경로 사이의 전류 분배는 조직 특성과 전극들의 구성에 종속한다. 약 1 MHz의 주파수에서 지방의 저항은 약 피부의 10배이며, 근육의 저항은 피부의 약 절반이다. 전극들 사이의 분리가 클수록, 지방과 근육을 포함하는 경로 내에 흐르는 전류의 부분은 더욱 크다.
도 7a 내지 도 7i는 도 6의 장치의 다양한 구성 예와 모범적인 실시 형태들을 간략히 도시하는 도면들로서 화살표(W) 방향에서 본 것이다. 하나 이상의 전극(730)들이 초음파 트랜스듀서(720)의 하나 이상의 측면에 위치될 것이다. 예를 들면, 본 발명 장치 및 방법에 따른 모범적인 실시 형태를 간략히 도시하는 도 7a에 도시된 것과 같이, 하나 이상의 RF 전극(730)들은 초음파 트랜스듀서(720)의 반대 측면 위에 위치된다.
또 다른 모범적인 실시 형태의 단면도를 도시하는 도 7b에서, 하나 이상의 RF 전극(730)은 예를 들면 도 7a에 도시된 것과 같은 하나 이상의 초음파 트랜스듀서(720)의 임의의 하나 이상의 측면에 위치된다. 도 7b에서, 전극(730)들은 전위가 같다. 전류 센서(732)들은 RF 전극(730)들과 통신하고 각 전극에서 전류를 측정한다. RF 전극(730-1)과 통신하는 센서(732-1)에 의해 검출된 전류는 경로(750)를 따라 지방층(706)을 통과해서 흐르는 전류를 지시하는 반면, RF 전극(730-2)과 통신하는 센서(732-2)에 의해 검출된 전류는 경로(752)를 따라 피부층(704)을 통과해서 흐르는 전류를 지시한다.
도 7c는 본 발명 장치 및 방법에 따른 또 다른 모범적인 실시 형태의 단면도를 도시하며 초음파 트랜스듀서(720)는 이하에서 상세히 설명되는 RF 전극으로서 역할을 한다. 초음파 트랜스듀서(720) 전극들과 통신하는 전류 센서(736)들과 RF 전극(730)들 위의 전류 센서(732)들은 각 전극에서 전류를 측정한다. RF 전극(730)들과 통신하는 전류 센서(732)들에 의해 검출된 전류는 경로(750)를 따라 지방층(706)을 통과해서 흐르는 전류를 지시하는 반면, 초음파 트랜스듀서(720)의 RF 전극들과 통신하는 전류 센서(736)들에 의해 검출된 전류는 경로(752)를 따라 피부층(704)을 통과해서 흐르는 전류를 지시한다.
본 발명 장치 및 방법에 따른 또 다른 모범적인 실시 형태의 평면도를 간략히 도시하는 도 7d에서, 하나 이상의 RF 전극(730)들이 초음파 트랜스듀서(720)의 방출 표면에 부착될 수 있다. RF 전극(730)들은 전술한 바와 같이 스페이서(도시되지 않음) 또는 초음파 트랜스듀서(720)에 음향적으로 정합된(즉, 음향적으로 투명한) 전도성 재료로 만들어질 수 있다. RF 전극(730)들은 예를 들면 메시(mesh) 교차점을 따라 산재된 하나 이상의 전류 센서(732)들을 갖는 도 7d에 도시된 메시와 같은 얇은 전기 전도성 레이어(layer)의 형태를 가질 수 있다.
또 다른 모범적인 실시 형태에서 하나 이상의 RF 전극(730) 각각은 도 7e에 도시된 분리된 위치에서 스페이서(도시되지 않음) 또는 트랜스듀서(720)의 방출 표면에 부착되고 음향적으로 정합된 전도성 재료로 만들어진 별개의 메시로 만들어질 수 있다.
본 발명 장치 및 방법에 따른 또 다른 모범적인 실시 형태의 평면도를 간략히 도시하는 도 7f에서, 2개 이상의 RF 전극(730, 738)이 초음파 트랜스듀서 주위에 동심원으로 배치되어 있다.
대안으로, 각 RF 전극은 동일한 전위로 구동되고 또한 피부 조직을 통과해서 흐르는 전류와 지방 조직을 통과해서 흐르는 전류 사이의 차이를 얻기 위해 개별적으로 측정된 각 세그먼트를 통과해서 흐르는 전류를 갖는 하나 이상의 외부 세그먼트와 하나 이상의 내부 세그먼트로 분할될 수 있다.
도 7f에 도시된 전극들은 원형만이 아니라 정사각형, 직사각형 등과 같은 임의의 다른 적당한 기하 형상을 가질 수 있음을 당업자라면 인식할 수 있을 것이다.
도 7g는 본 발명 장치 및 방법의 또 다른 모범적인 실시 형태의 단면도를 간략히 도시한다. 도 7g는 도 7d에 도시된 것과 유사한 RF 전극으로서 역할을 하는 초음파 트랜스듀서(722)의 단극 전기적 구성과 도 7f의 구성과 유사한 구성으로 초음파 트랜스듀서/전극(722)을 동심원으로 둘러싸는 단일 RF 전극(730)을 도시한다. 트랜스듀서/전극(722)과 전극(730)들은 모두 동일 전위이고 바디 위에 다른 곳에 위치된 반환 전극(734)에 연결된다. 전류 센서(732, 736)들은 트랜스듀서/전극(722)과 전극(730)들 각각을 통과해서 흐르는 전류를 측정한다.
트랜스듀서/전극(722)과 통신하는 센서(736)에 의해 검출된 전류는 경로(750)을 따라 지방층(706)을 통과하여 흐르는 전류를 지시하는 반면, RF 전극(730)과 통신하는 센서(732)에 의해 검출된 전류는 경로(752)를 따라 피부층(704)을 통과하여 흐르는 전류를 지시한다.
도 7h는 한 쌍의 초음파 트랜스듀서/전극(722) 및 RF 전극 세트들의 또 다른 모범적인 전기적 구성의 단면도를 간략히 도시하며 각 전극 세트는 RF 전극으로서 역할을 하는 초음파 트랜스듀서(722)와 도 7f의 구성과 유사한 구성으로 초음파 트랜스듀서/전극(722)을 동심원으로 둘러싸는 단일 RF 전극(730)을 포함한다.
각 쌍의 RF 전극들 및 트랜스듀서/전극(즉, 쌍(730-1/730-2 및 쌍(722-1/722-2)는 등전위이다. 상기 구성은 또한 바디 위에 다른 곳에 위치된 분리된 반환 전극(도시되지 않음)을 포함할 수 있다.
초음파 트랜스듀서/전극(722)과 통신하는 전류 센서(736)와 RF 전극(730) 위의 센서(732)들은 각 전극에서 전류를 측정한다. 초음파 트랜스듀서/전극(722)과 통신하는 전류 센서(736)에 의해 검출된 전류는 경로(750)를 따라 지방층(706)을 통과하여 흐르는 전류를 지시하는 반면, RF 전극(730)들과 통신하는 센서(732)들에 의해 검출된 전류는 경로(752)를 따라 피부층(704)을 통과하여 흐르는 전류를 지시한다.
본 발명 장치 및 방법의 또 다른 모범적인 실시 형태를 도시하는 도 7i에서, RF 전극(730)은 예를 들면 도 7d에 도시된 타입의 초음파 트랜스듀서/전극(722) 주위에 동심원으로 배열된다.
전술한 하나 이상의 RF 전극(730) 및 초음파 트랜스듀서(720/722) 구성들의 어느 것에서, 트랜스듀서(720/722)와 전극(730)은 서로 인접하거나, 서로 근접하여 위치되거나, 서로 소정 거리에 위치한다.
본 발명 방법 및 장치는 모범적인 실시 형태 및 구성예 또는 상기 제시된 것들의 조합에 결코 한정되지 않는다는 것을 당업자라면 인식할 수 있을 것이다.
