WO2021101092A1 - 초음파 음향 방사력을 이용한 안압 측정 장치 - Google Patents

초음파 음향 방사력을 이용한 안압 측정 장치 Download PDF

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WO2021101092A1
WO2021101092A1 PCT/KR2020/014571 KR2020014571W WO2021101092A1 WO 2021101092 A1 WO2021101092 A1 WO 2021101092A1 KR 2020014571 W KR2020014571 W KR 2020014571W WO 2021101092 A1 WO2021101092 A1 WO 2021101092A1
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WO
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signal
piezoelectric elements
intraocular pressure
ultrasonic
phase
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PCT/KR2020/014571
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정종섭
정은영
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동국대학교 산학협력단
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    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4483—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer

Definitions

  • the present invention relates to an apparatus for measuring intraocular pressure using ultrasonic acoustic radiation, and more particularly, it is possible to measure intraocular pressure through elasticity measurement of the eyeball using acoustic radiation force to accurately predict the time point of glaucoma treatment. It relates to the device.
  • Measurement of intraocular pressure is one of the most basic tests performed on patients with eye diseases, and recently, as the number of glaucoma patients whose optic nerve is damaged due to abnormally high intraocular pressure is rapidly increasing, the demand for a tonometer capable of efficiently measuring intraocular pressure is increasing significantly.
  • Accurate intraocular pressure measurement plays a very important role in glaucoma risk screening, efficient diagnosis and treatment of patients undergoing glaucoma, and observing the course after treatment.
  • the method of measuring intraocular pressure currently used is largely divided into a contact type and a non-contact type.
  • the indentation tonometer is a device that measures intraocular pressure by measuring the depression of the cornea when a certain weight is placed on the cornea
  • the applanation tonometer is a device that measures the intraocular pressure by pressing the central part of the cornea to a certain area. It is a method of measuring intraocular pressure by measuring the force required to flatten it.
  • it not only takes a lot of time, it requires anesthesia of the cornea using an eye drop anesthetic, and it is a bench type that requires instillation of a fluorescent dyeing reagent and observation under a microscope, and can only be diagnosed in an ophthalmology laboratory. There is a limitation that this is not easy.
  • Another contact-type tonometer to overcome this limitation is a device that measures intraocular pressure based on the principle of induction and collision.
  • This equipment has the advantage of quick measurement time and easy portability, but it has a problem that the patient becomes tense and pain is accompanied when the probe collides with the cornea because the probe has to collide with the cornea.
  • a non-contact tonometer measures intraocular pressure by releasing compressed air and changing the surface reflection of the cornea. This method is non-contact, so it is very convenient for the patient, but it still exhales compressed air to the patient's eye. Due to the irradiation, the patient becomes tense and easy to feel unpleasant, and above all, there is a problem in that the accuracy is inferior to the contact type.
  • An object of the present invention is to provide an apparatus for measuring intraocular pressure using ultrasonic acoustic radiation that can accurately measure intraocular pressure through elasticity information of the eye obtained by using the ultrasonic acoustic radiation.
  • the present invention is an apparatus for measuring intraocular pressure using ultrasonic acoustic radiation, comprising a plurality of piezoelectric elements arranged in an array form, and an ultrasonic transducer for receiving a reflected signal after transmitting an ultrasonic signal generated by the plurality of piezoelectric elements to the eyeball And, a signal generator for applying an input signal for adjusting the phases of the plurality of piezoelectric elements to each of the plurality of piezoelectric elements, and a signal processor for measuring the elasticity of the eyeball surface by analyzing the ultrasonic reception signal received by the ultrasonic transducer. It provides a device for measuring intraocular pressure including.
  • the plurality of piezoelectric elements receives input signals of the same phase from the signal generator, respectively, and the ultrasonic transducer receives a single-focal point from the plurality of piezoelectric elements in response to the input signals of the same phase. ) Of ultrasonic waves can be generated.
  • the plurality of piezoelectric elements receive input signals of any one of different first and second phases from the signal generator, and the ultrasonic transducer is configured to have a mixed phase in which the first and second phases are mixed.
  • ultrasonic waves of multi-focal points may be generated from the plurality of piezoelectric elements.
  • the plurality of piezoelectric elements are divided into first and second groups according to the arrangement position, and the signal generator applies an input signal of a first phase to each of the piezoelectric elements of the first group, and the first phase
  • the input signals of the second phase inverted at may be applied to the piezoelectric elements of the second group, respectively.
  • the plurality of piezoelectric elements may be alternately arranged so that the piezoelectric elements of the first group and the piezoelectric elements of the second group are adjacent to each other.
  • each of the plurality of piezoelectric elements has a structure in which two piezoelectric elements having opposite polarization directions are bonded back and forth according to a traveling direction of an ultrasonic signal, and the ultrasonic transducer receives multiple frequency components from the plurality of piezoelectric elements. Can generate excitation ultrasound.
  • the piezoelectric element may be implemented in a bulk type made of a single material or a composite type made of a composite material.
  • the ultrasonic transducer may have a concave lens on one surface.
  • the ultrasonic transducer may transmit/receive ultrasonic signals in a contact or non-contact state on the eyelid surface when the subject is in a closed state, and transmit/receive ultrasonic signals in a non-contact state in front of the eyeball when the subject is open. have.
  • the signal processor may output the magnitude of the intraocular pressure corresponding to the elasticity of the eyeball surface or whether the intraocular pressure is normal.
  • the signal processor may measure a movement amount of the eyeball surface from the ultrasonic reception signal and calculate an elastic modulus of the eyeball surface corresponding to the movement amount of the eyeball surface.
  • the signal generator includes a first driving mode for applying a reference signal as a starting point for measuring the amount of movement of the medium, a second driving mode for applying a pushing signal for shaking the medium, and Immediately after the pushing signal is applied, a third driving mode for applying a detection signal having the same signal type as the first driving mode may be sequentially driven.
  • the signal processor compares the first ultrasonic reception signal obtained when the reference signal is applied with the second ultrasonic reception signal obtained when the detection signal is applied, measures the amount of movement of the eyeball surface, and corresponds to the amount of movement. You can calculate the elasticity.
  • the first and third driving modes are a same-phase mode in which an input signal of the same phase is applied to the plurality of piezoelectric elements
  • the second driving mode is an input signal of a first phase and a second inverted phase thereof. It may be a mixed phase mode in which the input signal of the phase is applied to the piezoelectric elements of the first group and the piezoelectric elements of the second group, respectively.
  • all of the first to third driving modes may be a same-phase mode in which input signals of the same phase are applied to the plurality of piezoelectric elements.
  • elasticity information for accurate intraocular pressure measurement in real time can be obtained as well as an eyeball image.
  • the patient can measure the intraocular pressure by contacting or non-contacting the ultrasound probe on the eyelid with not only the eyes open but also the eyes closed, the patient feels pain or pain, unlike the conventional intraocular pressure measurement method. It relieves discomfort and can conveniently measure intraocular pressure without feeling of tension.
  • FIG. 1 is a diagram showing the configuration of an apparatus for measuring intraocular pressure using ultrasonic acoustic radiation according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an in-phase mode and a mixed-phase mode applied to the ultrasonic transducer according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing ultrasonic signals of a single focal point and multiple focal points respectively generated according to the same phase mode and the mixed phase mode shown in FIG. 2.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the form of a signal applied to an ultrasonic transducer to obtain elastic information in an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a concept in a case where a polarization reversal technique is applied to a piezoelectric element.
  • FIG. 6 is a diagram showing a result of FEA simulation for a polarization reversal technique.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating a case where a polarization reversal technique is applied to each piezoelectric element in the ultrasonic transducer of FIG. 1.
  • FIG 8 shows the concept of a pulse compression technique according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a diagram showing the configuration of an apparatus for measuring intraocular pressure using ultrasonic acoustic radiation according to an embodiment of the present invention.
  • the intraocular pressure measuring apparatus 100 includes an ultrasonic transducer 110, a signal generator 120, and a signal processor 130.
  • the ultrasonic transducer 110 includes a plurality of piezoelectric elements 111 arranged in an array form and a housing for embedding them.
