KR101465001B1 - Implantable device and wireless transmission apparatus - Google Patents

Abstract

The present invention relates to an implantable device and a wireless transmission apparatus. The wireless transmission apparatus includes an external device which includes a first transmission unit which transmits or receives power and a signal by wireless and a magnetic element which is fixed to the first transmission unit, and the implantable device which is implanted in a subject. The implantable device includes a second transmission unit which transmits or receives the power or the signal by wireless and a three-pole magnetic member which is fixed to the second transmission unit, is magnetically combined with the magnetic element, and includes a plurality of magnetic members which are combined to make the same polarity face each other. The first transmission unit includes a first coil which transmits or receives the power or the signal by wireless. The second transmission unit includes a second coil which transmits or receives the power or the signal by wireless. The magnetic element is fixed on the center axis of the first coil. The three-pole magnetic member is fixed on the center axis of the second coil.

Description

이식형 기기 및 무선 전송 장치{IMPLANTABLE DEVICE AND WIRELESS TRANSMISSION APPARATUS}[0001] IMPLANTABLE DEVICE AND WIRELESS TRANSMISSION APPARATUS [0002]

본 발명은 이식형 기기 및 무선 전송 장치에 관한 것으로, 보다 상세하게는 무선으로 신호나 전력을 수신할 수 있는 이식형 기기 및 무선 전송 장치에 관한 것이다.BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention [0001] The present invention relates to an implantable device and a wireless transmission device, and more particularly to an implantable device and a wireless transmission device capable of wirelessly receiving signals and electric power.

최근 들어, 고집적 회로 기술의 발전과 다양한 고분자 재료의 개발로 여러 분야에서 의료기기들의 소형화가 이루어지고 있으며, 더불어 의학기술의 발달로 체내에 안전하게 이식할 수 있도록 개발되고 있다. 이식형 전자 의료기기는 투약이나 수술법에 의해 치료가 불가능한 환자들에게 새로운 대안으로 제시되고 있으며, 이의 수요와 시술은 매년 급속히 늘어나고 있다. 이러한 이식형 전자 의료기기는 예를 들어, 이식형 보청기(implantable hearing aids), 이식형 인공심장박동기(implantable cardiac pacemaker), 이식형 심장충격기(implantable cardioverter defibrillator) 등의 여러 가지가 있다.In recent years, the development of highly integrated circuit technology and the development of various polymer materials have led to miniaturization of medical devices in various fields, and development of medical technology has been developed to enable safe implantation into the body. Implantable electronic medical devices are being offered as new alternatives to patients who can not be treated by medication or surgery, and their demand and treatment are rapidly increasing every year. Such implantable electronic medical devices include, for example, implantable hearing aids, implantable cardiac pacemakers, implantable cardioverter defibrillators, and the like.

이식형 전자 의료기기는 인체 외부의 체외기와 인체 내에 이식된 체내기 간에 신호나 전력을 전달하는 시스템을 필요로 한다. 예를 들어, 체내기는 체외기로부터 전달되는 신호에 따라 인체 내부에서 기능을 수행하거나, 체외기로부터 전달되는 전력에 의하여 충전되어 반영구적으로 인체 내부에서 기능을 수행할 수 있다. 예를 들어, 체외기는 체내기로부터 인체 내부의 생체 정보를 전달받아 환자나 의료 전문가에게 제공하는 기능을 수행할 수 있다.Implantable electronic medical devices require a system that transmits signals or power between the extracorporeal external body and the implanted body in the human body. For example, the system may perform functions in the human body according to a signal transmitted from the extracorporeal device, or may be charged by the power delivered from the extracorporeal device to perform functions in the human body semi-permanently. For example, the extracorporeal device can carry out a function of receiving biometric information from the body and providing it to a patient or a medical professional.

이식형 전자 의료기기는 크게 체외기와 체내기 간에 유선을 통해 신호나 전력을 전달하는 방식과, 무선으로 신호나 전력을 전달하는 방식으로 분류될 수 있다. 유선 전달 방식의 경우, 무선 전달 방식에 비해 효율 면에서 우수한 측면이 있지만, 체내 이식부의 신호/전원 수급용 커넥터에 세균 감염이 발생할 수 있으며, 체외기와 체내기 간을 연결하는 전선으로 인해 환자가 불쾌감을 느낄 수 있는 단점이 있다.Implantable electronic medical devices can be largely classified into two types: a method of transmitting a signal or power through a wire between an extracorporeal device and a body, and a method of transmitting a signal or power wirelessly. In the case of the wired transmission method, there is an advantage in terms of efficiency compared to the wireless transmission method. However, a bacterial infection may occur in the signal / power supply connector of the implantation part of the body, and the wire connecting the extracorporeal- There is a disadvantage that it can feel.

이에 따라 최근의 이식형 전자 의료기기들은 무선 전달 방식을 주로 사용하고 있으며, 체외기와 체내기 간에 무선으로 외부와 신호나 전력을 송신하거나 수신하는 시스템을 갖추고 있다. 예를 들어, 이식형 보청기의 경우, 인체 외부, 즉 측두골 측의 피부 외측에 마련된 체외기로부터 측두골 측의 피부 내측에 이식된 체내기로 무선으로 신호나 전력을 전달하는 시스템을 갖추고 있다. 인공 와우의 체외기는 외부 시스템의 마이크로폰에서 집음된 신호를 무선으로 내부 시스템에 전달하며, 체내기의 구동에 필요한 전력을 무선으로 공급한다.Therefore, recent implantable electronic medical devices mainly use wireless transmission method, and there is a system for transmitting and receiving signals and electric power between outside and outside of the body wirelessly. For example, in the case of a portable hearing aid, there is a system for wirelessly transmitting a signal or electric power to an internal body implanted in the inside of the skin of the temporal bone side from an extracorporeal device provided outside the human body, that is, outside the skin on the temporal bone side. The extracorporeal device of the cochlear implant transmits the signal collected from the microphone of the external system to the internal system wirelessly and wirelessly supplies the power required for driving the body.

이식형 전자 의료기기는 예를 들어, 체내기와 체외기의 송수신 코일 간의 전자기 결합을 이용한 경피형 전력전달(transcutaneous power transmission)에 의하여 체내 이식된 의료기기의 동작에 필요한 신호나 전력을 공급한다. 체외기 측에서 1차 코일에 강한 전류를 흘려주어 전력을 송신하면, 1차 코일에서 발생한 자기장에 의해 체내기 측의 2차 코일에서 유도되는 전류를 이용해 시스템을 구동하거나 충전 회로를 통해 체내기의 전원을 충전할 수 있다. 이때, 충전 효율을 최대화하기 위해서는 체외기 측의 1차 코일과 체내기 측의 2차 코일은 서로 평행한 것과 동시에 동일한 축 상에 배열되어 있어야 한다.Implantable electronic medical devices provide signals or power necessary for the operation of medical devices implanted in the body, for example, by transcutaneous power transmission using electromagnetic coupling between the in-body and out-of-body transmit and receive coils. In the extracorporeal side, when a strong current is supplied to the primary coil to transmit the electric power, the magnetic field generated in the primary coil drives the system using the current induced in the secondary coil of the body, Power can be charged. At this time, in order to maximize the charging efficiency, the primary coil on the extracorporeal side and the secondary coil on the body side must be parallel to each other and arranged on the same axis.