지방 조직의 수축에 영향을 주는 힘에 대한 지방 조직 임피던스의 종속을 도시하는 도 8에 도시된 것과 같이, 지방 두께 측정 장치 애플리케티어(600)(도 6 참조) 또는 바디 미용 치료 장치 애플리케이터와 같은 장치/애플리케이터를 피부에 커플링할 때 장치/애플리케이터-피부 접촉 영역 아래 조직의 임피던스와 조직의 수축에 영향을 주는 커플링 힘(N) 사이에는 상호 반비례 관계가 존재한다는 것이 실험적으로 밝혀졌다.
물리적인 설명은 다음과 같다: 피부층(604)(도 6 참조)을 통과하여 흐르는 전류에 대한 저항은 커플링 힘을 인가하는 동안에 전극(630)(도 6 참조) 사이의 피부층(604)(도 6 참조)의 수축이 없기 때문에 일정하다. 한편, 인가된 커플링 힘의 레벨은 지방층(606)(도 6 참조)의 수축을 초래하여 유효한 지방층 두께(d)를 더욱 작게(즉, 더 좁게) 만든다.
인가된 힘(N)의 증가에 의해 초래된 지방층(606)의 수축은 지방층(606)을 통과하여 그리고 지방(606) 및 근육(608)을 통과하여 경로를 따라 흐르는 전류에 대한 저항/임피던스의 감소를 발생시킨다.
조직층(604, 606, 608)을 통과하여 흐르는 전류에 대한 기록된 임피던스의, 또는 전류 그 자체(예를 들면, 전류 센서들을 채용하는)의 변화는 지방층(606)의 두께(d)의 변화 또는 수축을 반영한다.
전술한 방법 및 장치들을 채용하여, 지방 조직층 두께(d)의 초음파 측정과 동시에 또는 간헐적으로 조직 임피던스의 변화를 측정하는 것은 임의의 특정 시간에 피부에 지방 두께 측정 장치 애플리케이터(600) 또는 신체 교정 장치 애플리케이터를 커플링하는 힘(N)의 더욱 정확한 지시를 제공할 수 있다.
또한, 전술한 방법 및 장치들을 채용하여, 지방 조직층 두께(d)의 초음파 측정과 동시에 또는 간헐적으로 조직 임피던스의 변화를 측정하는 것은 또한, 두께 또는 임피던스 데이터로부터, 힘에 대한 지방 조직 두께 종속, 제로 포스에서 지방 조직 두께 및 지방 조직 전도율 및/또는 유전율(permittivity)을 포함하는 지방 조직의 전기적 특성과 같은 지방 조직의 하나 이상의 물리적 특성을 추출하는 것을 가능하게 할 수 있다.
예를 들면, 애플리케이터(600)는 도 2, 도9a 내지 도 9d에서 도시된 방법에 유사한 방법을 채용하여 피부(604)의 표면(602)에 커플링될 수 있으며, 도 9a 내지 도 9d는 본 발명 장치 및 방법에 따른 도 6의 실시 형태를 구현하는 또 다른 범적인 방법을 간략히 도시한다.
도 9a에서, 트랜스듀서(920)와 RF 전극(930)을 포함하는 애플리케이터(900)는 화살표(950)로 표시된 일정한 힘의 레벨로 피부층(904)의 표면(902)에 커플링되어, 함몰(910)을 생성하고 조직층(906)을 두께(d3)까지 압착한다. 트랜스듀서(920)가 작동되어 조직 내로 초음파 빔을 방출한다. 그 다음 수신된 반사 빔 신호는 기록된다. 동시에, RF 전극(930)들 사이의 지방 조직층(906)의 임피던스가 (Ω1)으로 측정된다.
도 9b에서 애플리케이터(900)가 표면(902)에 커플링되는 힘의 레벨은 그 다음에 화살표(960)로 표시된 것과 같이 수동으로 또는 자동으로 힘의 레벨(N2)까지 점진적으로 감소되어 피부층(904)의 함몰(910)의 깊이에서 감소를 일으키고 지방 조직층(906) 두께를 두께(d2)까지 증가시킨다.
트랜스듀서(920)는 작동되어 조직 내로 초음파 빔을 방출하고 수신된 반사 빔 신호들은 그 다음에 기록된다. 동시에, RF 전극(930)들 사이의 지방 조직층(906)의 임피던스가 측정되고 이 시점에서 예를 들면 (Ω2)으로 기록된다.
도 9c에서, 도 9b에 도시된 프로세스가 반복된다. 애플리케이터(900)가 표면(902)에 커플링되는 힘의 레벨은 그 다음에, 표면(902)으로부터 트랜스듀서(920) 방출면 및 RF 전극(930)의 분리점(종료점 또는 제로 포스 포인트)까지 화살표(970)로 표시된 것과 같은 힘의 레벨(N3)로 자동으로 또는 수동으로 점진적으로 감소된다. 가능한 최적에 근접한 이 종료점에서, 애플리케이터(900)는 최소 레벨의 힘(N3)으로, 또는 최적으로는, 힘의 인가 없이(N=0) 표면(902)에 커플링된다. 눈에 띄는 함몰(910)은 전혀 또는 거의 존재하지 않는다. 트랜스듀서(920)가 작동되어 초음파 빔을 조직 내로 방출하고 수신된 반사 빔 신호는 그 다음에 기록된다. 동시에, RF 전극(930) 사이의 지방 조직층(906)의 임피던스가 측정되고 이 시점에서 (Ω3)으로 기록된다. 측정된 지방층 두께(d1)는 (도 9d에 도시된 것과 같이 애플리케이터(900)와 피부(904) 표면(902) 사이에 접촉이 없는) 휴지 시에 보편적인 진정한 두께(d0)에 가능한 근접한다.
도 9c의 종료점 직후, 애플리케이터(900) 트랜스듀서(920) 및 RF 전극(930)과 피부(904) 표면(902) 사이의 접촉은 도 9d에 도시된 것과 같이 분리된다. 이 경우에, 측정된 임피던스는 RF 전극(930)과 피부(904) 표면(902) 사이의 전기 접촉의 분리로 인해 무한히 높으며 마지막으로 기록된 임피던스 값(Ω3)은 지방 조직층(906)의 두께(d1)의 가장 정밀한 지시자를 나타내는 것을 의미한다(즉, 임피던스 값(Ω3)의 측정 시의 두께(d1)가 0 레벨의 힘에서의 진정한 두께(d0)에 가장 가깝다).
도 9a 내지 도 9c에 도시된 단계들은 도 8에 도시된 그래프 상의 임의의 점에서 일어날 수 있다는 사실과, 0 레벨의 힘에서 지방 조직층(906)의 두께에 도달하도록 애플리케이터(900) 커플링 힘(N)의 레벨을 감소시키면서 지방 조직 임피던스의 변화를 감시하고 지방 조직층(906)의 두께를 도출하기 위해, 측정된 값 (N) 및 (Ω)의 모든 쌍이 주기적으로 샘플링되고 이전의 또는 다음의 값 (N) 및 (Ω)의 쌍과 같은 그래프 상의 측정된 값 (N) 및 (Ω)의 다른 쌍에 비교될 수 있다는 사실을 당업자라면 인식할 수 있을 것이다.
또한, 추가의 실험에 의하면 임의의 일정 레벨의 애플리케이터(900) 커플링 압력(N)에서 지방 조직층(906)의 두께 및 수축 레벨을 도출하기 위해 측정된 값들 (N) 및 (Ω)의 쌍이 비교될 수 있는 참조 테이블을 설정하는 것이 가능하다.
비교될 측정된 값들 (N) 및 (Ω)의 쌍의 선택은 미리 결정되거나, 실시간으로 결정되거나 또는 치료 세션에 이어서 결정될 수 있다.
이제, 본 발명 장치 및 방법에 따른 RF 전극들 사이에 위치된 조직층들의 조직 전도율 또는 임피던스에 대한 RF 주파수의 영향을 간략히 도시하는 도 10을 참조한다. 도 6에 도시된 것과 같은 지방 조직 두께 측정 장치 애플리케이터(1000)는 하나 이상의 초음파 트랜스듀서(1020)와 초음파 트랜스듀서(1020)의 양 측면 위에 배치된 하나 이상의 RF 전극(1030)을 포함한다. 대안으로, 분리된 반환 전극이 단극 구성에서 채용될 수 있다.