  • the piezoelectric element is divided into 2 ⁇ 2 shapes.
  • the piezoelectric element may be implemented in a bulk type made of a single material or a composite type made of a composite material.
  • the plurality of piezoelectric elements 111 can be easily obtained by dividing a single piezoelectric element into a plurality of pieces.
  • the ultrasonic energy is harmless to the human body, and if the difference in acoustic impedance is appropriate, sufficient energy can be transmitted and received into the eyeball.
  • elastic information for measuring intraocular pressure can be accurately obtained by using such ultrasonic waves as an energy source.
  • the ultrasonic transducer used in the present invention has a shape of an ultrasonic aperture segmented into two or more elements instead of a single element, as shown in FIG. 1.
  • ultrasonic energy can be collected in a certain area very precisely, and one or multiple focal points can be formed in the corresponding area, thereby providing an advantage of enabling precise diagnosis.
  • FIG. 1 illustrates an example of a device type divided into four, but embodiments of the present invention are not necessarily limited thereto, and may be applied to all ultrasonic transducers having at least two or more divided device types.
  • the cross-sectional shape of the dividing element is not necessarily limited to a square shape.
  • the signal generator 120 generates an input signal for adjusting the phases of the plurality of piezoelectric elements 111 and applies them to each of the plurality of piezoelectric elements 111.
  • the signal generator 120 may generate a predetermined input signal according to a control signal (command) sent to the phase adjuster 125 and transmit it to the corresponding piezoelectric element 111, respectively.
  • the phase adjuster 125 may determine a phase, an application time, and a period of the input signal.
  • piezoelectric elements may be divided into two groups.
  • the plurality of piezoelectric elements 111 are divided into a first group and a second group according to the arrangement position, and are alternately arranged so that the piezoelectric elements of the first group and the piezoelectric elements of the second group are adjacent to each other.
  • the piezoelectric elements of the first group and the piezoelectric elements of the second group are adjacent to each other in all directions in the vertical and horizontal directions.
  • the signal generator 120 may generate ultrasonic waves of a single focal point by applying input signals of the same phase to both groups of piezoelectric elements (first embodiment), or inverted each other for the two groups of piezoelectric elements. By applying an input signal of a phase, it is possible to generate ultrasonic waves of multiple focal points (second embodiment).
  • the ultrasonic transducer 110 generates ultrasonic waves of a single-focal point from the plurality of piezoelectric elements 111 in response to an input signal of the same phase. Accordingly, ultrasound of a single focal point can be applied to the surface of the eyeball.
  • the signal generator 120 includes first and second signal generators 120-1 and 120-2 as shown in FIG. 1. After the first signal generator 120-1 generates an input signal of a first phase, 1 Amplified through the transmission amplifier 115-1 and applied to each of the piezoelectric elements of the first group. At the same time, the second signal generator 120-2 also generates an input signal of the first phase, and then the second transmission amplifier 115 It can be amplified through -2) and applied to the piezoelectric element of the second group.
  • an input signal of one of different first and second phases generated from the signal generator 120 is applied to the plurality of piezoelectric elements 111 in the ultrasonic transducer 110.
  • first phase is applied to the piezoelectric elements of the first group and the second phase (inverted phase of the first phase) is applied to the piezoelectric elements of the second group, as a result, two phases (first phase and second phase) are applied.
  • the input signal of the mixed phase in which the phase) is mixed is applied to the ultrasonic transducer 110.
  • the ultrasonic transducer 110 generates ultrasonic waves of multi-focal points from the plurality of piezoelectric elements 111 in response to the mixed phase input signal. Therefore, in the case of the second embodiment, ultrasound of multiple focal points may be applied to the surface of the eyeball.
  • the first signal generator 120-1 generates an input signal of the first phase, amplifies it through the first transmission amplifier 115-1, and applies it to the piezoelectric elements of the first group.
  • the first signal generator 120-1 After generating an input signal of a second phase inverted from the first phase through the signal generator 120-2, amplified through the second transmission amplifier 115-2 and applied to the piezoelectric elements of the second group.
  • the first phase and the second phase are alternately input between the elements adjacent to each other in the vertical and horizontal directions.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an in-phase mode and a mixed-phase mode applied to the ultrasonic transducer according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 3 is a single focus generated according to the same-phase mode and mixed-phase mode shown in FIG. It is a diagram showing an ultrasonic signal of a point and multiple focal points.
  • the left figure of FIG. 2 shows the four piezoelectric elements included in the ultrasonic transducer, and the right figure shows the same phase mode and the mixed phase mode according to the phases applied to each piezoelectric element.
  • the upper right figure describes the same phase mode in which input signals of the same phase are applied to all four piezoelectric elements, which corresponds to the case of the first embodiment.
  • the lower right figure shows the mixed phase mode, where the input signal of the first phase is applied to the 1st and 4th piezoelectric elements (first group), and 180 degrees inverted to the 2nd and 3rd piezoelectric elements (second group).
  • the input signal of the second phase is applied. This is the case in the second embodiment.
  • an ultrasonic transducer implemented by dividing a cylindrical piezoelectric element into quarters is illustrated.
  • an ultrasonic transducer having four piezoelectric elements of the shape as shown in FIG. 2 can be implemented.
  • an ultrasonic transducer having N piezoelectric elements by dividing a circular piezoelectric element into N equal parts.
  • the multi-focal point has an effect on the tissue of a wider area of the acoustic radiation force of the ultrasonic wave compared to the single focal point.
  • a technique for measuring intraocular pressure using ultrasonic acoustic radiation force capable of measuring the elastic modulus of a tissue.
  • the amount of movement of the tissue increases during the elasticity measurement process. Because it becomes uniform, it becomes possible to obtain high-resolution elasticity information.
  • the intraocular pressure can be measured with only a small amount of movement, it is possible to measure the intraocular pressure by forming a single focal point.
  • the ultrasonic transducer 110 transmits the ultrasonic signal generated by the plurality of piezoelectric elements 111 to the eyeball 10 and then receives the reflected signal.
  • the reflected signal received by the ultrasonic transducer 110 is amplified through the receiving amplifier 135 and then transmitted to the signal processor 130.
  • the reception amplifier 135 may include two reception amplifiers 135-1 and 135-2 to correspond to two groups of piezoelectric elements as shown in FIG. 1.
  • the signal processor 130 measures the elasticity of the eyeball surface by analyzing the received ultrasound signal.
  • an eyeball image may be obtained and output through the display 140. Acquiring an image from an ultrasound signal corresponds to a known technique, and thus a detailed description thereof will be omitted.
  • Elasticity is one of the characteristic values of human tissue and can be obtained by using the degree of deformation of the tissue measured when the same force is applied. At this time, the force applied per unit area is called stress, and the degree of deformation is called strain, and the Young's modulus is defined as a ratio of stress to strain.
  • the signal processor 130 may measure the elasticity of the eyeball surface using the ultrasonic signal and obtain an intraocular pressure corresponding thereto from the measured elasticity value.
  • the magnitude of intraocular pressure can be easily converted by multiplying the currently measured elasticity value by a preset conversion factor.
  • the conversion coefficient is a coefficient for converting an elastic value into an intraocular pressure value, and may be predetermined and formalized through an analysis of the relationship between the measured elastic modulus and the actual intraocular pressure, which is experimental data obtained for subjects.
  • the signal processor 130 may output not only the magnitude of the intraocular pressure corresponding to the elasticity of the eyeball surface, but also whether the intraocular pressure is normal. For example, it is possible to determine whether the intraocular pressure is normal by comparing the amount of the converted intraocular pressure with the intraocular pressure in a normal range or a corresponding threshold value, and output the determination result.
  • an ultrasonic application signal for acquiring elasticity information may be configured as follows.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the form of a signal applied to an ultrasonic transducer to obtain elastic information in an embodiment of the present invention.
  • the same phase reference signal hereinafter, referred to as the reference signal
  • the mixed phase pushing signal hereinafter, referred to as the pushing signal
  • the same phase detection signal hereinafter, referred to as the signal for detection
  • the signal generator 120 applies a first driving mode for applying a reference signal as a starting point for measuring the amount of movement (displacement) of the medium, and a pushing signal for shaking the medium.