예를 들어, 이식형 보청기의 경우, 소리 신호와 전력 전달의 효율을 높이기 위해, 1차 코일과 2차 코일 각각에 영구자석을 고정시켜 영구자석 간의 인력에 의하여 체외기와 체내기의 두 코일이 정확하게 겹치도록 하고 있다. 인공 와우에 사용되고 있는 체내 고정체는 일반적인 2극(N,S) 영구자석으로서, 측두골 측의 피부 조직의 두께를 고려하여, 환자의 움직임에도 체외부를 고정시킬 수 있을 정도로 충분히 강한 자력을 갖는 영구자석이 사용된다.For example, in the case of implantable hearing aids, in order to increase the efficiency of sound signals and power transmission, permanent magnets are fixed to each of the primary and secondary coils, so that the two coils of the extracorporeal and the internal And overlap each other. The permanent magnet used in cochlear implants is a general two-pole (N, S) permanent magnet, which is made of a permanent magnet having a magnetic force strong enough to fix the extracorporeal part even in the motion of the patient, Is used.

한편, 최근 들어, 심/뇌혈관 질환을 비롯하여 수많은 질환을 겪는 환자들의 수가 증가하고 있으며, 정확한 질병 진단을 위해, 자기공명영상장치(MRI; Magnetic Resonance Imaging)를 이용한 검사 비율이 급속도로 증가하고 있다. MRI는 인체의 각 세포에 포함되어 있는 수소원자 핵(양성자)을 공명시켜 이로부터 발생되는 에너지를 이용하여 영상을 생성하는 방법으로, 인체에 무해하고, 조직 간 영상의 대조도가 우수하며, 2D 혹은 3D로 영상화하여 다양한 각도의 영상을 얻을 수 있어 그 활용도가 점차 증가하고 있다. MRI 자장의 세기가 커지면 MRI 영상의 신호 대 잡음비(signal to noise ratio)가 증가하여 해상도 또한 좋아지며, 더욱 정밀한 진단 영상을 얻을 수 있다.Meanwhile, in recent years, the number of patients suffering from numerous diseases including heart / cerebrovascular diseases has been increasing, and the rate of examination using Magnetic Resonance Imaging (MRI) has been rapidly increasing for accurate diagnosis of diseases . MRI is a method of generating images by using the energy generated from the nuclei (protons) of hydrogen atoms contained in each cell of human body. It is harmless to human body, Or imaging in 3D to obtain images at various angles, and the utilization rate thereof is gradually increasing. As the intensity of the MRI magnetic field increases, the signal to noise ratio of the MRI image increases, resulting in improved resolution and more accurate diagnostic images.

그런데, 영구자석과 같은 강자성체 물질을 포함하고 있는 이식형 기기를 사용 중인 환자가 MRI 검사를 받을 경우, MRI 보어(bore) 내의 고자장(high magnetic field) 환경에 노출되며, 강한 MRI 자장에 의해 영구자석에 인력(pulling force)과 회전력(torque)이 작용하거나 영구자석이 돌출하여 환자에게 강력한 압력과 고통을 가할 수 있으며, 환자에게 심한 불쾌감을 일으킬 수 있다. 심각한 경우, 영구자석이 측두골 피부 조직을 뚫고 관통하여 조직을 손상시키는 등의 위험 상황이 발생할 수도 있다.However, when a patient using an implantable device containing a ferromagnetic material such as a permanent magnet is subjected to an MRI examination, it is exposed to a high magnetic field environment in an MRI bore, Pulling force and torque acting on the magnet or permanent magnet protruding can exert a strong pressure and pain on the patient, which can cause serious discomfort to the patient. In severe cases, a dangerous situation may occur, such as permanent magnet penetrating through the temporal bone skin tissue and damaging the tissue.

뿐만 아니라, 영구 자석의 자속(magnetic flux)이 MRI의 균일한 자장에 영향을 미쳐, MRI 스캔 영상에 상당한 크기의 인공 음영(artifact)이 발생할 수 있다. 체내기에 통상적으로 사용되는 영구 자석의 경우, MRI 스캔 영상에 대략 반경 74mm의 원형 인공 음영을 유발하여 뇌의 1/4 이상을 가릴 수 있다. 이와 같은 영상의 심한 왜곡 현상으로 인해, 의료 전문가가 MRI 스캔 영상을 판독하는데 어려움을 초래하며, 정확한 질병 진단에 오류를 초래할 수 있다.In addition, the magnetic flux of the permanent magnet affects the uniform magnetic field of the MRI, resulting in artifacts of considerable size in the MRI scan image. In the case of a permanent magnet commonly used in the body, a circular artificial shadow having a radius of about 74 mm can be generated on an MRI scan image to cover at least a quarter of the brain. Such a severe distortion of the image causes difficulties for the medical professional to read the MRI scan image and may lead to errors in the accurate diagnosis of the disease.

이러한 문제점들로 인해, MRI 검진을 해야 하는 경우, 먼저 수술을 통해 체내 의료기기에 이식되어 있는 영구자석을 제거하거나 체내 의료기기를 제거한 후 MRI 촬영을 해야 하며, MRI 검진 후에는 재수술을 통하여 체내 의료기기에 영구자석을 재설치하거나 체내 의료기기를 재이식해야 하는 불편함이 따른다.Due to these problems, if an MRI examination is required, the permanent magnet implanted in the medical device should be removed first, or the medical device should be removed and the MRI should be performed. After the MRI examination, It is inconvenient to re-install the permanent magnet on the device or re-implant the medical device in the body.

본 발명의 목적은 외부 기기의 코일과, 이식형 기기의 코일을 정확한 위치에 정렬할 수 있는 동시에, 환자가 고통 없이 안전하게 MRI 검사를 받을 수 있도록 하는 이식형 기기 및 무선 전송 장치를 제공하는 것에 있다.It is an object of the present invention to provide an implantable device and a wireless transmission device which can align a coil of an external device and a coil of an implantable device at an accurate position while enabling a patient to receive MRI examination safely without pain .

본 발명이 해결하고자 하는 다른 과제는 MRI 영상의 인공 음영을 줄일 수 있는 이식형 기기와 무선 전송 장치를 제공하는 것에 있다.Another object of the present invention is to provide an implantable device and a wireless transmission device capable of reducing the artificial shadow of an MRI image.

본 발명이 해결하고자 하는 과제는 이상에서 언급된 과제로 제한되지 않는다. 언급되지 않은 다른 기술적 과제들은 이하의 기재로부터 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.The problems to be solved by the present invention are not limited to the above-mentioned problems. Other technical subjects not mentioned will be apparent to those skilled in the art from the description below.