초음파 트랜스듀서(1020) 및 하나 이상의 RF 전극(1030)은 일정 레벨의 힘으로 피부층(1004)의 표면(1002)에 커플링될 수 있다. 대안으로 또는 선택사항으로, 초음파 트랜스듀서(1002)는 또한 전극으로서 동작할 수 있다. 추가로 또는 선택사항으로, 초음파 트랜스듀서(1002)는 또한 스페이서를 포함할 수 있고 전술한 바와 같이 동작할 수 있다.
전술한 바와 같이, 예를 들어 피부(1004)의 표면(1002) 위에 놓인 전극(1030)들은 전극(1030)들 사이에 기지의 전압을 인가함으로써 전극(1030)들 사이에 배치된 지방 조직 세그먼트(1010)의 전기적 임피던스를 결정하기 위해 채용될 수 있다. 전류는 전술한 바와 같이 도면 부호 '1050', '1052', '1054'로 표시된 화살표로 지시된 전류 경로를 따라 조직 내에 흐른다 전극-피부 표면 커플링 포인트에서 총 전류를 측정하는 것에 의해서 지방 조직 세그먼트(1010)의 전도율 또는 임피던스를 판정하는 것이 가능하다.
탐측 전류(probing current)는 전극(1030) 사이에서 발생될 때 최소 임피던스의 경로로 따라간다. [런던, 킹스 칼리지의 물리학부의 Camelia Gabriel과 Sami Gabriel 공저, Compilation of the Dielectric Properties of Body Tissues at RF and Microwave Frequencies"(http://nir들.ifac.축.it/docs/DIELECTRIC/Home.html)에 기초하여] 지방, 피부 및 근육 조직의 전도율의 상대적 주파수 종속성을 도시하는 그래프인 도 11에 도시된 것과 같이, 지방, 피부 및 근육 조직들의 전도율은 상기 탐침 전류의 주파수에 따라 변한다.
도 11에 도시된 것과 같이, 100 MHz와 같은 높은 RF 주파수에서, 습한 피부의 전도율은 지방 조직의 전도율보다 훨씬 더 높기 때문에 대부분의 전류를 도면 부호 '1052'(도 10 참조)로 표시된 경로를 따라 피부 조직을 통과하여 흐르게 한다. 아주 작은 전류의 흐름만이 경로(1054)를 따라서 근육층(1008)에 도달하며, 지방층(1006)에 의해 방해받는다.
약 50 kHz의 RF 주파수에서 습한 피부와 지방 조직의 전도율은 대략 동일하며 탐침 전류가 경로(1050, 1052)를 따라 두 조직층을 통과하여 그리고 경로(1054)를 따라 근육을 통과하여 고르게 분포되어 흐르게 한다. 50 kHz 미만의 주파수에서, 습한 피부의 전도율은 지방 조직의 전도율보다 급격히 떨어지며 탐침 전류의 대부분이 경로(1050)을 따라 지방 조직층(1006)을 통해 흐르고 상당한 부분이 경로(1054)를 따라 흐른다.
지방, 피부 및 근육 조직의 전도율의 주파수 종속성에 의하면, 전술한 도 9에 도시된 구현의 모범적인 방법에서와 같이, 지방 조직 수축을 발생시키는 커플링 힘의 레벨에 대한 지시자로서 임피던스 측정을 채용할 때, 채용된 RF 주파수는 보통 1 kHz와 1 MHz 사이의 범위에 있다. 더욱 일반적으로는, 상기 채용된 RF 주파수는 5 kHZ와 500 kHz 사이의 범위에 있고 가장 일반적으로는, 상기 채용된 RF 주파수는 10 kHz와 100 kHz 사이의 범위에 있다.
또 다른 실시예에서, 본 발명 장치 및 방법에 의하면, 상기 측정은 조직 성질에 대해 더 많은 정보를 얻기 위해 여러 개의 주파수를 채용하여 수행될 수 있다. 지방 경로(1050)의 저항을 얻기 위해 주파수 범위의 하한(예를 들면 약 10 kHz)으로부터 한 주파수가 선택되고, 피부 경로(1052)의 저항을 얻기 위해 주파수 범위의 상한, 예를 들면 100 kHz의 1 MHz로부터 선택될 수 있다.
초음파를 채용한 지방 조직의 수분 함량과 RF 임피던스의 측정
본 발명의 방법 및 장치에 따른 또 다른 실시 형태에 있어서, 도 6에 도시된 것과 같은 지방 조직 두께 측정 장치 애플리케이터는 또한 RF 전극들 사이의 지방 조직의 전도율 또는 유전율을 측정하는 기구를 포함할 수 있고 또한 예를 들면. 지방 조직의 수분 함량에 대한 정보를 제공하기 위해 도 9에 도시된 구현의 모범적인 방법에서와 같이 채용될 수 있다.
전도율 정보는 초음파 측정으로부터 선택사항으로 얻어진 지방 조직 두께 및 피부 두께와 함께 RF 전극들 사이의 임피던스의 측정으로부터 수신될 수 있다. 예를 들면, 도 11에 도시된 것과 같은 기지의 또는 예상 전도율 값 및 지방 조직층(606) 두께(d)를 확인하기 위해 지방 조직층(606)의 볼륨(610)(도 6 참조)이 분석될 수 있다. 측정된 지방 조직 두께(d)에 대한 예상 전도율 값을 초과하는 전도율의 증가는 지방 조직 내로 물과 같은 전기 전도성 유체의 자연적인 또는 유도된 침윤을 지시할 수 있다. 예상 전도율 값과 측정된 전도율 값 차이와 측정된 지방 조직층 두께(d)에서 전도율 값 사이의 비율은 조직 내 수분 함량의 양적 지시를 제공할 수 있다.
도 6, 도 10 및 도 11에 도시된 것과 같이, 최적 주파수 범위를 선택하기 위한 동일한 고려사항들이 조직 수분 함량을 얻기 위해서도 적용될 수 있다. 낮은 주파수에서 피부 전도율은 낮으므로, 전극들 사이에서 측정된 임피던스는 지방 전도율을 지시하고 따라서 조직 수분 함량도 지시할 수 있다. 또 다른 실시형태에 의하면 조직층 전도율에 대한 데이터를 얻기 위해 또한 그것들의 수분 함량을 지방 조직 전기 특성의 데이터베이스와 같은 기지의 데이터베이스에 비교함으로써 계산하기 위해 둘 이상의 주파수에서의 측정이 이루어진다. 이들 측정은 애플리케이터에 작용하는 다양한 힘에서 이루어질 수 있다. 전기 저항과 함께 측정된 지방 두께는 전도율의 지방 종속 부분을 분리하기 위해 또한 수분 함량에 대한 더욱 정확한 데이터를 얻기 위해 적용될 수 있다.
본 발명 방법 및 장치에 따른 또 다른 실시 형태에 있어서 그리고 도 7a 내지 도 7c, 및 도 7e 내지 도 7h를 참조하면, 동일한 전위로 구동된 내부 및 외부 전극들을 채용하고 각 전극을 흐르는 전류를 개별적으로 측정함으로써 피부 조직을 통해서 흐르는 전류와 지방 조직을 통해서 흐르는 전류의 측정 사이를 차별화하는 것이 가능하다.
본 발명의 장치 및 방법은 전술한 실시예들에 한정되지 않음을 당업자는 인식할 것이다. 오히려, 본 발명의 범위는 전술한 다양한 특징들의 조합과 부분 조합들을 포함하고 또한 전술한 설명으로부터 당업자에게 인식되는 종래 기술에 포함되지 않는 변경 및 변형을 포함한다.