  • the second driving mode and the third driving mode for applying a detection signal having the same signal type as the first driving mode are sequentially driven immediately after the pushing signal is applied.
  • the reference signal is for obtaining the image of the ultrasound reception signal as the reference, and in the case of the pushing signal, it is for inducing displacement by applying stress to the eyeball surface, and in the case of the detection signal, This is to detect a change (amount of movement over time) in an image of an ultrasonic reception signal.
  • the ultrasonic transducer 110 transmits ultrasonic waves according to the first, second, and third driving modes and receives a reflected signal therefor for each mode. Then, the signal processor 130 compares the second ultrasonic reception signal obtained when the detection signal is applied with the first ultrasonic reception signal obtained when the reference signal is applied, measures the amount of movement of the eyeball surface, and calculates the amount of movement. The corresponding elasticity can be calculated.
  • the same phase mode is used to apply an input signal of the same phase to all piezoelectric elements, and a second is applied to a pushing signal.
  • a mixed phase mode is used in which an input signal of a first phase and a second phase, which is an inverted phase thereof, is separately applied to the piezoelectric elements of the first group and the second group, respectively.
  • Multiple focus points are formed by the pushing signal in the mixed phase mode, whereby a more precise amount of tissue movement can be obtained by the detection signal in the same phase mode.
  • the frequency, number of cycles, amplitude, etc. of each transmission signal can be adjusted according to the target, and an adaptive signal processing technique may be applied for customized diagnosis.
  • the second driving mode may be configured as a co-phase mode instead of a mixed-phase mode.
  • the analysis result of the ultrasonic reception signal obtained by configuring all the first to third modes in the same phase mode is mixed with the analysis result of the ultrasonic reception signal obtained by configuring the second mode as a mixed phase mode as shown in FIG. 4, more precise intraocular pressure is achieved. Measurement may be possible.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a concept of a case where a polarization reversal technique is applied to a piezoelectric element
  • FIG. 6 is a diagram showing a result of finite element analysis (FEA) simulation for a polarization reversal technique.
  • FEA finite element analysis
  • the inversion layer technique is a technique using a structure (A) in which two piezoelectric elements 1 and 2 having opposite polarization directions are bonded back and forth with respect to the traveling direction of the ultrasonic signal.
  • A structure in which two piezoelectric elements 1 and 2 having opposite polarization directions are bonded back and forth with respect to the traveling direction of the ultrasonic signal.
  • multiple frequency components are generated from one piezoelectric element to which the polarization reversal technique is applied and are focused on the tissue surface.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating a case where a polarization reversal technique is applied to each piezoelectric element in the ultrasonic transducer of FIG. 1.
  • each of the plurality of piezoelectric elements 111 in the ultrasonic transducer 110 has a structure in which two piezoelectric elements 111a and 111b having opposite polarization directions are bonded back and forth with respect to the traveling direction of the ultrasonic signal. Able to know.
  • ultrasonic waves having multiple frequency components may be generated from the plurality of piezoelectric elements 111. That is, in the case of the same phase mode, a single focusing point composed of multiple frequency components may be generated, and in the case of the mixed phase mode, multiple focusing points each composed of multiple frequency components may be generated.
  • the acoustic radiation force is related to the attenuation coefficient and the ultrasonic intensity. As the attenuation increases, the magnitude of the force transmitted to the medium increases, but the intensity of the ultrasonic waves decreases. In this case, since the attenuation depends on the frequency and the transmission depth, the optimum frequency may be applied differently depending on the application. Therefore, when ultrasonic waves are transmitted and received using transducers having various frequency bands, optimized acoustic radiation power can be obtained regardless of a tradeoff according to frequencies.
  • a surface formed by piezoelectric elements in the ultrasonic transducer 110 may be processed into a concave shape, thereby enhancing the focusing ability of ultrasonic waves.
  • the ultrasonic transducer 110 may include a single-sided concave lens in order to improve the surface focusing ability of the piezoelectric elements.
  • the apparatus for measuring intraocular pressure proposed in the present invention can diagnose both contact and non-contact methods. In particular, both the patient's eyes closed and the eyes open can be measured.
  • the ultrasonic transducer When the eyes are closed, the ultrasonic transducer is placed on the surface of the eyelid in a contact or non-contact manner to transmit and receive ultrasonic energy, and when the eyes are open, the ultrasonic transducer is placed in the front of the eye in a non-contact manner to transmit and receive ultrasonic energy. do.
  • the eyelid information may be removed and then the eyeball elasticity information may be obtained.
  • the intraocular pressure measuring apparatus of the present invention can be selectively operated in a non-contact or contact manner according to the patient's condition.
  • An embodiment of the present invention uses a pulse compression technique after transmitting and receiving coded signals (chirp, Barker, Golay, etc.) as a detection signal in the same phase mode in order to maximize the accuracy of the eyeball elasticity information by the ultrasonic acoustic radiation force.
  • coded signals chirp, Barker, Golay, etc.
  • the pulse compression technique is a signal processing technique that transmits a pulse with a long pulse length and a low maximum power to obtain the same effect as transmitting a pulse with a short pulse length and a large maximum power.
  • elastic information having a high signal-to-noise ratio can be obtained.
  • an adaptive signal processing technique capable of increasing accuracy even in a state of eye structure and intraocular pressure different for each patient can be applied.
  • Adaptive signal processing technology is a technology applied to various fields such as system identification, inverse modeling, prediction, and interference cancellation. Say that.
  • the coefficients used in signal processing are different for each patient according to different eye structures, especially curvature.
  • the characteristics of the received signal vary according to different eye curvatures for each patient.
  • the patient can measure the intraocular pressure by contacting or non-contacting the ultrasound probe on the eyelid with not only the eyes open but also the eyes closed, the patient feels pain or It relieves discomfort, etc., and can conveniently measure intraocular pressure without feeling of tension.
  • an ultrasonic transducer to which a split beam technique or a polarization reversal technique is applied, and a specially designed signal sequence may be used to enhance the acoustic radiation force, and efficient elastic information may be obtained based on this.
  • the pulse compression technique can increase the signal-to-noise ratio
  • the adaptive signal processing technique can increase the accuracy even in conditions of eye structure and intraocular pressure that are different for each patient.

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Abstract

본 발명은 초음파 음향 방사력을 이용한 안압 측정 장치에 관한 것이다. 본 발명에 따르면, 초음파 음향 방사력을 이용한 안압 측정 장치에 있어서, 어레이 형태로 배열된 복수의 압전 소자를 포함하고 상기 복수의 압전 소자에 의해 발생한 초음파 신호를 안구에 송신 후 반사 신호를 수신하는 초음파 변환기와, 상기 복수의 압전 소자의 위상을 조절하기 위한 입력 신호를 상기 복수의 압전 소자 각각에게 인가하는 신호 발생기, 및 초음파 변환기에 수신된 초음파 수신 신호를 분석하여 안구 표면의 탄성을 계측하는 신호 처리기를 포함하는 안압 측정 장치를 제공한다. 본 발명에 따르면, 초음파를 에너지원으로 이용함으로써 실시간으로 정확한 안압 측정을 위한 탄성 정보를 얻을 수 있을 뿐만 아니라 안구 영상도 얻을 수 있다.

Description

초음파 음향 방사력을 이용한 안압 측정 장치
본 발명은 초음파 음향 방사력을 이용한 안압 측정 장치에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 녹내장 치료 시점을 정확하게 예측하도록 초음파 음향 방사력(acoustic radiation force)을 이용한 안구의 탄성 계측을 통하여 안압을 측정할 수 있는 장치에 관한 것이다.
안압 측정은 안질환 환자에게 시행되는 가장 기본적인 검사 중 하나로서, 최근 안압이 비정상적으로 높아서 시신경이 손상되는 녹내장 환자가 급속히 증가함에 따라 안압을 효율적으로 측정할 수 있는 안압계의 수요가 크게 증가하고 있다.
정확한 안압 측정은 녹내장 위험성 스크리닝 및 녹내장이 진행 중인 환자들의 효율적인 진단 및 치료, 그리고 치료 후 경과를 관찰하는 과정에 있어서도 매우 중요한 역할을 하고 있다.