상기 과제를 해결하기 위한 본 발명의 일 측면에 따른 이식형 기기는, 피이식체에 이식될 수 있는 이식형 기기로서, 무선으로 신호나 전력을 송신하거나 수신할 수 있는 전송부; 및 상기 전송부에 고정되고, 서로 같은 자기 극성끼리 마주하도록 결합되는 복수 개의 자석 부재를 포함하는 3극성 자성 부재를 포함하며, 상기 전송부는 무선으로 상기 신호나 상기 전력을 송신하거나 수신할 수 있는 코일을 포함하며, 상기 3극성 자성 부재는 상기 코일의 중심 축 상에 고정된다.According to an aspect of the present invention, there is provided an implantable device capable of being implanted in a tissue, comprising: a transmitter capable of transmitting or receiving a signal or power wirelessly; And a three-pole magnetic member fixed to the transfer portion and including a plurality of magnet members magnetically coupled to each other so as to face each other, wherein the transfer portion includes a coil capable of wirelessly transmitting or receiving the signal or the power, And the bipolar magnetic member is fixed on the central axis of the coil.

본 발명의 일 실시 예에서, 상기 3극성 자성 부재는 S-N-S 또는 N-S-N 자기 극성 배열을 갖는다.In one embodiment of the present invention, the bipolar magnetic member has an S-N-S or N-S-N magnetic polarity arrangement.

본 발명의 일 실시 예에서, 상기 복수 개의 자석 부재는, 2극성을 갖는 제1 자석 부재; 및 2극성을 갖는 제2 자석 부재를 포함하며, 상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는 서로 같은 자기 극성끼리 마주하도록 결합된다.In one embodiment of the present invention, the plurality of magnet members include: a first magnet member having bipolarity; And a second magnet member having bipolarity, wherein the first magnet member and the second magnet member are coupled to face each other with the same magnetic polarity.

본 발명의 일 실시 예에서, 상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는 상호 간에 상쇄되는 자기모멘트를 갖도록 결합된다.In one embodiment of the present invention, the first magnet member and the second magnet member are coupled so as to have a magnetic moment canceling each other.

본 발명의 일 실시 예에서, 상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는 접착제에 의해 부착된다.In one embodiment of the present invention, the first magnet member and the second magnet member are attached by an adhesive.

본 발명의 일 실시 예에서, 상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는, 비자성체인 함체 내에 수납되고, 상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재 간의 척력에 의하여 상기 함체의 양측 내벽에 지지된다.In one embodiment of the present invention, the first magnet member and the second magnet member are housed in a housing, which is a non-magnetic body, and the first magnet member and the second magnet member are housed in the inner wall of both sides of the housing by the repulsive force between the first magnet member and the second magnet member. .

상기 과제를 해결하기 위한 본 발명의 다른 일 측면에 따르면, 무선으로 신호나 전력을 송신하거나 수신하는 제1 전송부와, 상기 제1 전송부에 고정되는 자성체를 포함하는 외부 기기; 그리고 피이식체에 이식될 수 있는 이식형 기기를 포함하며, 상기 이식형 기기는, 무선으로 상기 신호나 상기 전력을 수신하거나 송신하는 제2 전송부; 및 상기 제2 전송부에 고정되고, 상기 자성체와 자기적으로 결합되며, 서로 같은 자기 극성끼리 마주하도록 결합되는 복수 개의 자석 부재를 포함하는 3극성 자성 부재를 포함하며, 상기 제1 전송부는 무선으로 상기 신호나 상기 전력을 송신하거나 수신할 수 있는 제1 코일을 포함하며, 상기 제2 전송부는 무선으로 상기 신호나 상기 전력을 수신하거나 송신할 수 있는 제2 코일을 포함하며, 상기 자성체는 상기 제1 코일의 중심 축 상에 고정되고, 상기 3극성 자성 부재는 상기 제2 코일의 중심 축 상에 고정되는 무선 전송 장치가 제공된다.According to another aspect of the present invention, there is provided an external device including a first transmitting unit for transmitting or receiving a signal or power wirelessly, and a magnetic body fixed to the first transmitting unit; And an implantable device capable of being implanted in a tissue, the implantable device comprising: a second transfer part for receiving or transmitting the signal or the power wirelessly; And a three-pole magnetic member fixed to the second transfer unit, magnetically coupled with the magnetic member, and including a plurality of magnet members coupled to face each other with the same magnetic polarity, And a second coil capable of receiving or transmitting the signal or the power wirelessly, the magnetic body including a first coil capable of transmitting or receiving the signal or the power, 1 coil is fixed on the central axis of the first coil, and the tri-polar magnetic member is fixed on the central axis of the second coil.

본 발명의 일 실시 예에서, 상기 복수 개의 자석 부재는, 2극성을 갖는 제1 자석 부재; 및 2극성을 갖는 제2 자석 부재를 포함하며, 상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는 서로 같은 자기 극성끼리 마주하도록 결합된다.In one embodiment of the present invention, the plurality of magnet members include: a first magnet member having bipolarity; And a second magnet member having bipolarity, wherein the first magnet member and the second magnet member are coupled to face each other with the same magnetic polarity.

본 발명의 일 실시 예에서, 상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는 접착제에 의해 부착된다.In one embodiment of the present invention, the first magnet member and the second magnet member are attached by an adhesive.

본 발명의 일 실시 예에서, 상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는, 비자성체인 함체 내에 수납되고, 상기 제1 자석 부재 및 상기 제2 자석 부재 상호 간의 척력에 의하여 상기 함체의 양측 내벽에 지지된다.In one embodiment of the present invention, the first magnet member and the second magnet member are housed in a housing, which is a non-magnetic body, and the inner and outer surfaces of the inner and outer walls of the housing are covered by the repulsive force between the first magnet member and the second magnet member. .

본 발명의 일 실시 예에서, 상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는 상호 간에 상쇄되는 자기모멘트를 갖도록 결합된다.In one embodiment of the present invention, the first magnet member and the second magnet member are combined to have a magnetic moment canceling each other.

본 발명의 일 실시 예에서, 상기 자성체는, 상기 제1 코일의 중심 축 방향의 자기모멘트를 갖도록 상기 제1 코일에 고정된다.In one embodiment of the present invention, the magnetic body is fixed to the first coil so as to have a magnetic moment in the direction of the central axis of the first coil.

본 발명의 일 실시 예에서, 상기 자성체와 상기 3극성 자성 부재의 자기적 결합에 의하여, 상기 제1 코일과 상기 제2 코일은 동일한 중심 축 상에 평행하게 배열된다.In one embodiment of the present invention, the first coil and the second coil are arranged in parallel on the same center axis by magnetic coupling of the magnetic body and the tri-polar magnetic member.

본 발명의 실시 예에 의하면, 외부 기기의 코일과, 이식형 기기의 코일을 정확한 위치에 정렬할 수 있는 동시에, 환자가 고통 없이 안전하게 MRI 검사를 받을 수 있도록 하는 이식형 기기와 무선 전송 장치를 제공할 수 있다.According to an embodiment of the present invention, an implantable device and a wireless transmission device are provided that can align a coil of an external device and a coil of an implantable device at an accurate position, and allow a patient to receive MRI examination safely without pain. can do.

또한, 본 발명의 실시 예에 의하면, MRI 영상의 인공 음영을 줄일 수 있는 이식형 기기와 무선 전송 장치를 제공할 수 있다.In addition, according to the embodiments of the present invention, an implantable device and a wireless transmission device capable of reducing the artificial shadow of an MRI image can be provided.