Claims (65)

  1. 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법에 있어서,
    하나 이상의 탄성 스페이서를 갖는 초음파 트랜스듀서를 일정 레벨의 힘으로 상기 지방 조직 위에 있는 피부의 세그먼트에 커플링하는 단계;
    하나 이상의 초음파 빔을 상기 스페이서를 통해 상기 피부 세그먼트 내로 방출하는 단계;
    스페이서-피부 경계로부터 반사된 상기 빔의 일부의 하나 이상의 신호를 수신하는 단계;
    피부-지방 조직 경계로부터 반사된 상기 빔의 일부의 하나 이상의 신호를 수신하는 단계;
    스페이서-피부 경계로부터 반사된 상기 빔의 일부의 하나 이상의 신호를 수신하는 단계;
    스페이서 두께, 피부 두께 및 상기 지방 조직층의 두께로 구성된 두께의 그룹 중 하나 이상을 상기 수신된 신호들 중 2개 이상으로부터 추출하는 단계; 및
    상기 힘의 레벨을 도출하기 위해 상기 두께들 중 하나 이상을 채용하는 단계를 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 스페이서의 물리적 특성은 선택된 재료 특성과 보정 프로세스로 구성된 그룹 중 적어도 하나로부터 도출되는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 스페이서와 피부의 음향 임피던스 사이의 차이는 상기 스페이서-피부 경계로부터의 반사의 검출을 가능하게 하는 가장 낮은 값을 갖도록 선택되는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 힘의 레벨을 수동으로 또는 자동으로 변경하는 단계를 추가로 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 초음파 빔은 펄스 모드로 방출되는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 초음파 빔을 방출하고 대역 내에서 상기 빔의 주파수를 변경하며, 상기 조직층 경계로부터 반사된 가상 펄스를 분리하기 위해 상기 결과를 주파수 도메인으로부터 시간 도메인으로 변환하는 단계를 추가로 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  7. 제 1 항에 있어서,
    하나 이상의 RF 전극을 상기 피부 세그먼트에 커플링하고 하나 이상의 전극을 상기 피부 세그먼트에 또는 다른 피부 세그먼트에 커플링하는 단계; 및
    상기 전극들 사이의 전기적 임피던스를 측정하는 단계를 추가로 포함하는, 제 1 항에 있어서, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  8. 제 7 항에 있어서,
    상기 임피던스 측정 단계는,
    동일한 전위로 구동되는 내부 세그먼트 및 외부 세그먼트를 갖는 하나 이상의 전극을 채용하는 단계; 및
    피부 조직을 통해서 흐르는 전류와 지방 조직을 통해서 흐르는 전류 사이를 구별(differentiation)하기 위해 각각의 전극을 통해서 흐르는 전류를 개별적으로 측정하는 단계를 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  9. 제 7 항에 있어서,
    문헌 기반(literature based) 데이터베이스와 사전 측정으로부터 추출된 데이터베이스로 구성된 데이터베이스 그룹으로부터 선택된 지방 조직 임피던스 값들의 데이터베이스와 상기 지방 조직의 측정된 임피던스를 비교하고 상기 비교로부터 상기 지방 조직의 수분 함량을 추출하는 단계를 추가로 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  10. 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치에 있어서,
    하나 이상의 초음파 트랜스듀서;
    상기 트랜스듀서에 부착된 하나 이상의 탄성 스페이서; 및
    초음파 트랜스듀서에 의해 방출된 초음파 빔을 제어하고 스페이서-피부 경계, 피부-지방 조직 경계 및 지방 조직-근육 경계로 구성된 경계들의 그룹 중 2개 이상으로부터 반사되어 상기 초음파 트랜스듀서에 의해 수신된 초음파 빔의 신호들을 분석하는 컨트롤러를 포함하는 애플리케이터 하우징을 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  11. 제 10 항에 있어서,
    상기 컨트롤러는 또한 상기 애플리케이터가 조직에 대어지는 힘의 레벨과 지방 조직층 두께를 상기 수신된 신호들로부터 추출하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  12. 제 10 항에 있어서,
    상기 탄성 스페이서는 고무, 에폭시, 및 폴리머로 구성된 그룹으로부터 선택된 재료로 만들어지는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  13. 제 10 항에 있어서,
    상기 스페이서는 바이어스(bias) 소자를 포함하고 액체 음향 전송 매체로 채워진 탄성 구조체로 만들어지는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  14. 제 10 항에 있어서,
    상기 스페이서의 물리적 특성은 선택된 재료 특성과 보정 프로세스로 구성된 그룹 중의 적어도 하나로부터 도출되는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  15. 제 10 항에 있어서,
    상기 스페이서는 반사된 빔 부분(beam portion reflections)을 전송된 신호의 감쇠 시간을 초과한 시점까지 지연시키는 두께와 음향 속도를 갖는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  16. 제 10 항에 있어서,
    RF 전압원에 연결된 2개 이상의 RF 전극, 하나 이상의 전극으로부터 상기 전극들 사이의 전류를 측정하는 센서들, 및 상기 전극들 사이의 전기적 임피던스를 계산하는 컨트롤러를 추가로 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  17. 제 10 항에 있어서,
    상기 하나 이상의 전극은 동일한 전위로 구동되는 내부 및 외부 전극 세그먼트를 포함하고 각각의 전극 세그먼트를 통해서 흐르는 전류를 개별적으로 측정하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  18. 제 10 항에 있어서,
    상기 컨트롤러는 제로 포스(zero force)에서의 지방층 두께, 지방층 두께 및 힘, 지방층 전도율, 지방층 유전율 및 지방층의 수분 함량 중 적어도 하나를 계산하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  19. 제 10 항에 있어서,
    상기 RF 전극의 하나 이상은 상기 스페이서의 방출 표면 위에 부분적으로 또는 전체적으로 위치되는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  20. 제 19 항에 있어서,
    상기 RF 전극들은 방출된 초음파 빔에 음향적으로 투명한 전기 전도성 재료로 만들어지는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  21. 제 10 항에 있어서,