현재 사용되고 있는 안압 측정 방식은 크게 접촉식과 비접촉식으로 나뉜다.
접촉식은 함입과 압평 안압계로 분류할 수 있는데, 함입 안압계는 일정 중량을 각막 상에 올려 놓았을 때, 각막의 패임을 측정하여 안압을 측정하는 장치이며, 압평 안압계는 각막 중앙부를 압박하여 일정한 면적까지 편평하게 하는데 필요한 힘을 측정하여 안압을 재는 방법이다. 그러나 이 경우 시간이 많이 소요될 뿐만 아니라, 점안 마취제를 사용한 각막의 마취가 필요하고, 형광 염색 시약을 점안하고 현미경으로 관찰해야 하는 벤치타입으로써 안과 검사실에서만 진단이 가능하기 때문에 이동이 불편한 환자의 경우 측정이 용이하지 않은 한계점이 있다.
이러한 한계를 극복하기 위한 또 다른 접촉식 안압계로 유발과 충돌의 원리를 기반으로 안압을 측정하는 장비가 있다. 이 장비는 측정 시간이 빠르고 휴대성이 용이하다는 장점이 있으나, 탐침이 각막과 충돌해야 하기 때문에 환자가 긴장하게 되고 충돌 시 통증이 수반되는 문제를 가진다.
이러한 접촉식 방법과는 달리 비접촉 안압계는 압축 공기를 방출해서 각막의 표면 반사가 변화되는 것을 이용해서 안압을 측정하는데, 이러한 방법은 비접촉식이라서 환자에게 매우 편리하지만 여전히 압축공기를 뿜어내서 환자의 안구에 조사되기에 환자가 긴장하게 되고 불쾌감을 느끼기 쉬우며, 무엇보다 정확도가 접촉식에 비해 떨어지는 문제점이 있다.
상기 언급한 바와 같이, 기존의 안압 측정 기기는 눈을 감지 않은 상태에서 물리적으로 안구와 탐침이 접촉하거나 빛과 압축 공기를 이용해서 비접촉식으로 안압을 측정하기 때문에 환자에게 통증 및 긴장감 유발과 같은 큰 불편함을 초래하거나 정확도가 낮은 경우가 많아 새로운 에너지원을 이용한 안압 측정 기술의 개발이 요구되고 있다.
더욱이, 최근 녹내장으로 고통 받는 환자들이 증가하는 추세이며, 빠르고 편리하면서도 정확도가 높은 안압 측정 기기의 필요성이 증대되고 있다. 또한 병원에서 사용하는 것에 국한된 것이 아니라, 가정에서도 쉽고 편리하게 사용할 수 있는 의료기기에 대한 니즈 (needs)가 형성되고 있다. 따라서, 안압 측정시 정확도를 증가시키는 동시에 환자의 불편함을 최소화할 수 있는 새로운 안압 측정 기술이 요구되는 실정이다.
본 발명의 배경이 되는 기술은 한국공개특허 제2019-0074637호(2019.06.28)에 개시되어 있다.
본 발명은 초음파 음향 방사력을 이용하여 얻은 안구의 탄성 정보를 통하여 안압을 정확하게 측정할 수 있는 초음파 음향 방사력을 이용한 안압 측정 장치를 제공하는데 목적이 있다.
본 발명은, 초음파 음향 방사력을 이용한 안압 측정 장치에 있어서, 어레이 형태로 배열된 복수의 압전 소자를 포함하고 상기 복수의 압전 소자에 의해 발생한 초음파 신호를 안구에 송신 후 반사 신호를 수신하는 초음파 변환기와, 상기 복수의 압전 소자의 위상을 조절하기 위한 입력 신호를 상기 복수의 압전 소자 각각에게 인가하는 신호 발생기, 및 초음파 변환기에 수신된 초음파 수신 신호를 분석하여 안구 표면의 탄성을 계측하는 신호 처리기를 포함하는 안압 측정 장치를 제공한다.
또한, 상기 복수의 압전 소자는, 상기 신호 발생기로부터 동일 위상의 입력 신호를 각각 인가받고, 상기 초음파 변환기는, 동일 위상의 입력 신호에 대응하여 상기 복수의 압전 소자로부터 단일 집속점(single-focal point)의 초음파를 생성할 수 있다.
또한, 상기 복수의 압전 소자는, 상기 신호 발생기로부터 서로 다른 제1 및 제2 위상 중 어느 한 위상의 입력 신호를 인가받고, 상기 초음파 변환기는, 상기 제1 및 제2 위상이 혼합된 혼합 위상의 입력 신호에 대응하여 상기 복수의 압전 소자로부터 다중 집속점(multi-focal point)의 초음파를 생성할 수 있다.
또한, 상기 복수의 압전 소자는 배열 위치에 따라 제1 및 제2 그룹으로 구분되며, 상기 신호 발생기는, 제1 위상의 입력 신호를 상기 제1 그룹의 압전 소자에게 각각 인가하고, 상기 제1 위상에서 반전된 제2 위상의 입력 신호를 상기 제2 그룹의 압전 소자에게 각각 인가할 수 있다.
상기 복수의 압전 소자는, 상기 제1 그룹의 압전 소자와 상기 제2 그룹의 압전 소자가 서로 이웃하도록 번갈아 배열될 수 있다.
또한, 상기 복수의 압전 소자 각각은, 서로 반대의 분극 방향을 가진 두 개의 압전 소자가 초음파 신호의 진행 방향에 따라 전후 접합된 구조이고, 상기 초음파 변환기는, 상기 복수의 압전 소자로부터 다중 주파수 성분을 가진 초음파를 생성할 수 있다.
또한, 상기 압전 소자는, 단일 소재에 의한 벌크(bulk) 타입 또는 복합 소재에 의한 복합체(composite) 형태로 구현될 수 있다.
또한, 상기 초음파 변환기는, 일면에 오목 렌즈를 구비할 수 있다.
또한, 상기 초음파 변환기는, 피검자가 눈을 감은 상태일 때 눈꺼풀 표면 상에 접촉 또는 비접촉한 상태로 초음파 신호를 송수신하고, 눈을 뜬 상태일 때 안구 전방에 비접촉한 상태로 초음파 신호를 송수신할 수 있다.
또한, 상기 신호 처리기는, 상기 안구 표면의 탄성에 대응하는 안압의 크기 또는 안압의 정상 여부를 출력할 수 있다.
또한, 상기 신호 처리기는, 상기 초음파 수신 신호로부터 상기 안구 표면의 이동량을 측정하고, 상기 안구 표면의 이동량에 대응하는 안구 표면의 탄성 계수를 계산할 수 있다.
또한, 상기 신호 발생기는, 매질의 이동량 측정을 위한 시작점이 되는 기준 신호(reference signal)를 인가하는 제1 구동 모드, 매질을 흔들어주기 위한 푸싱 신호(pushing signal)를 인가하는 제2 구동 모드, 그리고 푸싱 신호 인가 직후 상기 제1 구동 모드와 동일한 신호 타입을 가진 검출용 신호(detection signal)를 인가하는 제3 구동 모드를 순차적으로 구동시킬 수 있다.
또한, 상기 신호 처리기는, 상기 기준 신호 인가 시 획득된 제1 초음파 수신 신호 대비 상기 검출용 신호 인가 시에 획득한 제2 초음파 수신 신호를 비교하여, 상기 안구 표면의 이동량을 측정하고 상기 이동량에 대응하는 탄성을 계산할 수 있다.
또한, 상기 제1 및 제3 구동 모드는, 상기 복수의 압전 소자에게 동일 위상의 입력 신호를 인가하는 동일 위상 모드이고, 상기 제2 구동 모드는, 제1 위상의 입력 신호과 그의 반전 위상인 제2 위상의 입력 신호를 각각 제1 그룹의 압전 소자와 제2 그룹의 압전 소자에게 인가하는 혼합 위상 모드일 수 있다.
또한, 상기 제1 내지 제3 구동 모드는, 모두 상기 복수의 압전 소자에게 동일 위상의 입력 신호를 인가하는 동일 위상 모드일 수 있다.