본 발명의 효과는 상술한 효과들로 제한되지 않는다. 언급되지 않은 효과들은 본 명세서 및 첨부된 도면으로부터 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 명확히 이해될 수 있을 것이다.The effects of the present invention are not limited to the effects described above. Unless stated, the effects will be apparent to those skilled in the art from the description and the accompanying drawings.

도 1은 본 발명의 일 실시 예에 따른 무선 전송 장치의 구성도이다.
도 2a는 도 1에 도시된 'A'부를 확대하여 보여주는 도면이다.
도 2b는 본 발명의 일 실시 예에 따른 무선 전송 장치를 구성하는 제1 코일을 보여주는 정면도이다.
도 3은 본 발명의 일 실시 예에 따른 이식형 기기를 구성하는 3극성 자성 부재를 보여주는 사시도이다.
도 4는 본 발명의 일 실시 예에 따른 이식형 기기를 구성하는 3극성 자성 부재를 보여주는 측면도이다.
도 5는 본 발명의 다른 일 실시 예에 따른 이식형 기기를 구성하는 3극성 자성 부재를 보여주는 측면도이다.
도 6은 본 발명의 다른 일 실시 예에 따른 이식형 기기를 구성하는 3극성 자성 부재를 보여주는 도면이다.
도 7은 본 발명의 또 다른 일 실시 예에 따른 이식형 기기를 구성하는 3극성 자성 부재를 보여주는 도면이다.
도 8은 MRI 정자장에 의해 유도되는 이식형 기기의 굴절 각도를 측정하여 이식형 기기에 작용하는 인력을 산출하는 방법을 설명하기 위한 모식도이다.
도 9는 자석에 작용하는 자기 회전력을 측정하는 방법을 설명하기 위한 모식도이다.
도 10은 2극성 영구 자석 2개를 부착시킨 NSNS 자석의 자기력선 분포를 보여주는 시뮬레이션 도면이다.
도 11은 본 발명의 실시 예에 따른 이식형 기기를 구성하는 3극성 자성 부재의 자기력선 분포를 보여주는 시뮬레이션 도면이다.
도 12는 2극성 영구 자석 2개를 부착시킨 NSNS 자석에 작용하는 순시힘을 개략적으로 보여주는 도면이다.
도 13은 본 발명의 실시 예에 따른 이식형 기기를 구성하는 3극성 자성 부재에 작용하는 순시힘을 개략적으로 보여주는 도면이다.
도 14는 MRI 고자장 내에서 영구 자석에 작용하는 인력을 알아보기 위한 실험 환경을 개략적으로 보여주는 도면이다.
도 15는 마그넷 보어로부터의 거리에 따른 자기력의 변화를 보여주는 그래프이다.
도 16은 MRI 고자장 내에서 3극성 자성 부재에 작용하는 회전력을 알아보기 위한 실험 환경을 개략적으로 보여주는 도면이다.
도 17은 MRI 스캔 영상의 인공 음영을 확인하기 위해 팬텀에 아크릴 봉을 형성한 것을 보여주는 관상면 영상을 나타내는 도면이다.
도 18은 MRI 스캔 영상의 인공 음영을 확인하기 위해 팬텀에 아크릴 봉을 형성한 것을 보여주는 시상면 영상을 나타내는 도면이다.
도 19는 팬텀에 2극성 영구 자석을 설치하였을 때의 MRI 스캔 영상으로서, 관상면 영상(coronal view)을 나타낸 도면이다.
도 20은 팬텀에 3극성 자성 부재를 설치하였을 때의 MRI 스캔 영상으로서, 관상면 영상(coronal view)을 나타낸 도면이다.
도 21은 팬텀에 2극성 영구 자석을 설치하였을 때의 MRI 스캔 영상으로서, 시상면 영상(sagittal view)을 나타낸 도면이다.
도 22는 팬텀에 3극성 자성 부재를 설치하였을 때의 MRI 스캔 영상으로서, 시상면 영상(sagittal view)을 나타낸 도면이다.
도 23은 체내외 자석 간의 인력을 유한요소 해석을 통해서 확인하기 위한 실험 환경을 개략적으로 보여주는 도면이다.
도 24는 자성체의 지름에 따른 자기력의 유한요소해석 결과를 보여주는 도면이다.
도 25는 자성체의 높이에 따른 자기력의 유한요소해석 결과를 보여주는 도면이다.1 is a configuration diagram of a wireless transmission apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2A is an enlarged view showing the 'A' portion shown in FIG.
2B is a front view showing a first coil constituting a wireless transmission apparatus according to an embodiment of the present invention.
3 is a perspective view showing a tri-polar magnetic member constituting an implantable device according to an embodiment of the present invention.
4 is a side view showing a tri-polar magnetic member constituting an implantable device according to an embodiment of the present invention.
5 is a side view showing a tri-polar magnetic member constituting an implantable device according to another embodiment of the present invention.
6 is a view showing a tri-polar magnetic member constituting an implantable device according to another embodiment of the present invention.
7 is a view showing a tri-polar magnetic member constituting an implantable device according to another embodiment of the present invention.
Fig. 8 is a schematic diagram for explaining a method of calculating the attraction force acting on the implantable device by measuring the angle of refraction of the implantable device induced by the MRI sperm field.
9 is a schematic diagram for explaining a method of measuring the self-rotation force acting on the magnet.
10 is a simulation view showing the distribution of magnetic force lines of an NSNS magnet to which two bipolar permanent magnets are attached.
FIG. 11 is a simulation drawing showing the distribution of magnetic force lines of a tri-polar magnetic member constituting an implantable device according to an embodiment of the present invention. FIG.
FIG. 12 is a schematic view showing an instantaneous force acting on an NSNS magnet to which two bipolar permanent magnets are attached. FIG.
13 is a schematic view showing an instantaneous force acting on a tri-polar magnetic member constituting an implantable device according to an embodiment of the present invention.
14 is a view schematically showing an experimental environment for examining the attraction force acting on the permanent magnet in the MRI high magnetic field.
15 is a graph showing a change in magnetic force according to the distance from the magnet bore.
16 is a schematic view showing an experimental environment for examining a rotational force acting on a tri-polar magnetic member in an MRI high magnetic field.
FIG. 17 is a view showing a coronal image showing formation of an acrylic bar on a phantom for confirming artificial shading of an MRI scan image. FIG.
18 is a view showing a sagittal image showing that an acrylic bar is formed in a phantom to check an artificial shadow of an MRI scan image.
FIG. 19 is an MRI scan image when a bipolar permanent magnet is installed on a phantom, showing a coronal view. FIG.
FIG. 20 is a view showing a coronal view as an MRI scan image when a phantom is provided with a triangular magnetic member. FIG.
FIG. 21 is a view showing a sagittal view as an MRI scan image when a bipolar permanent magnet is installed in a phantom. FIG.
FIG. 22 is a view showing a sagittal view as an MRI scan image when a phantom is provided with a triangular magnetic member. FIG.
23 is a view schematically showing an experimental environment for confirming the attractive force between the external and internal magnets through the finite element analysis.
24 is a view showing a result of finite element analysis of the magnetic force according to the diameter of the magnetic body.
25 is a view showing a finite element analysis result of the magnetic force according to the height of the magnetic body.