    상기 스페이서의 음향 임피던스는 스페이서-피부 경계로부터의 반사의 검출이 충분히 가능하도록 피부의 음향 임피던스와 가능한 근접하지만 상이하게 선택되는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  22. 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법에 있어서,
    상기 지방 조직 위에 있는 피부의 제1 세그먼트에 초음파 트랜스듀서를 일정 레벨의 힘으로 커플링하는 단계;
    상기 피부의 제1 세그먼트에 하나 이상의 RF 전극을 커플링하고, 상기 제1 세그먼트 또는 피부의 다른 세그먼트에 하나 이상의 전극을 커플링하고, 및 이들 전극 사이에 전기적 임피던스를 측정하는 단계;
    하나 이상의 초음파 빔을 적어도 상기 지방 조직 내로 방출하는 단계;
    상기 초음파 빔의 일부의 반사의 하나 이상의 신호를 수신하고 상기 신호로부터 상기 지방 조직의 두께를 도출하는 단계; 및
    상기 두께 및 상기 전기적 임피던스를 동시에 기록하고 상기 지방 조직의 하나 이상의 물리적 특성을 상기 두께 및 임피던스로부터 추출하는 동안 상기 힘의 레벨을 점진적으로 변경하는 단계를 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  23. 제 22 항에 있어서,
    상기 물리적 특성은 힘에 대한 지방 조직 두께의 종속성, 제로 포스에서 지방 조직 두께 및 지방 조직의 전기적 특성으로 구성된 지방 조직 특성의 그룹으로부터 선택되고, 상기 전기적 특성은 지방 조직 전도율 및 유전율(permittivity) 중 적어도 하나를 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  24. 제 22 항에 있어서,
    조직 내로 방출된 상기 초음파 빔은 200 kHz와 2 MHz 사이의 주파수 범위에 있는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  25. 제 22 항에 있어서,
    조직 내로 방출된 상기 초음파 빔은 펄스 모드인, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  26. 제 22 항에 있어서,
    상기 초음파 빔을 방출하고 대역 내에서 상기 빔의 주파수를 변경하며, 상기 조직층 경계로부터 반사된 가상 펄스를 분리하기 위해 상기 결과를 주파수 도메인으로부터 시간 도메인으로 변환하는 단계를 추가로 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  27. 제 26 항에 있어서,
    초음파 주파수의 연속적인 또는 단계적인 전송에 의해 하나 이상의 펄스 또는 가상 펄스로 상기 빔을 형성하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  28. 제 26 항에 있어서,
    조직층 경계로부터 반사된 초음파 신호를 분리하기 위해 선형 주파수 변조(FM) 기술을 채용하는 단계를 추가로 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  29. 제 22 항에 있어서,
    상기 힘의 레벨을 수동으로 또는 자동으로 변경하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  30. 제 22 항에 있어서,
    상기 트랜스듀서의 적어도 일부는 상기 RF 전극들 중 하나이고,
    상기 RF 전극은 얇은 전기 전도성 레이어(layer), 전기 전도성 메시(mesh), 및 상기 트랜스듀서 표면 위에 피착된 음향적으로 투명한 전기 전도성 레이어로 구성된 그룹 중의 하나인, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  31. 제 22 항에 있어서,
    동일한 전위로 구동되는 내부 및 외부 전극 세그먼트를 채용하고 피부 조직을 통해서 흐르는 전류와 지방 조직을 통해서 흐르는 전류 사이를 구별하기 위해 각각의 전극을 통과하여 흐르는 전류를 개별적으로 측정하는 단계를 추가로 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  32. 제 22 항에 있어서,
    1 kHZ ~ 1 MHz 범위의 RF 주파수를 채용하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  33. 제 22 항에 있어서,
    5 kHZ ~ 500 kHz 범위의 RF 주파수를 채용하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  34. 제 22 항에 있어서,
    10 kHZ ~ 100 kHz 사이의 범위의 RF 주파수를 채용하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  35. 제 22 항에 있어서,
    상기 지방 조직 두께에 대한 예상 임피던스 값과 상기 측정된 임피던스 값을 비교하는 단계; 및
    상기 지방 조직의 수분 함량에 관한 정보를 상기 측정된 임피던스 및 두께로부터 추출하는 단계를 추가로 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  36. 제 22 항에 있어서,
    지방 조직 전기적 특성의 데이터베이스와 상기 지방 조직의 측정된 전기적 특성을 비교함으로써 상기 지방 조직의 수분 함량을 추출하는 단계를 추가로 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 방법.
  37. 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치에 있어서,
    하나 이상의 초음파 트랜스듀서;
    RF 전압원에 연결된 2개 이상의 RF 전극; 및
    상기 지방 조직 위에 있는 피부 세그먼트에 일정 레벨의 힘으로 상기 초음파 트랜스듀서 및 상기 RF 전극들 중 하나 이상을 커플링하고 상기 힘의 레벨의 점진적인 수동 또는 자동 변경을 가능하게 하는 기구를 포함하는 애플리케이터 하우징; 및
    상기 전극들 사이의 임피던스를 측정하고, 초음파 트랜스듀서에 의해 방출된 초음파 빔을 제어하고, 및 상기 트랜스듀서에 의해 수신된 반사된 초음파 빔의 신호들을 분석하는 컨트롤러를 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  38. 제 37 항에 있어서,
    상기 애플리케이터의 커플링에 의해 초래된 상기 지방 조직의 수축 레벨을 RF 전극들 사이의 상기 임피던스로부터 계산하는 컨트롤러를 추가로 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  39. 제 37 항에 있어서,
    상기 컨트롤러는 반사된 초음파 빔의 신호들로부터 지방층 두께를 계산하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  40. 제 37 항에 있어서,
    상기 트랜스듀서에 부착된 하나 이상의 스페이서를 추가로 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  41. 제 40 항에 있어서,
    상기 스페이서는 반사된 빔 부분을 전송된 신호의 감쇠 시간을 초과한 시점까지 지연시키는 두께와 음향 속도를 갖는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  42. 제 37 항에 있어서,