본 발명에 따르면, 초음파를 에너지원으로 이용함으로써 실시간으로 정확한 안압 측정을 위한 탄성 정보를 얻을 수 있을 뿐만 아니라 안구 영상도 얻을 수 있다.
또한, 본 발명에 의하면, 환자가 눈을 뜬 상태뿐만 아니라 눈을 감은 상태에서 눈꺼풀 위에 초음파 프로브를 접촉 혹은 비접촉시켜서 안압을 측정할 수 있기 때문에, 기존의 안압 측정 방식과는 달리 환자가 느끼는 통증 또는 불쾌감 등을 해소하고 긴장감 없이 편리하게 안압을 측정할 수 있다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 초음파 음향 방사력을 이용한 안압 측정 장치의 구성을 나타낸 도면이다.
도 2는 본 발명의 실시예에 따른 초음파 변환기에 적용되는 동일 위상 모드 및 혼합 위상 모드를 설명하는 도면이다.
도 3은 도 2에 도시된 동일 위상 모드 및 혼합 위상 모드에 따라 각각 생성된 단일 집속점 및 다중 집속점의 초음파 신호를 나타낸 도면이다.
도 4는 본 발명의 실시예에서 탄성 정보 획득을 위해 초음파 변환기에 인가하는 신호 형태를 설명한 도면이다.
도 5는 압전 소자에 분극 역전 기술을 적용한 경우의 개념을 설명하기 위한 도면이다.
도 6은 분극 역전 기술에 대한 FEA 시뮬레이션 결과를 나타낸 도면이다.
도 7은 도 1의 초음파 변환기 내의 각 압전 소자에 분극 역전 기술을 적용한 경우를 나타낸 도면이다.
도 8은 본 발명의 실시예에 따른 펄스 압축 기법에 대한 개념을 나타낸 것이다.
그러면 첨부한 도면을 참고로 하여 본 발명의 실시 예에 대하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 그러나 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하는 실시 예에 한정되지 않는다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략하였으며, 명세서 전체를 통하여 유사한 부분에 대해서는 유사한 도면 부호를 붙였다.
명세서 전체에서, 어떤 부분이 다른 부분과 "연결"되어 있다고 할 때, 이는 "직접적으로 연결"되어 있는 경우뿐 아니라, 그 중간에 다른 소자를 사이에 두고 "전기적으로 연결"되어 있는 경우도 포함한다. 또한 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있는 것을 의미한다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 초음파 음향 방사력을 이용한 안압 측정 장치의 구성을 나타낸 도면이다.
도 1에 나타낸 것과 같이, 본 발명의 실시예에 따른 안압 측정 장치(100)는 초음파 변환기(110), 신호 발생기(120), 그리고 신호 처리기(130)를 포함한다.
초음파 변환기(110)(초음파 변환자)는 어레이(array) 형태로 배열된 복수의 압전 소자(111)와 이를 내장하기 위한 하우징을 포함하여 구성된다. 도 1의 경우 2×2 형태로 분할된 4개의 압전 소자를 포함한 것을 예시하고 있다. 여기서 압전 소자는 단일 소재에 의한 벌크(bulk) 타입 또는 복합 소재에 의한 복합체(composite) 형태로 구현될 수 있다. 또한 복수의 압전 소자(111)는 단일한 하나의 압전 소자를 다수 개로 분할 가공하는 것을 통해서 쉽게 획득될 수 있다.
초음파 에너지는 인체에 무해하고 음향 임피던스 차가 적절할 경우 안구 내부로 충분한 에너지가 송수신될 수 있는 장점이 있다. 본 발명의 실시예는 이러한 초음파를 에너지원으로 사용함으로써 안압 측정을 위한 탄성 정보를 정확하게 얻을 수 있다.
일반적인 초음파 변환자는 한 개의 압전 소자를 사용해서 초음파를 송수신하므로, 한 곳에만 빔이 집속되며 유발되는 매질의 이동량이 작고 균일하지 않은 문제가 있다.
이와 달리, 본 발명에 사용된 초음파 변환자는 도 1에서와 같이 같이 초음파 구경 형태가 단일 소자가 아닌 두 개 이상으로 분할된(segmented) 소자 형태를 가지고 있다. 이러한 구조에 따르면 다수의 초음파 변환자를 사용하는 것과는 달리 초음파 에너지를 매우 정밀하게 일정 영역에 모이도록 할 수 있고 해당 영역에서 하나 또는 다중의 집속점을 형성할 수 있어 정밀 진단이 가능한 이점을 제공한다.
도 1은 네 개로 분할된 소자 형태를 예시로 설명하고 있지만 본 발명의 실시예가 반드시 이에 한정되지 않으며 적어도 2개 이상 분할된 소자 형태를 가진 초음파 변환자에 모두 적용될 수 있다. 분할 소자의 단면 형태는 반드시 사각형 형태로 한정되지 않는다.
신호 발생기(120)는 복수의 압전 소자(111)의 위상을 조절하기 위한 입력 신호를 생성하여 복수의 압전 소자(111) 각각에게 인가한다. 신호 발생기(120)는 위상 조절기(125)게 보낸 제어 신호(명령)에 따라 소정 입력 신호를 생성하여 해당 압전 소자(111)로 각각 전달할 수 있다. 위상 조절기(125)는 입력 신호에 대한 위상, 인가 시간, 주기 등을 결정할 수 있다.
본 발명의 실시예에서 압전 소자는 2개의 그룹으로 구분될 수 있다. 복수의 압전 소자(111)는 배열 위치에 따라 제1 그룹과 제2 그룹으로 구분되며, 제1 그룹의 압전 소자와 제2 그룹의 압전 소자가 서로 이웃하도록 번갈아 배열된다. 도 1의 경우 상하 및 좌우의 모든 방향에 대해 제1 그룹의 압전 소자와 제2 그룹의 압전 소자와 서로 이웃한 형태를 가진다.
여기서, 신호 발생기(120)는 두 그룹의 압전 소자에 대해 모두 동일 위상의 입력 신호를 인가함으로써 단일 집속점의 초음파를 만들 수도 있고(제1 실시예), 두 그룹의 압전 소자에 대해 서로 반전된 위상의 입력 신호를 인가함으로써 다중 집속점의 초음파를 만들 수 있다(제2 실시예).
먼저, 제1 실시예를 설명하면, 초음파 변환기(110) 내 복수의 압전 소자(111)에는 모두 동일 위상(예: 제1 위상)의 입력 신호가 각각 인가된다.
이 경우, 초음파 변환기(110)는 동일 위상의 입력 신호에 대응하여 복수의 압전 소자(111)로부터 단일 집속점(single-focal point)의 초음파를 생성하게 된다. 이에 따라, 안구 표면에 대해 단일 집속점의 초음파를 인가할 수 있다.
여기서, 신호 발생기(120)는 도 1과 같이 제1 및 제2 신호 발생기(120-1,120-2)를 포함하는데, 제1 신호 발생기(120-1)에서 제1 위상의 입력 신호를 생성 후 제1 송신 증폭기(115-1)를 통해 증폭시켜 제1 그룹의 압전 소자에 각각 인가하고, 이와 동시에 제2 신호 발생기(120-2)에서도 제1 위상의 입력 신호를 생성 후 제2 송신 증폭기(115-2)를 통해 증폭시켜 제2 그룹의 압전 소자에 인가하면 된다.
다음, 제2 실시예의 경우, 초음파 변환기(110) 내의 복수의 압전 소자(111)에는 신호 발생기(120)로부터 생성된 서로 다른 제1 및 제2 위상 중 어느 한 위상의 입력 신호가 인가된다.
구체적으로, 제1 그룹의 압전 소자에는 제1 위상이 인가되고 제2 그룹의 압전 소자는 제2 위상(제1 위상의 반전 위상)이 인가되므로, 결과적으로 두 가지 위상(제1 위상, 제2 위상)이 혼합된 혼합 위상의 입력 신호가 초음파 변환기(110)에 인가된다.