본 발명의 다른 이점 및 특징, 그리고 그것들을 달성하는 방법은 첨부되는 도면과 함께 상세하게 후술하는 실시 예를 참조하면 명확해질 것이다. 그러나 본 발명은 이하에서 개시되는 실시 예에 한정되지 않으며, 본 발명은 청구항의 범주에 의해 정의될 뿐이다. 만일 정의되지 않더라도, 여기서 사용되는 모든 용어들(기술 혹은 과학 용어들을 포함)은 이 발명이 속한 종래 기술에서 보편적 기술에 의해 일반적으로 수용되는 것과 동일한 의미를 갖는다. 공지된 구성에 대한 일반적인 설명은 본 발명의 요지를 흐리지 않기 위해 생략될 수 있다. 본 발명의 도면에서 동일하거나 상응하는 구성에 대하여는 가급적 동일한 도면부호가 사용된다.Other advantages and features of the present invention and methods of achieving them will be apparent by referring to the embodiments described hereinafter in detail with reference to the accompanying drawings. However, the present invention is not limited to the embodiments disclosed below, and the present invention is only defined by the scope of the claims. Although not defined, all terms (including technical or scientific terms) used herein have the same meaning as commonly accepted by the generic art in the prior art to which this invention belongs. A general description of known configurations may be omitted so as not to obscure the gist of the present invention. In the drawings of the present invention, the same reference numerals are used as many as possible for the same or corresponding configurations.

본 발명의 실시 예에 따른 무선 전송 장치는 외부 기기; 그리고 피이식체에 이식될 수 있는 이식형 기기를 포함한다. 외부 기기는 무선으로 신호나 전력을 송신하거나 수신하는 제1 전송부와, 제1 전송부에 고정되는 자성체를 포함한다. 이식형 기기는 무선으로 신호나 전력을 수신하거나 송신하는 제2 전송부와, 제2 전송부에 고정되고 외부 기기의 자성체와 자기적으로 결합되는 3극성 자성 부재를 포함한다. 제1 전송부는 무선으로 신호나 전력을 송신하거나 수신할 수 있는 제1 코일을 포함하며, 제2 전송부는 무선으로 신호나 전력을 수신하거나 송신할 수 있는 제2 코일을 포함하며, 자성체는 제1 코일의 중심 축 상에 고정되고, 3극성 자성 부재는 제2 코일의 중심 축 상에 고정된다. 3극성 자성 부재는 서로 같은 자기 극성끼리 마주하도록 결합되는 복수 개의 자석 부재를 포함한다. 본 발명의 실시 예에 의하면, 외부 기기의 코일과, 이식형 기기의 코일을 정확한 위치에 정렬할 수 있는 동시에, 이식형 기기를 사용하는 환자가 불편함 없이 안전하게 MRI 검사를 받을 수 있으며, MRI 영상의 인공 음영을 줄일 수 있다.A wireless transmission apparatus according to an embodiment of the present invention includes an external device; And implantable devices that can be implanted in a tissue. The external device includes a first transmitting unit for transmitting or receiving a signal or power wirelessly, and a magnetic body fixed to the first transmitting unit. The implantable device includes a second transfer unit for receiving or transmitting a signal or power wirelessly, and a tri-polar magnetic member fixed to the second transfer unit and magnetically coupled to the magnetic body of the external device. The first transmission unit includes a first coil capable of wirelessly transmitting or receiving a signal or power and the second transmission unit includes a second coil capable of receiving or transmitting a signal or power wirelessly, Is fixed on the central axis of the coil, and the bipolar magnetic member is fixed on the central axis of the second coil. The tri-polar magnetic member includes a plurality of magnet members coupled to face each other with the same magnetic polarity. According to the embodiment of the present invention, it is possible to align the coil of the external device and the coil of the implantable device at an accurate position, and the patient using the implantable device can safely undergo MRI examination without inconvenience, Artificial shading of the image can be reduced.

도 1은 본 발명의 일 실시 예에 따른 무선 전송 장치의 구성도이다. 도 1을 참조하면, 본 발명의 일 실시 예에 따른 무선 전송 장치(10)는 피이식체(20)에 이식될 수 있는 이식형 기기(100)와, 이식형 기기(110) 간에 신호나 전력을 송신하거나 수신하는 외부 기기(200)를 포함한다. 도 1의 실시 예에는 무선 전송 장치(10)의 일 예로, 이식형 보청기가 도시되어 있지만, 본 발명의 실시 예에 따른 무선 전송 장치(10)는 이식형 보청기 외에도 이식형 인공심장박동기, 심장충격기, 이명 치료기 등의 다양한 전자 의료기기에 적용될 수 있다. 도 1에 도시된 실시 예에서, 이식형 기기(100)는 인체의 외이 상부에 위치한 측두골 측에 이식될 수 있다. 외부 기기(200)는 측두골과 인접한 외피 측에 위치할 수 있다. 외부 기기(200)는 이식형 기기(100)로 신호나 전력을 송신할 수 있다. 이식형 기기(100)는 외부 기기(200)로부터 피부(21)를 통해 송신되는 경피형 신호나 전력을 수신할 수 있다.1 is a configuration diagram of a wireless transmission apparatus according to an embodiment of the present invention. Referring to FIG. 1, a wireless transmission apparatus 10 according to an embodiment of the present invention includes a transmitter 100 and a portable device 110, And an external device 200 for transmitting or receiving data. 1, an implantable hearing aid is shown as an example of the wireless transmission device 10, but in addition to the implantable hearing aid, the wireless transmission device 10 according to the embodiment of the present invention may also include an implantable artificial pacemaker, , A tinnitus treatment device, and the like. In the embodiment shown in Figure 1, the implantable device 100 may be implanted on the side of the temporal bone located on the upper portion of the anterior portion of the human body. The external device 200 may be located on the side of the outer shell adjacent to the temporal bone. The external device 200 can transmit a signal or power to the implantable device 100. [ The implantable device 100 can receive a transcutaneous signal or electric power transmitted from the external device 200 through the skin 21.

도 2a는 도 1에 도시된 'A'부를 확대하여 보여주는 도면이다. 도 1 내지 도 2a를 참조하면, 외부 기기(200)는 자성체(210), 제1 코일(220), 제1 신호 처리부(230) 및 제1 하우징(240)을 포함한다. 제1 코일(220)은 제1 전송부에 상응한다. 도 2b는 본 발명의 일 실시 예에 따른 무선 전송 장치를 구성하는 제1 코일을 보여주는 정면도이다. 도 2b에 도시된 바와 같이, 제1 코일(220)은 나선 형상으로 제공될 수 있다. 다시 도 2a를 참조하면, 자성체(210)는 제1 코일(220)에 고정된다. 제1 코일(220)은 무선으로 신호나 전력을 송신하거나 수신한다. 자성체(210)는 제1 코일(220)의 중심 축(221) 상에 고정된다. 중심 축(221)은 제1 코일(220)의 나선이 형성된 평면에 대해 수직을 이루며, 제1 코일(220)의 나선 형상의 회전 중심을 나타내는 가상의 축을 의미할 수 있다. 자성체(210)는 제1 코일(220)의 중심 축(221) 방향의 자기모멘트를 갖도록 제1 코일(220)에 고정된다. 제1 신호 처리부(230)는 이식형 기기(100)로 전송할 신호나 전력을 생성한다.FIG. 2A is an enlarged view showing the 'A' portion shown in FIG. 1 to 2A, an external device 200 includes a magnetic body 210, a first coil 220, a first signal processing unit 230, and a first housing 240. The first coil 220 corresponds to the first transfer part. 2B is a front view showing a first coil constituting a wireless transmission apparatus according to an embodiment of the present invention. As shown in FIG. 2B, the first coil 220 may be provided in a spiral shape. Referring again to FIG. 2A, the magnetic body 210 is fixed to the first coil 220. The first coil 220 transmits or receives signals or power wirelessly. The magnetic body 210 is fixed on the central axis 221 of the first coil 220. [ The center axis 221 may be a virtual axis that is perpendicular to the plane on which the spiral of the first coil 220 is formed and represents the spiral center of rotation of the first coil 220. The magnetic body 210 is fixed to the first coil 220 so as to have a magnetic moment in the direction of the central axis 221 of the first coil 220. [ The first signal processing unit 230 generates a signal or power to be transmitted to the implantable device 100.