    상기 지방 조직의 물리적 특성은 힘에 대한 지방 조직 두께의 종속성, 제로 포스에서 지방 조직 두께, 지방 조직 전도율, 지방 조직 유전율 및 지방 조직 수분 함량으로 구성된 지방 조직 특성의 그룹으로부터 선택되는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  43. 제 37 항에 있어서,
    상기 초음파 트랜스듀서는 200 kHz ~ 2 MHz의 주파수 범위의 초음파 빔을 방출하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  44. 제 37 항에 있어서,
    상기 초음파 빔은 펄스 모드로 방출되는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  45. 제 37 항에 있어서,
    상기 초음파 빔을 방출하고 대역 내에서 상기 빔의 주파수를 변경하며, 상기 조직층 경계로부터 반사된 가상 펄스를 분리하기 위해 상기 결과를 주파수 도메인으로부터 시간 도메인으로 변환하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  46. 제 45 항에 있어서,
    상기 초음파 빔은 동일한 대역폭을 커버하는 주파수의 연속적인 또는 단계적인 전송에 의해 형성되는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  47. 제 37 항에 있어서,
    상기 지방 조직으로부터 반사된 신호들을 다른 반사된 신호들로부터 분리하기 위해 선형 주파수 변조(FM) 기술을 채용하는 컨트롤러를 추가로 포함하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  48. 제 37 항에 있어서,
    동일한 전위로 구동되는 내부 및 외부 전극 세그먼트를 추가로 포함하고 각 전극을 통해서 흐르는 전류를 개별적으로 측정하는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  49. 제 45 항에 있어서,
    상기 초음파 빔의 펄스들의 상승 시간은 10 nsec ~ 900 nsec 사이에 있는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  50. 제 45 항에 있어서,
    상기 빔 펄스의 신호들의 상승 시간은 50 nsec ~ 500 nsec 사이에 있는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  51. 제 45 항에 있어서,
    상기 초음파 빔 펄스의 신호들의 폭은 0.1 ㎲ ~ 10 ㎲ 사이에 있는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  52. 제 37 항에 있어서,
    상기 초음파 트랜스듀서의 방출 애퍼처 면적은 5 mm2보다 더 큰, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  53. 제 37 항에 있어서,
    상기 초음파 트랜스듀서의 방출 애퍼처 면적은 10 mm2보다 더 큰, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  54. 제 37 항에 있어서,
    적어도 한 부분의 상기 초음파 트랜스듀서는 상기 RF 전극들 중 하나이고,
    상기 RF 전극은 얇은 전기 전도성 레이어(layer), 전기 전도성 메시(mesh), 및 상기 트랜스듀서 표면 위에 피착된 음향적으로 투명한 전기 전도성 레이어로 구성된 그룹 중의 하나인, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  55. 제 37 항에 있어서,
    상기 RF 주파수는 1kHz ~ 1 MHz 범위에 있는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  56. 제 37 항에 있어서,
    상기 RF 주파수는 5 kHz ~ 500 kHz 범위에 있는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  57. 제 37 항에 있어서,
    상기 RF 주파수는 10 kHz ~ 100 kHz 범위에 있는, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
  58. 초음파 빔을 채용하여 지방 조직 두께를 측정하는 방법에 있어서,
    상기 지방 조직 위에 있는 피부 세그먼트에 초음파 트랜스듀서를 일정 레벨의 힘으로 커플링하는 단계;
    적어도 상기 지방 조직 내로 2개 이상의 초음파 빔 방출을 연속해서 방출하는 단계;
    상기 초음파 빔 방출의 반사의 신호들을 수신하는 단계;
    상기 수신된 방출 신호들로부터 데이터를 기록하는 단계:
    방출 신호들이 수신되지 않을 때까지 상기 힘의 레벨을 감소시키는 단계; 및
    0 레벨의 힘에서 상기 지방 조직의 두께를 나타내는 데이터를 최종 수신된 초음파 빔 신호로부터 추출하는 단계를 포함하는, 초음파 빔을 채용하여 지방 조직 두께를 측정하는 방법.
  59. 제 58 항에 있어서,
    상기 초음파 방출은 펄스 형태인, 초음파 빔을 채용하여 지방 조직 두께를 측정하는 방법.
  60. 제 58 항에 있어서,
    상기 초음파 빔을 방출하고 대역 내에서 상기 빔의 주파수를 변경하며, 상기 조직층 경계로부터 반사된 가상 펄스를 분리하기 위해 상기 결과를 주파수 도메인으로부터 시간 도메인으로 변환하는 단계를 추가로 포함하는, 초음파 빔을 채용하여 지방 조직 두께를 측정하는 방법.
  61. 제 58 항에 있어서,
    상기 방출된 초음파 빔은 200 kHz ~ 2 MHz의 주파수 범위에 있는, 초음파 빔을 채용하여 지방 조직 두께를 측정하는 방법.
  62. 제 58 항에 있어서,
    상기 힘의 레벨을 수동으로 또는 자동으로 감소시키는, 초음파 빔을 채용하여 지방 조직 두께를 측정하는 방법.
  63. 일정 레벨의 압력하에서 지방 조직의 두께를 측정하는 장치에 있어서,
    일정 레벨의 힘으로 피부에 커플링되는 애플리케이터를 포함하고,
    상기 애플리케이터는,
    하나 이상의 초음파 트랜스듀서;
    상기 초음파 트랜스듀서에 의해 방출된 초음파 빔을 제어하고 상기 초음파 트랜스듀서에 의해 수신된 반사된 초음파 빔의 신호들을 분석하는 컨트롤러; 및
    상기 애플리케이터에 의해 피부에 인가된 힘을 측정하는 힘 측정 장치를 포함하는, 일정 레벨의 압력하에서 지방 조직의 두께를 측정하는 장치.
  64. 제 63 항에 있어서,
    상기 힘 측정 장치는 압전 재료로 만들어지는, 일정 레벨의 압력하에서 지방 조직의 두께를 측정하는 장치.
  65. 제 51 항에 있어서,
    상기 초음파 방출된 빔은 펄스 형태인, 지방 조직의 물리적 특성을 측정하는 장치.
KR1020137002940A 2010-07-25 2011-07-13 지방 조직의 두께를 측정하는 방법 및 장치 KR20140004058A (ko)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US36743110P 2010-07-25 2010-07-25
US61/367,431 2010-07-25
PCT/IL2011/000555 WO2012014192A2 (en) 2010-07-25 2011-07-13 A method and apparatus for measuring the thickness of adipose tissue