이에 따라, 초음파 변환기(110)는 혼합 위상의 입력 신호에 대응하여 복수의 압전 소자(111)로부터 다중 집속점(multi-focal point)의 초음파를 생성하게 된다. 따라서 제2 실시예의 경우 안구 표면에 대해 다중 집속점의 초음파를 인가할 수 있다.
물론, 이 경우, 제1 신호 발생기(120-1)에서 제1 위상의 입력 신호를 생성 후 제1 송신 증폭기(115-1)를 통해 증폭시켜 제1 그룹의 압전 소자에 인가하고, 이와 동시에 제2 신호 발생기(120-2)를 통해 제1 위상과 반전된 제2 위상의 입력 신호를 생성 후 제2 송신 증폭기(115-2)를 통해 증폭시켜 제2 그룹의 압전 소자에 인가하면 된다. 이에 따르면, 상하 및 좌우로 이웃한 소자들 간에 제1 위상과 제2 위상이 서로 교번하여 입력되게 된다.
도 2는 본 발명의 실시예에 따른 초음파 변환기에 적용되는 동일 위상 모드 및 혼합 위상 모드를 설명하는 도면이고, 도 3은 도 2에 도시된 동일 위상 모드 및 혼합 위상 모드에 따라 각각 생성된 단일 집속점 및 다중 집속점의 초음파 신호를 나타낸 도면이다.
우선, 도 2의 좌측 그림은 초음파 변환기에 포함된 4개의 압전 소자를 나타내고, 우측 그림은 각 압전 소자에 인가되는 위상에 따라 동일 위상 모드와 혼합 위상 모드를 구분하여 나타낸 것이다.
우측 상단 그림은 4개의 모든 압전 소자에 대해 동일 위상의 입력 신호가 인가되는 동일 위상 모드를 설명한 것으로 이는 제1 실시예의 경우에 해당한다.
그리고 우측 하단 그림은 혼합 위상 모드를 나타낸 것으로, 1,4번째 압전 소자(제1 그룹)에는 제1 위상의 입력 신호가 인가되는 동시에, 2,3번째 압전 소자(제2 그룹)에는 180도 반전된 제2 위상의 입력 신호가 인가된다. 이는 제2 실시예의 경우에 해당한다.
참고로 이러한 도 2의 경우 원통형 구조의 압전 소자를 4등분하여 구현한 초음파 변환기를 예시한 것이다. 원통형의 압전 소자를 4등분하면, 도 2와 같은 형태의 4개의 압전 소자를 가진 초음파 변환기를 구현할 수 있다. 물론 원통형이 아닌 구형의 압전 소자를 N 등분하여 N개의 압전 소자를 가진 초음파 변환기를 구현할 수도 있다.
도 3은 각 모드에 대한 시뮬레이션 결과로서, 동일 위상 모드의 경우 4개의 압전 소자를 통해 단일의 집속점이 형성되고, 이와 달리 혼합 위상 모드의 경우 4개의 압전 소자를 통해 4개의 다중 집속점이 형성된 것을 알 수 있다. 즉, 위상이 동일한 신호가 분할 소자들에 동시에 인가되면 단일 집속점이 형성되고, 위상이 서로 다르게 혼합된 신호들이 분할 소자에 동시에 인가되면 다중 집속점이 형성된다.
물론 이러한 도 3의 결과로부터 다중 집속점은 단일 집속점과 대비하여 초음파의 음향 방사력이 더욱 넓은 영역의 조직에 영향을 미치는 것을 알 수 있다.
본 실시예의 경우 조직의 탄성 계수를 측정할 수 있는 초음파 음향 방사력을 이용하여 안압을 측정하는 기술로, 상술한 다중 집속점을 이용할 경우 탄성 계측 과정에서 조직(안구 표면)의 이동량이 더 많아지고 균일해지기 때문에 고해상도의 탄성 정보를 획득하는 것이 가능해진다. 물론, 적은 이동량만으로 안압을 측정할 수 있다면 단일 집속점을 형성시켜 안압을 측정하는 것도 가능하다.
초음파 변환기(110)는 복수의 압전 소자(111)에 의해 발생한 초음파 신호를 안구(10)에 송신 후 반사 신호를 수신한다. 초음파 변환기(110)에 수신된 반사 신호는 수신 증폭기(135)를 통해 증폭 처리된 후 신호 처리기(130)로 전달된다. 여기서, 수신 증폭기(135)는 도 1과 같이 두 그룹의 압전 소자에 대응하도록 두 개의 수신 증폭기(135-1,135-2)를 포함하여 구성될 수 있다.
신호 처리기(130)는 전달받은 초음파 수신 신호를 분석하여 안구 표면의 탄성을 계측한다. 물론, 초음파 수신 신호를 분석하면 안구 영상을 획득하여 이를 디스플레이(140)를 통해 출력할 수도 있다. 초음파 신호로부터 영상을 획득하는 것은 기 공지된 기법에 해당하므로 상세한 설명은 생략한다.
일반적으로 안압이 정상 이상으로 높은 녹내장 환자의 경우 안구 표면의 탄성이 낮게 관측된다. 따라서, 안구의 탄성 계수가 낮을수록 안압이 높다는 것을 의미한다.
탄성은 인체 조직의 특성 값 중 하나로, 동일한 힘을 가했을 때 측정되는 조직의 변형되는 정도를 이용하여 구할 수 있다. 이때, 단위 면적당 가해지는 힘을 응력(stress; 스트레스), 변형되는 정도를 변형률(strain; 스트레인)이라고 하며, 탄성 계수(Young's modulus)는 변형률에 대한 응력의 비율 값으로 정의된다.
송수신된 초음파 파형 자체에는 물질의 탄성 정보를 측정할 수 있는 음향 방사력이 존재한다. 탄성 정보는 압력과 밀접하게 관련되어 있으므로, 음향 방사력을 효율적으로 이용해서 안구의 탄성을 측정하고 이러한 정보를 안압으로 정확하게 변환시킬 수 있다.
이와 같이, 신호 처리기(130)는 초음파 신호를 이용하여 안구 표면의 탄성을 계측하고 계측된 탄성 값으로부터 그에 대응된 안압을 획득할 수 있다. 간단한 예로, 현재 계측된 탄성 값에 미리 설정된 변환 계수를 곱함으로써 안압의 크기를 쉽게 환산할 수 있다. 변환 계수는 탄성 값을 안압 값으로 변환하기 위한 계수로서, 피험자들을 대상으로 얻은 실험 데이터인 실제 안압과 계측된 탄성 계수 간의 관계 분석을 통하여 미리 결정되고 정형화될 수 있다.
신호 처리기(130)는 안구 표면의 탄성에 대응하는 안압의 크기 뿐만 아니라 안압의 정상 여부를 출력할 수 있다. 예를 들어, 환산된 안압의 크기를 정상 범위의 안압 또는 해당 임계값과 비교하여 안압 정상 여부를 판정하고 판정 결과를 출력할 수 있다.
여기서, 신호 처리기(130)는 초음파 수신 신호로부터 안구 표면의 이동량을 측정하고, 안구 표면의 이동량에 대응하는 안구 표면의 탄성 계수를 계산한다. 본 발명의 실시예에서, 탄성 정보를 획득하기 위한 초음파 인가 신호는 다음과 같이 구성될 수 있다.
도 4는 본 발명의 실시예에서 탄성 정보 획득을 위해 초음파 변환기에 인가하는 신호 형태를 설명한 도면이다.
도 4와 같이, 안구에 대한 탄성 정보 획득을 위하여 동일 위상 기준 신호(이하, 기준 신호), 혼합 위상 푸싱 신호(이하, 푸싱 신호), 동일 위상 검출 신호(이하, 검출용 신호)가 초음파 변환기(110)에 순차적으로 인가된다.
이와 관련하여, 신호 발생기(120)는 매질의 이동량(변위) 측정을 위한 시작점이 되는 기준 신호(reference signal)를 인가하는 제1 구동 모드, 매질을 흔들어주기 위한 푸싱 신호(pushing signal)를 인가하는 제2 구동 모드, 그리고 푸싱 신호 인가 직후 상기 제1 구동 모드와 동일한 신호 타입을 가진 검출용 신호(detection signal)를 인가하는 제3 구동 모드를 순차적으로 구동시킨다.