예시적으로, 제1 신호 처리부(230)는 음향을 집음하여 디지털 신호로 변환하는 음향 처리기를 포함할 수 있다. 자성체(210), 제1 코일(220) 및 제1 신호 처리부(230)는 제1 하우징(240) 내에 제공된다. 제1 하우징(240)은 인체와의 접촉에 따른 피로, 불편함 등을 줄이기 위해 플렉서블(flexible)한 재질로 제공될 수 있다. 예시적으로, 외부 기기(200)에서 이식형 기기(100)로 전송되는 신호는 제1 신호 처리부(230)에서 집음된 음향에 대응하는 신호, 인공적인 심장 박동을 가하거나 심장에 충격을 가하기 위한 자극 신호일 수 있다. 다른 예로, 외부 기기(200)는 이식형 기기(100)를 구동하기 위한 전력이나, 이식형 기기(100)의 충전을 위한 전력을 전송할 수 있다.Illustratively, the first signal processing unit 230 may include a sound processor for collecting sounds and converting them into digital signals. The magnetic body 210, the first coil 220, and the first signal processing unit 230 are provided in the first housing 240. The first housing 240 may be made of a flexible material to reduce fatigue, inconvenience, etc. caused by contact with the human body. Illustratively, a signal transmitted from the external device 200 to the implantable device 100 is a signal corresponding to the sound collected by the first signal processing unit 230, a signal for artificially applying a heartbeat, May be a stimulus signal. As another example, the external device 200 can transmit electric power for driving the implantable device 100 or electric power for charging the implantable device 100.

외부 기기(200)의 제1 코일(220)로부터 이식형 기기(100)의 제2 코일(120)로 신호나 전력이 전송되는 경우, 제1 코일(220)은 송신 코일로 동작하고, 제2 코일(120)은 수신 코일로 동작한다. 반대로, 이식형 기기(100)의 제2 코일(120)로부터 외부 기기(200)의 제1 코일(220)로 신호가 전송되는 경우, 제1 코일(220)은 수신 코일로 동작하고, 제2 코일(120)은 송신 코일로 동작한다. 제1 코일(220)과 제2 코일(120)은 전자기 유도 방식에 의하여 전력을 송수신할 수 있다.When a signal or power is transmitted from the first coil 220 of the external device 200 to the second coil 120 of the implantable device 100, the first coil 220 operates as a transmission coil, The coil 120 operates as a receiving coil. Conversely, when a signal is transmitted from the second coil 120 of the implantable device 100 to the first coil 220 of the external device 200, the first coil 220 acts as a receiving coil, The coil 120 operates as a transmission coil. The first coil 220 and the second coil 120 can transmit and receive electric power by an electromagnetic induction method.

외부 기기(200)에는 무선 전송 기능을 수행하기 위해 필요한 전원을 공급하는 전원부(미도시)를 더 구비할 수 있다. 전원부는 예를 들어, 충전 가능한 내장형 배터리 형태로 제공될 수 있다. 다른 예로, 외부 기기(200)는 외부의 전원 공급부(미도시)로부터 전원을 공급받을 수도 있다.The external device 200 may further include a power supply unit (not shown) for supplying power necessary for performing a wireless transmission function. The power supply may be provided, for example, in the form of a rechargeable built-in battery. As another example, the external device 200 may be supplied with power from an external power supply unit (not shown).

이식형 기기(100)는 3극성 자성 부재(110), 제2 코일(120), 제2 신호 처리부(130), 제2 하우징(140) 및 전선(150)을 포함한다. 제2 코일(120)은 제2 전송부에 상응한다. 제2 코일(120)은 제1 코일(220)로부터 무선으로 송신되는 신호나 전력을 수신하거나, 무선으로 제1 코일(220)로 신호를 송신한다. 제2 코일(120)은 나선 형상으로 제공될 수 있다. 예시적으로, 이식형 기기(100)에서 외부 기기(200)로 전송되는 신호는 인체의 생체 정보에 대응하는 신호일 수 있다. 예시적으로, 생체 정보는 맥박, 산소 포화도, 혈압 등과 같은 인체 내부의 정보일 수 있다.The implantable device 100 includes a tri-polar magnetic member 110, a second coil 120, a second signal processing unit 130, a second housing 140, and a wire 150. And the second coil 120 corresponds to the second transmission portion. The second coil 120 receives a signal or power transmitted from the first coil 220 wirelessly or transmits a signal to the first coil 220 wirelessly. The second coil 120 may be provided in a spiral shape. Illustratively, the signal transmitted from the implantable device 100 to the external device 200 may be a signal corresponding to the biometric information of the human body. Illustratively, the biometric information may be information within the human body, such as pulse, oxygen saturation, blood pressure, and the like.

3극성 자성 부재(110)는 제2 코일(120)의 중심 축(121) 상에 고정된다. 중심 축(121)은 제2 코일(120)의 나선이 형성된 평면에 대해 수직을 이루며, 제2 코일(120)의 나선 형상의 회전 중심을 나타내는 가상의 축을 의미할 수 있다. 3극성 자성 부재(110)는 제2 코일(120)의 중심 축(121) 방향의 자기모멘트를 갖도록 제2 코일(120)에 고정된다. 제2 신호 처리부(130)는 제1 코일(220)로부터 제2 코일(120)로 전송된 신호를 처리하여 전선(150)으로 조절 신호를 송신한다. 예시적으로, 조절 신호는 달팽이관의 유모 세포나 고막 등을 직접 자극하도록 이식된 전극(미도시)으로 전달되는 신호, 혹은 심장을 박동시키거나 충격을 가하기 위한 전기적인 자극 신호일 수 있다. 만약, 외부 기기(200)로부터 이식형 기기(100)로 전력이 송신되는 경우, 제2 신호 처리부(130)는 외부 기기(200)로부터 전달된 전력을 이용하여 이식형 기기(100)를 구동하는 전력 공급 회로, 혹은 전달된 전력을 이용하여 내부 배터리를 충전시키는 충전 회로일 수 있다. 3극성 자성 부재(110), 제2 코일(120) 및 제2 신호 처리부(130)는 제2 하우징(140) 내에 제공된다. The tri-polar magnetic member 110 is fixed on the central axis 121 of the second coil 120. [ The center axis 121 may be a virtual axis that is perpendicular to a plane formed with the spiral of the second coil 120 and indicates a spiral center of rotation of the second coil 120. The triple pole magnetic member 110 is fixed to the second coil 120 so as to have a magnetic moment in the direction of the center axis 121 of the second coil 120. [ The second signal processing unit 130 processes a signal transmitted from the first coil 220 to the second coil 120 and transmits an adjustment signal to the wire 150. Illustratively, the regulatory signal may be a signal delivered to an electrode (not shown) implanted to directly stimulate the cochlea or eardrum of the cochlea, or an electrical stimulus signal to pulsate or shock the heart. If power is transmitted from the external device 200 to the implantable device 100, the second signal processing unit 130 drives the implantable device 100 using the electric power delivered from the external device 200 A power supply circuit, or a charging circuit that charges the internal battery using the transmitted power. The three-pole magnetic member 110, the second coil 120, and the second signal processing unit 130 are provided in the second housing 140.