Publications (1)

Publication Number Publication Date
KR20140004058A true KR20140004058A (ko) 2014-01-10

Family

ID=45530544

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020137002940A KR20140004058A (ko) 2010-07-25 2011-07-13 지방 조직의 두께를 측정하는 방법 및 장치

Country Status (8)

Country Link
US (1) US20130123629A1 (ko)
EP (1) EP2595543A4 (ko)
KR (1) KR20140004058A (ko)
CN (1) CN103096811A (ko)
AU (1) AU2011284300A1 (ko)
BR (1) BR112013000760A2 (ko)
MX (1) MX2013000663A (ko)
WO (1) WO2012014192A2 (ko)

Families Citing this family (45)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8855771B2 (en) 2011-01-28 2014-10-07 Cyberonics, Inc. Screening devices and methods for obstructive sleep apnea therapy
US8357150B2 (en) 2009-07-20 2013-01-22 Syneron Medical Ltd. Method and apparatus for fractional skin treatment
US8517942B2 (en) 2010-06-25 2013-08-27 John C. Hill Method for non-invasive determination of glycogen stores
US9867996B2 (en) 2011-11-16 2018-01-16 Btl Holdings Limited Methods and systems for skin treatment
US8548599B2 (en) * 2011-11-16 2013-10-01 Btl Holdings Limited Methods and systems for subcutaneous treatments
DE102012013534B3 (de) 2012-07-05 2013-09-19 Tobias Sokolowski Vorrichtung für repetitive Nervenstimulation zum Abbau von Fettgewebe mittels induktiver Magnetfelder
EP3127578B1 (en) * 2014-04-03 2021-08-25 Toppan Printing Co., Ltd. Puncture injection instrument
CN104068896B (zh) * 2014-07-11 2016-03-16 云南大学 勾股形三接收超声皮下脂肪测量装置
US9642593B2 (en) 2014-09-19 2017-05-09 MuscleSound, LLC System and method for non-invasive determination of human body fat
US9621973B2 (en) * 2014-09-22 2017-04-11 Samsung Electronics Company, Ltd Wearable audio device
US9993226B2 (en) * 2014-12-09 2018-06-12 Mylan Inc. Device and method for detecting skin to muscle depth by simultaneous detection of ultrasonic depth sensor and force sensor
US10327734B2 (en) 2014-12-30 2019-06-25 Biosense Webster (Israel) Ltd. Measurement of tissue thickness using ultrasound and force measurements
US9636084B2 (en) 2015-01-03 2017-05-02 Lina He Apparatus and method for measuring subcutaneous fat thickness using ultrasound
US9962553B2 (en) 2015-03-04 2018-05-08 Btl Holdings Limited Device and method for contactless skin treatment
US11491342B2 (en) 2015-07-01 2022-11-08 Btl Medical Solutions A.S. Magnetic stimulation methods and devices for therapeutic treatments
US20180001107A1 (en) 2016-07-01 2018-01-04 Btl Holdings Limited Aesthetic method of biological structure treatment by magnetic field
US10695575B1 (en) 2016-05-10 2020-06-30 Btl Medical Technologies S.R.O. Aesthetic method of biological structure treatment by magnetic field
US11266850B2 (en) 2015-07-01 2022-03-08 Btl Healthcare Technologies A.S. High power time varying magnetic field therapy
JP6633854B2 (ja) * 2015-07-14 2020-01-22 国立大学法人 東京大学 超音波測定装置
CN105147314A (zh) * 2015-08-20 2015-12-16 京东方科技集团股份有限公司 一种人体参数检测方法及检测装置
US11253717B2 (en) 2015-10-29 2022-02-22 Btl Healthcare Technologies A.S. Aesthetic method of biological structure treatment by magnetic field
US11247039B2 (en) 2016-05-03 2022-02-15 Btl Healthcare Technologies A.S. Device including RF source of energy and vacuum system
US11464993B2 (en) 2016-05-03 2022-10-11 Btl Healthcare Technologies A.S. Device including RF source of energy and vacuum system
US11534619B2 (en) 2016-05-10 2022-12-27 Btl Medical Solutions A.S. Aesthetic method of biological structure treatment by magnetic field
US10583287B2 (en) 2016-05-23 2020-03-10 Btl Medical Technologies S.R.O. Systems and methods for tissue treatment
US10556122B1 (en) 2016-07-01 2020-02-11 Btl Medical Technologies S.R.O. Aesthetic method of biological structure treatment by magnetic field
WO2018006086A1 (en) * 2016-07-01 2018-01-04 Cynosure, Inc. Non-invasive, uniform and non-uniform rf methods and systems related applications
US10646197B2 (en) 2016-07-06 2020-05-12 Biosense Webster (Israel) Ltd. Ascertaining tissue thickness
CN106137251A (zh) * 2016-07-15 2016-11-23 北京百思声创科技有限公司 用于皮下组织厚度测量的超声探头及测量仪
US11141219B1 (en) 2016-08-16 2021-10-12 BTL Healthcare Technologies, a.s. Self-operating belt
US11013490B2 (en) 2016-11-15 2021-05-25 Musclesound, Inc. Non-invasive determination of muscle tissue size
US11064971B2 (en) 2016-11-30 2021-07-20 Musclesound, Inc. Non-Invasive determination of muscle tissue quality and intramuscular fat
EP3568079A1 (en) * 2017-01-11 2019-11-20 Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale (INSERM) Method and apparatus for imaging in real time the propagation of a mechanical wave in an acoustically propagative material
US11096658B2 (en) 2017-02-02 2021-08-24 Musclesound, Inc. Non-invasive determination of pennation angle and/or fascicle length
JP6849483B2 (ja) * 2017-03-03 2021-03-24 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超音波変換器及び超音波プローブ
US11160493B2 (en) 2017-03-03 2021-11-02 Musclesound, Inc. System and method for determining a subject's muscle fuel level, muscle fuel rating, and muscle energy status
EP3505045A1 (en) * 2017-12-27 2019-07-03 Koninklijke Philips N.V. Determining a water or lipid level of skin
PL4066887T3 (pl) 2019-04-11 2024-03-04 Btl Medical Solutions A.S. Urządzenia do zabiegu estetycznego struktur biologicznych za pomocą energii o częstotliwości radiowej i energii magnetycznej
CN110313938B (zh) * 2019-08-01 2021-03-23 无锡海斯凯尔医学技术有限公司 皮下组织厚度测量方法、装置、设备及存储介质
CN111616744A (zh) * 2019-12-31 2020-09-04 南京手声信息科技有限公司 一种基于单点的脂肪厚度检测装置、终端设备及系统
US11878167B2 (en) 2020-05-04 2024-01-23 Btl Healthcare Technologies A.S. Device and method for unattended treatment of a patient
KR20230000081U (ko) 2020-05-04 2023-01-10 비티엘 헬쓰케어 테크놀로지스 에이.에스. 환자의 무인 치료를 위한 디바이스 및 방법
GB2598179A (en) * 2020-07-16 2022-02-23 Alma Lasers Ltd Sonotrode
US11896816B2 (en) 2021-11-03 2024-02-13 Btl Healthcare Technologies A.S. Device and method for unattended treatment of a patient
CN114247053B (zh) * 2022-01-26 2022-10-28 云南贝泰妮生物科技集团股份有限公司 一种用于射频美容仪的自适应变频系统