기준 신호는 기준이 되는 초음파 수신 신호의 영상을 얻기 위한 것이고, 푸싱 신호의 경우 안구 표면에 스트레스를 인가하여 변위를 유도하기 위한 것이며, 검출용 신호의 경우 푸싱 신호 인가 직후에 복귀하는 동안의 조직의 변화(시간에 따른 이동량)를 초음파 수신 신호의 영상에서 검출하기 위한 것이다.
초음파 변환기(110)는 제1, 제2, 제3 구동 모드에 따라 초음파를 송신하고 그에 대한 반사 신호를 각 모드에 대해 수신한다. 그러면, 신호 처리기(130)는 기준 신호 인가 시에 획득한 제1 초음파 수신 신호에 대비하여 검출용 신호 인가 시에 획득한 제2 초음파 수신 신호를 비교하여, 안구 표면의 이동량을 측정하고, 이동량에 대응하는 탄성을 계산할 수 있다.
도 4의 경우, 기준 신호 및 검출용 신호를 인가하는 제1 및 제3 구동 모드의 경우, 모든 압전 소자에게 동일 위상의 입력 신호를 인가하는 동일 위상 모드를 사용하고, 푸싱 신호를 인가하는 제2 구동 모드의 경우 제1 위상 및 그의 반전 위상인 제2 위상의 입력 신호를 각각 제1 그룹 및 제2 그룹의 압전 소자에게 개별 인가하는 혼합 위상 모드를 사용한 경우를 나타낸다.
혼합 위상 모드의 푸싱 신호에 의해 다중 집속점이 형성되고, 이로 인해 보다 정밀한 조직의 이동량은 동일 위상 모드의 검출 신호에 의해 획득 가능해진다. 이 경우 각각의 송신 신호의 주파수, 싸이클 수, 진폭 등은 타겟에 맞춰서 조절이 가능하며, 맞춤형 진단을 위해 적응적(adaptive) 신호 처리 기술이 적용될 수도 있다.
또한, 도시되지 않았으나, 도 4와 달리 제2 구동 모드를 혼합 위상 모드가 아닌 동일 위상 모드로 구성할 수도 있다. 여기서, 제1 내지 제3 모드를 모두 동일 위상 모드로 구성하여 얻은 초음파 수신 신호의 분석 결과를 도 4와 같이 제2 모드를 혼합 위상 모드로 구성하여 얻은 초음파 수신 신호 분석 결과와 혼합하면 보다 정밀한 안압 측정이 가능할 수 있다.
도 5는 압전 소자에 분극 역전 기술을 적용한 경우의 개념을 설명하기 위한 도면이고, 도 6은 분극 역전 기술에 대한 FEA(finite element analysis) 시뮬레이션 결과를 나타낸 도면이다.
도 5에 나타낸 것과 같이 분극 역전 기술(inversion layer technique)은 서로 반대의 분극 방향을 가진 두 개의 압전 소자(1,2)를 초음파 신호의 진행 방향에 대해 전후로 접합한 구조(A)를 사용한 기술로, 이를 이용하면 분극 역전 기술이 적용된 하나의 압전 소자로부터 다중 주파수 성분이 발생하여 조직 표면에 집속된다.
즉, 도 5에서와 같이 분극 역전 기술을 적용시키면, 다중 주파수 성분이 동시에 정확하게 조직의 한 점에 도달할 수 있다. 분극 역전 기술의 성능을 검증하기 위해 FEA 시뮬레이션을 수행한 결과는 도 6에 도시되어 있다.
도 7은 도 1의 초음파 변환기 내의 각 압전 소자에 분극 역전 기술을 적용한 경우를 나타낸 도면이다.
이러한 도 7에서 초음파 변환기(110) 내의 복수의 압전 소자(111) 각각은 서로 반대의 분극 방향을 가진 두 개의 압전 소자(111a,111b)를 초음파 신호의 진행 방향에 대해 전후로 접합한 구조를 가진 것을 알 수 있다.
이러한 도 7의 구조에 따라 복수의 압전 소자(111)로부터 다중 주파수 성분을 가진 초음파를 생성할 수 있다. 즉, 동일 위상 모드의 경우 다중 주파수 성분들로 구성된 단일의 집속점을 생성하고 혼합 위상 모드의 경우 다중 주파수 성분들로 각각 구성된 다중의 집속점을 생성할 수 있다.
이와 같이, 분극 역전 기술을 도 1의 분할된 초음파 변환자 기술 즉, 분할된 개별 압전 소자에 일괄 적용시키면, 단일 주파수 성분이 아닌 다중 주파수 성분들이 다중 집속점 또는 단일 집속점에 동시에 정렬하여 도달할 수 있다. 따라서, 증대된 이동량뿐만 아니라, 동시에 획득되는 각 주파수별 탄성 정보를 개별적으로 혹은 혼합적으로 안압 측정에 활용 가능하다.
또한, 음향 방사력은 감쇠 계수와 초음파 강도와 관련이 있다. 감쇠가 클수록 매질에 전달되는 힘의 크기가 커지지만, 초음파의 강도는 감소하게 된다. 이때, 감쇠는 주파수와 전달 깊이에 의존적이므로, 최적의 주파수는 어플리케이션에 따라 다르게 적용될 수 있다. 그러므로 다양한 주파수 대역을 가진 변환자를 이용하여 초음파를 송수신하게 되면 주파수에 따른 상충관계(tradeoff)에 관계 없이 최적화된 음향 방사력을 얻을 수 있다.
도 1 및 도 5과 같이 초음파 변환기(110) 내의 압전 소자들에 의해 형성된 일 표면(초음파가 송수신되는 표면)은 오목한 형태로 가공 형성될 수 있는데 이를 통해 초음파의 집속 능력을 높일 수 있다. 물론, 초음파 변환기(110)는 압전 소자들의 표면 집속 능력을 향상시키기 위하여 일면 오목 렌즈를 구비할 수 있다.
본 발명에서 제안한 안압 측정 장치는 접촉식과 비접촉식 방법 모두 진단 가능하다. 특히 환자가 눈을 감은 상태와 눈을 뜬 상태 모두 측정할 수 있다.
눈을 감은 상태일 때는 초음파 변환기를 눈꺼풀 표면에 접촉식 또는 비접촉식으로 배치한 상태에서 초음파 에너지를 송수신하고, 눈을 뜬 상태일 때는 초음파 변환기를 안구 전방에 비접촉식으로 배치한 상태에서 초음파 에너지를 송수신하면 된다. 또한 접촉식 방식의 경우 눈꺼풀 정보를 제거한 후 안구의 탄성 정보를 획득할 수 있다. 이와 같이, 본 발명의 안압 측정 장치는 환자의 상태에 따라 비접촉식 혹은 접촉식으로 선택적 운용이 가능하다.
본 발명의 실시예는 초음파 음향 방사력에 의한 안구 탄성 정보의 정확도를 극대화하기 위해, 동일 위상 모드의 검출 신호로 코드화된 신호들(chirp, Barker, Golay 등)을 송수신한 후 펄스압축기법을 사용하여 신호 대 잡음비를 증가 시킬 수 있다.
도 8은 본 발명의 실시예에 따른 펄스 압축 기법에 대한 개념을 나타낸 것이다. 펄스 압축 기법은 펄스의 길이가 길고, 최대전력이 적은 펄스를 송신하여 실제로는 펄스의 길이가 짧고, 최대전력이 큰 펄스를 송신하는 것과 같은 효과를 얻도록 하는 신호처리 기법으로, 제안된 기법의 검출 신호(제3 구동 모드의 검출용 신호)에 적용시키면 신호 대 잡음비가 높은 탄성 정보 획득이 가능하다.
이러한 특성을 나타내는 코드화된 신호들(coded excitation)의 종류에는 크게 쳐프(chirp), 바커(Barker), 골레이(Golay), 코드가 있다. 이처럼 검출용 신호에 펄스 압축 기법을 적용하여 신호 대 잡음비를 높일 수 있다. 상술한 코드화 신호들은 기 공지된 것에 해당하므로 상세한 설명은 생략한다.