일 실시 예로, 이식형 기기(100)는 외부 기기(200)보다 작은 크기로 제공될 수 있다. 제2 코일(120)의 크기를 줄일수록, 인체 내에 보다 작은 크기의 이식형 기기(100)를 이식할 수 있으며, 환자의 거부감을 줄일 수 있다. 제2 코일(120)의 크기를 줄이면서 동시에 전송 효율을 높이기 위해서는, 외부 기기(200)의 제1 코일(220)과 이식형 기기(100)의 제2 코일(120) 간의 배열을 정확하게 유지할 필요가 있다. 즉, 경피형 신호와 전력의 전달은 송신 측의 1차 코일과 수신 측의 2차 코일 간의 자기 결합을 통해서 이루어지므로, 전력 전달 효율을 극대화하기 위해서는, 높은 자기 결합을 갖도록 제1 코일(220)과 제2 코일(120)을 평행한 동시에 동축 상에 배열시킬 필요가 있다. 제1 코일(220)과 제2 코일(120)은 자성체(210)와 3극성 자성 부재(110) 간의 자기적 결합(인력)에 의하여, 정확한 위치에 단단히 고정될 수 있다. 측두골의 피부 조직 두께가 약 6mm인 점을 고려하면, 이식형 기기(100)과 외부 기기(200) 간에 안정적인 부착 상태가 유지되도록 하기 위해, 자성체(210)와 3극성 자성 부재(110)는 잔류 자속 밀도가 높은 강력한 영구 자석으로 제공될 수 있다.In one embodiment, the implantable device 100 may be provided in a smaller size than the external device 200. As the size of the second coil 120 is reduced, the implantable device 100 of a smaller size can be implanted into the human body, and the patient's rejection can be reduced. It is necessary to accurately maintain the arrangement between the first coil 220 of the external device 200 and the second coil 120 of the implantable device 100 in order to reduce the size of the second coil 120 and increase the transmission efficiency. . That is, since the transfer of the percutaneous type signal and the power is performed through the magnetic coupling between the primary coil of the transmitting side and the secondary coil of the receiving side, in order to maximize the power transmission efficiency, the first coil 220, And the second coil 120 must be arranged in parallel and coaxially with each other. The first coil 220 and the second coil 120 can be firmly fixed at the correct positions by the magnetic coupling (attracting force) between the magnetic body 210 and the triangular magnetic member 110. The magnetic body 210 and the triangular magnetic member 110 are spaced apart from each other in order to maintain a stable attachment state between the implantable device 100 and the external device 200 in consideration of the skin tissue thickness of the temporal bone being about 6 mm. It can be provided as a strong permanent magnet having a high magnetic flux density.

강력한 영구 자석이 설치된 이식형 기기(100)를 이식받은 환자가 MRI 검진을 받을 때, MRI 자장에 의해 영구 자석이 환자의 피부를 압박하여 환자에게 고통을 주게 되며, 심할 경우, 체내 영구자석이 돌출되는 위험 상황이 발생할 수 있다. 또한, 영구 자석이 MRI의 균일한 자장에 영향을 미쳐, MRI 스캔 영상에 인공 음영이 발생할 수 있다. 이하에서 설명되는 본 발명의 실시 예는 이식형 기기를 이식받은 환자가 안전하게 MRI 검진을 받을 수 있고, MRI 스캔 영상에서 인공 음영을 줄일 수 있는 이식형 기기를 제시한다.When a patient implanted with an implantable device (100) equipped with a strong permanent magnet is subjected to an MRI examination, the permanent magnet compresses the patient's skin by the MRI magnetic field to cause pain to the patient. In severe cases, May result in dangerous situations. In addition, the permanent magnet affects the uniform magnetic field of the MRI, and artificial shading may occur in the MRI scan image. The embodiment of the present invention described below proposes an implantable device that can safely receive an MRI examination of a patient who has implanted implants and can reduce artificial shadow in an MRI scan image.

도 3은 본 발명의 일 실시 예에 따른 이식형 기기를 구성하는 3극성 자성 부재를 보여주는 사시도이고, 도 4는 본 발명의 일 실시 예에 따른 이식형 기기를 구성하는 3극성 자성 부재를 보여주는 측면도이다. 도 1 내지 도 4를 참조하면, 3극성 자성 부재(110)는 서로 같은 자기 극성끼리 마주하도록 결합된 복수 개의 자석 부재(111,112)를 포함한다. 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)는 2극성(N,S)을 갖는 영구 자석일 수 있다. 일 실시 예로, 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)는 같은 크기와 같은 자기장 세기를 가질 수 있다. 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)는 실린더 형상을 가질 수 있다. 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)는 제2 코일(120)과 같은 중심 축을 갖도록 제2 코일(120)에 고정될 수 있다. 도 3에 도시된 실시 예에서, 3극성 자성 부재(110)는 N-S-N 자기 극성 배열을 갖지만, 도 5에 도시된 바와 같이, S-N-S 자기 극성 배열을 가질 수도 있다. 제1 자석 부재(111)는 인체의 피부(21) 측을 향하는 방향으로 이식되고, 제2 자석 부재(112)는 인체의 피부(21) 반대 측을 향하는 방향으로 이식될 수 있다.FIG. 3 is a perspective view showing a triple-pole magnetic member constituting an implantable device according to an embodiment of the present invention, FIG. 4 is a side view showing a triple-pole magnetic member constituting an implantable device according to an embodiment of the present invention to be. Referring to Figs. 1 to 4, the bipolar magnetic member 110 includes a plurality of magnet members 111, 112 coupled to face each other with the same magnetic polarity. The first magnet member 111 and the second magnet member 112 may be permanent magnets having bipolar (N, S). In one embodiment, the first magnet member 111 and the second magnet member 112 may have the same magnitude of the magnetic field strength. The first magnet member 111 and the second magnet member 112 may have a cylindrical shape. The first magnet member 111 and the second magnet member 112 may be fixed to the second coil 120 such that the first magnet member 111 and the second magnet member 112 have the same central axis as the second coil 120. 3, the tri-polar magnetic member 110 has an N-S-N magnetic polarity arrangement, but may also have an S-N-S magnetic polarity arrangement, as shown in FIG. The first magnet member 111 may be implanted in a direction toward the skin 21 side of the human body and the second magnet member 112 may be implanted in a direction toward the side opposite the skin 21 of the human body.