Family Cites Families (26)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3113025A1 (de) * 1981-04-01 1982-10-21 Battelle-Institut E.V., 6000 Frankfurt "verfahren und vorrichtung zur dickenkontrolle bzw.-messung von materialschichten"
EP0413028B1 (en) * 1988-08-30 1995-07-12 Fujitsu Limited Acoustic coupler
FR2698170B1 (fr) * 1992-11-18 1994-12-16 Snecma Procédé et dispositif de contrôle ultrasonore industriel de pièces par retournement temporel.
US6678552B2 (en) * 1994-10-24 2004-01-13 Transscan Medical Ltd. Tissue characterization based on impedance images and on impedance measurements
US6560480B1 (en) * 1994-10-24 2003-05-06 Transscan Medical Ltd. Localization of anomalies in tissue and guidance of invasive tools based on impedance imaging
US5941825A (en) * 1996-10-21 1999-08-24 Philipp Lang Measurement of body fat using ultrasound methods and devices
US6575956B1 (en) * 1997-12-31 2003-06-10 Pharmasonics, Inc. Methods and apparatus for uniform transcutaneous therapeutic ultrasound
ES2153747B1 (es) * 1998-07-31 2001-10-01 Univ Politecnica De Cataluna Medidor del espesor y elasticidad del paniculo adiposo.
US6494840B1 (en) * 2000-07-31 2002-12-17 The Hong Kong Polytechnic University Portable ultrasonic palpation system
US6524250B1 (en) * 2000-09-19 2003-02-25 Pearl Technology Holdings, Llc Fat layer thickness mapping system to guide liposuction surgery
US20040019292A1 (en) * 2002-07-29 2004-01-29 Drinan Darrel Dean Method and apparatus for bioelectric impedance based identification of subjects
US20040044288A1 (en) * 2002-09-03 2004-03-04 Miguel Gorenberg Apparatus and method for non-invasive monitoring of cardiac output
WO2004073517A1 (ja) * 2003-02-18 2004-09-02 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. 内臓脂肪計測装置、内臓脂肪計測方法、プログラム、及び記録媒体
JP2005066041A (ja) * 2003-08-25 2005-03-17 Hitachi Medical Corp 超音波探触子及び超音波診断装置
US20050069853A1 (en) * 2003-09-26 2005-03-31 Tyson William Randal Performance tracking systems and methods
JP4189840B2 (ja) * 2003-10-20 2008-12-03 独立行政法人産業技術総合研究所 超音波を利用した軟組織の粘弾性推定装置およびプログラム
KR20060113930A (ko) * 2003-12-30 2006-11-03 리포소닉스 인코포레이티드 지방 조직의 파괴를 위한 시스템 및 장치
US7124636B2 (en) * 2004-09-30 2006-10-24 The Hong Kong Polytechnic University Non-contact measurement of material property
WO2006044868A1 (en) * 2004-10-20 2006-04-27 Nervonix, Inc. An active electrode, bio-impedance based, tissue discrimination system and methods and use
US20070043290A1 (en) * 2005-08-03 2007-02-22 Goepp Julius G Method and apparatus for the detection of a bone fracture
US8679019B2 (en) * 2007-12-03 2014-03-25 Bone Index Finland Oy Method for measuring of thicknesses of materials using an ultrasound technique
US8886291B2 (en) * 2008-01-09 2014-11-11 The Trustees Of Dartmouth College Systems and methods for combined ultrasound and electrical impedance imaging
CN102014757B (zh) * 2008-04-25 2013-03-13 株式会社日立医疗器械 超声波诊断装置
US20100036246A1 (en) * 2008-08-07 2010-02-11 Leonid Kushculey Automatic fat thickness measurements
WO2010036732A1 (en) * 2008-09-25 2010-04-01 Zeltiq Aesthetics, Inc. Treatment planning systems and methods for body contouring applications
US20100168572A1 (en) * 2008-12-30 2010-07-01 Sliwa John W Apparatus and Methods for Acoustic Monitoring of Ablation Procedures

Also Published As

Publication number Publication date
BR112013000760A2 (pt) 2016-05-24
AU2011284300A1 (en) 2013-03-14
EP2595543A4 (en) 2017-07-12
WO2012014192A2 (en) 2012-02-02
US20130123629A1 (en) 2013-05-16
CN103096811A (zh) 2013-05-08
MX2013000663A (es) 2013-01-29
WO2012014192A3 (en) 2012-04-12
EP2595543A2 (en) 2013-05-29
WO2012014192A4 (en) 2012-05-24

Similar Documents

Publication Publication Date Title
KR20140004058A (ko) 지방 조직의 두께를 측정하는 방법 및 장치
US9023039B2 (en) Electrosurgical device including an optical sensor
US20190388142A1 (en) System and methods for identifying tissue and vessels
US8852179B2 (en) Apparatus, system and method for monitoring tissue during an electrosurgical procedure
MX2012004815A (es) Metodo y aparato para la supervision en tiempo real de las capas de tejido.
Droin et al. Velocity dispersion of acoustic waves in cancellous bone
AU2003254107B2 (en) Electrosurgical pencil with drag sensing capability
US8328726B2 (en) Method and apparatus for monitoring tissue ablation
KR100547960B1 (ko) 뼈 속에서의 음속 결정 방법 및 그 측정 탐침
US20060184024A1 (en) Tissue thickness measurement device
KR101527663B1 (ko) 혈액 수치 파라미터의 검출을 위한 검출 장치
US20110137166A1 (en) Transducer arrangement and method for acquiring sono-elastographical data and ultrasonic data of a material
CN105640593B (zh) 一种用于测量粘弹性介质的弹性测量装置
CN105792755B (zh) 超声波探头及使用该超声波探头的活体血管直径的测量方法
EP1891896B1 (en) Method and installation for the non-invasive read-out of data of a passive strain sensor with inherent calibration structure
Nii et al. Finite Element Method Study for Generating Shear Wave by Mode Conversion of Longitudinal Wave at Elasticity Boundary in a Living Body
RU2362487C2 (ru) Способ неинвазивного измерения скорости распространения акустических колебаний в эластичной ткани
GB2356932A (en) Measuring tissue properties

Legal Events

Date Code Title Description
E902 Notification of reason for refusal