또한, 본 발명에서는 환자마다 다른 안구 구조와 안압의 상태에서도 정확도를 증가시킬 수 있는 적응형 신호처리 기술을 적용할 수 있다. 적응형 신호처리 기술은 시스템 확인(identification), 역모델링, 예측 및 간섭 제거 등 다양한 분야에 적용되는 기술로, 닫힌 루프를 통해서 출력 신호와 원하는 신호와의 오차를 최소화할 수 있도록 경우에 따라 변화하는 것을 말한다. 즉, 환자마다 다른 안구 구조, 그 중에서도 곡률에 따라 신호처리에서 사용되는 계수를 다르게 가져가도록 하는 것이다. 초음파를 송수신할 때, 환자마다 다른 안구 곡률에 따라서 수신되는 신호의 특성이 다르게 나타나는데, 적응적 신호 처리 기술을 적용함으로써 이로 인한 오류를 최소화할 수 있다.
이상과 같은 본 발명에 따르면, 초음파를 에너지원으로 이용함으로써 실시간으로 정확한 안압 측정을 위한 탄성 정보를 얻을 수 있을 뿐만 아니라 안구 영상도 얻을 수 있다.
또한, 본 발명에 의하면, 환자가 눈을 뜬 상태뿐만 아니라 눈을 감은 상태에서 눈꺼풀 위에 초음파 프로브를 접촉 혹은 비접촉시켜서 안압을 측정할 수 있기 때문에, 기존의 안압 측정 방식과는 달리 환자가 느끼는 통증 또는 불쾌감 등을 해소하고 긴장감 없이 편리하게 안압을 측정할 수 있다.
또한, 분할 빔 기술 혹은 분극 역전 기술을 적용한 초음파 변환자 및 특별히 설계된 신호 시퀀스를 이용하여 음향 방사력을 증진시키고 이를 기반으로 효율적인 탄성 정보를 획득할 수 있다. 또한 펄스압축기법은 신호 대 잡음비를 높일 수 있으며, 적응형 신호처리 기술은 환자마다 다른 안구 구조와 안압의 상태에서도 정확도를 증가시킬 수 있다.
본 발명은 도면에 도시된 실시 예를 참고로 설명되었으나 이는 예시적인 것에 불과하며, 본 기술 분야의 통상의 지식을 가진 자라면 이로부터 다양한 변형 및 균등한 다른 실시 예가 가능하다는 점을 이해할 것이다. 따라서, 본 발명의 진정한 기술적 보호 범위는 첨부된 특허청구범위의 기술적 사상에 의하여 정해져야 할 것이다.

Claims (15)

  1. 초음파 음향 방사력을 이용한 안압 측정 장치에 있어서,
    어레이 형태로 배열된 복수의 압전 소자를 포함하고 상기 복수의 압전 소자에 의해 발생한 초음파 신호를 안구에 송신 후 반사 신호를 수신하는 초음파 변환기;
    상기 복수의 압전 소자의 위상을 조절하기 위한 입력 신호를 상기 복수의 압전 소자 각각에게 인가하는 신호 발생기; 및
    초음파 변환기에 수신된 초음파 수신 신호를 분석하여 안구 표면의 탄성을 계측하는 신호 처리기를 포함하는 안압 측정 장치.
  2. 청구항 1에 있어서,
    상기 복수의 압전 소자는,
    상기 신호 발생기로부터 동일 위상의 입력 신호를 각각 인가받고,
    상기 초음파 변환기는,
    동일 위상의 입력 신호에 대응하여 상기 복수의 압전 소자로부터 단일 집속점(single-focal point)의 초음파를 생성하는 안압 측정 장치.
  3. 청구항 1에 있어서,
    상기 복수의 압전 소자는,
    상기 신호 발생기로부터 서로 다른 제1 및 제2 위상 중 어느 한 위상의 입력 신호를 인가받고,
    상기 초음파 변환기는,
    상기 제1 및 제2 위상이 혼합된 혼합 위상의 입력 신호에 대응하여 상기 복수의 압전 소자로부터 다중 집속점(multi-focal point)의 초음파를 생성하는 안압 측정 장치.
  4. 청구항 3에 있어서,
    상기 복수의 압전 소자는 배열 위치에 따라 제1 및 제2 그룹으로 구분되며,
    상기 신호 발생기는,
    제1 위상의 입력 신호를 상기 제1 그룹의 압전 소자에게 각각 인가하고, 상기 제1 위상에서 반전된 제2 위상의 입력 신호를 상기 제2 그룹의 압전 소자에게 각각 인가하는 안압 측정 장치.
  5. 청구항 4에 있어서,
    상기 복수의 압전 소자는,
    상기 제1 그룹의 압전 소자와 상기 제2 그룹의 압전 소자가 서로 이웃하도록 번갈아 배열되는 안압 측정 장치.
  6. 청구항 1에 있어서,
    상기 복수의 압전 소자 각각은,
    서로 반대의 분극 방향을 가진 두 개의 압전 소자가 초음파 신호의 진행 방향에 따라 전후 접합된 구조이고,
    상기 초음파 변환기는,
    상기 복수의 압전 소자로부터 다중 주파수 성분을 가진 초음파를 생성하는 안압 측정 장치.
  7. 청구항 1에 있어서,
    상기 압전 소자는,
    단일 소재에 의한 벌크(bulk) 타입 또는 복합 소재에 의한 복합체(composite) 형태로 구현되는 안압 측정 장치.
  8. 청구항 1에 있어서,
    상기 초음파 변환기는,
    일면에 오목 렌즈를 구비하는 안압 측정 장치.
  9. 청구항 1에 있어서,
    상기 초음파 변환기는,
    피검자가 눈을 감은 상태일 때 눈꺼풀 표면 상에 접촉 또는 비접촉한 상태로 초음파 신호를 송수신하고, 눈을 뜬 상태일 때 안구 전방에 비접촉한 상태로 초음파 신호를 송수신하는 안압 측정 장치.
  10. 청구항 1에 있어서,
    상기 신호 처리기는,
    상기 안구 표면의 탄성에 대응하는 안압의 크기 또는 안압의 정상 여부를 출력하는 안압 측정 장치.
  11. 청구항 10에 있어서,
    상기 신호 처리기는,
    상기 초음파 수신 신호로부터 상기 안구 표면의 이동량을 측정하고, 상기 안구 표면의 이동량에 대응하는 안구 표면의 탄성 계수를 계산하는 안압 측정 장치.
  12. 청구항 1에 있어서,
    상기 신호 발생기는,
    매질의 이동량 측정을 위한 시작점이 되는 기준 신호(reference signal)를 인가하는 제1 구동 모드, 매질을 흔들어주기 위한 푸싱 신호(pushing signal)를 인가하는 제2 구동 모드, 그리고 푸싱 신호 인가 직후 상기 제1 구동 모드와 동일한 신호 타입을 가진 검출용 신호(detection signal)를 인가하는 제3 구동 모드를 순차적으로 구동시키는 안압 측정 장치.
  13. 청구항 12에 있어서,
    상기 신호 처리기는,
    상기 기준 신호 인가 시 획득된 제1 초음파 수신 신호 대비 상기 검출용 신호 인가 시에 획득한 제2 초음파 수신 신호를 비교하여, 상기 안구 표면의 이동량을 측정하고 상기 이동량에 대응하는 탄성을 계산하는 안압 측정 장치.
  14. 청구항 12에 있어서,
    상기 제1 및 제3 구동 모드는,
    상기 복수의 압전 소자에게 동일 위상의 입력 신호를 인가하는 동일 위상 모드이고,
    상기 제2 구동 모드는,
    제1 위상의 입력 신호과 그의 반전 위상인 제2 위상의 입력 신호를 각각 제1 그룹의 압전 소자와 제2 그룹의 압전 소자에게 인가하는 혼합 위상 모드인 안압 측정 장치.
  15. 청구항 12에 있어서,
    상기 제1 내지 제3 구동 모드는,
    모두 상기 복수의 압전 소자에게 동일 위상의 입력 신호를 인가하는 동일 위상 모드인 안압 측정 장치.
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