제1 자석 부재(111)의 피부(21) 측을 향하는 면이 N극일 경우, 외부 기기(200)의 자성체(210)는 피부(21) 측을 향하는 면이 S극을 갖도록 제1 코일(220)에 고정되며, 제1 자석 부재(111)의 피부(21) 측을 향하는 면이 S극일 경우, 외부 기기(200)의 자성체(210)는 피부(21) 측을 향하는 면이 N극을 갖도록 제1 코일(220)에 고정된다. 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)는 서로 같은 자기 극성끼리 마주하도록 결합될 수 있다. 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112) 간에 척력이 작용하므로, 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)를 강제적으로 결합시킬 수 있다. 도 3에 도시된 실시 예에서, 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)는 접착제(113)에 의해 부착된다.When the surface of the first magnet member 111 facing the skin 21 side is N-pole, the magnetic body 210 of the external device 200 is wound around the first coil 220 (220) so that the surface facing the skin 21 side is S- When the face of the first magnet member 111 facing the skin 21 side is the S pole, the magnetic body 210 of the external device 200 is set so that the face facing the skin 21 side has the N pole And is fixed to the first coil 220. The first magnet member 111 and the second magnet member 112 can be coupled to face each other with the same magnetic polarity. A repulsive force acts between the first magnet member 111 and the second magnet member 112 so that the first magnet member 111 and the second magnet member 112 can be forcedly engaged. In the embodiment shown in FIG. 3, the first magnet member 111 and the second magnet member 112 are attached by the adhesive 113.

얇은 피부(21)를 사이에 두고 3극성 자성 부재(110)와 인접하여 위치하는 외부 기기(200)의 자성체(210)는 3극성 자성 부재(110)에 대해 균일하지 않은 자장을 형성할 것이다. 즉, 자성체(210)는 상대적으로 멀리 위치한 제2 자석 부재(112)보다 상대적으로 가까이 위치한 제1 자석 부재(111)에 보다 강한 자속 밀도를 형성할 것이다. 따라서, 자성체(210)는 제2 자석 부재(112)에 비해 제1 자석 부재(111)와 상대적으로 강한 자기력에 의해 3극성 자성 부재(110)와 자기적으로 결합되고, 이에 의하여, 외부 기기(200)의 제1 코일(220)과 이식형 기기(100)의 제2 코일(120)이 정확한 위치에 고정될 수 있다. 즉, 외부 기기(200)의 제1 코일(220)과 이식형 기기(100)의 제2 코일(120)은 자성체(210)와 3극성 자성 부재(110)에 의하여, 동일한 중심 축 상에 평행하게 배열될 수 있다.The magnetic body 210 of the external device 200 positioned adjacent to the triangular magnetic member 110 with the thin skin 21 therebetween will form an uneven magnetic field with respect to the triangular magnetic member 110. That is, the magnetic body 210 will form a stronger magnetic flux density in the first magnet member 111 located relatively closer to the second magnet member 112 located relatively far away. Accordingly, the magnetic substance 210 is magnetically coupled to the tri-polar magnetic member 110 by a magnetic force relatively stronger than that of the first magnet member 111 as compared with the second magnet member 112, The first coil 220 of the implantable device 100 and the second coil 120 of the implantable device 100 can be fixed in the correct position. That is, the first coil 220 of the external device 200 and the second coil 120 of the implantable device 100 are parallel to each other on the same central axis by the magnetic body 210 and the triangular magnetic member 110 Lt; / RTI >

3극성 자성 부재(110)는 MRI 자장에 의하여 발생하는 위험 요인들을 경감시킬 수 있는 구조를 갖는다. 즉, 3극성 자성 부재(110)는 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)가 자기모멘트의 방향이 서로 반대 방향을 갖도록 결합되기 때문에, 외부로부터 가해지는 균일한 자장에 의해, 3극성 자성 부재(110)에 가해지는 자기력의 합력이 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)에 의해 상쇄된다. MRI 검진 시 3극성 자성 부재(110)에 균일한 자장이 가해지며, 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)에 동일한 자장이 가해진다. 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)는 반대 방향의 자기 모멘트를 가지므로, 균일한 MRI 자장에 의하여 서로 반대 방향으로 자기력이 작용한다. 즉, 3극성 자성 부재(110)의 접합부와 양측면에 순시힘이 각각 나타나지만, 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112) 간에 자기력과 회전력(torque)의 방향이 서로 반대 방향으로 작용하기 때문에, 3극성 자성 부재(110)에서 발생하는 자기력과 회전력의 합력은 하나의 2극성 자석 부재에 비하여 현저하게 줄어든다.The tri-polar magnetic member 110 has a structure capable of reducing the risk factors caused by the magnetic field of the MRI. That is, since the first magnet member 111 and the second magnet member 112 of the tri-polar magnetic member 110 are coupled so that the directions of the magnetic moments are opposite to each other, by the uniform magnetic field externally applied, The resultant force of the magnetic force applied to the triple pole magnetic member 110 is canceled by the first magnet member 111 and the second magnet member 112. During the MRI examination, a uniform magnetic field is applied to the triangular magnetic member 110, and the same magnetic field is applied to the first magnet member 111 and the second magnet member 112. Since the first magnet member 111 and the second magnet member 112 have magnetic moments in opposite directions, a magnetic force acts in opposite directions to each other due to a uniform magnetic field. That is, momentary forces are generated at the junction and both sides of the tri-polar magnetic member 110, but the direction of the magnetic force and the torque between the first magnet member 111 and the second magnet member 112 are opposite to each other The resultant force of the magnetic force and the rotational force generated by the triangular magnetic member 110 is remarkably reduced as compared with the one bipolar magnetic member.

따라서, MRI 검사 시 영구 자석으로 인해 피부가 압박되는 것에 의해 환자가 느끼는 고통이 경감되고, 체내 영구자석이 외부로 돌출되는 위험 상황이 방지되므로, 이식형 기기(100)를 사용하는 환자가 안전하고 편리하게 MRI 검사를 받을 수 있다. 또한, MRI 검사 전 수술을 통해서 체내 영구 자석을 제거하지 않아도 된다. 뿐만 아니라, 3극성 자성 부재(110)에 의해 균일한 MRI 자장에 미치는 영향이 최소화되므로, MRI 스캔 영상에서 인공 음영 크기를 상당히 줄일 수 있으며, MRI 스캔 영상을 통해 의사가 보다 정확하게 질병을 진단할 수 있다.Therefore, the pain felt by the patient due to the pressing of the skin due to the permanent magnet during the MRI examination is reduced, and the risk of the permanent magnet in the body protruding to the outside is prevented, so that the patient using the implantable device 100 is safe It is convenient to receive MRI examination. In addition, it is not necessary to remove the permanent magnet through the operation before the MRI examination. In addition, since the influence of the triangular magnetic member 110 on the uniform magnetic field is minimized, the size of the artificial shadow can be significantly reduced in the MRI scan image and the doctor can more accurately diagnose the disease through the MRI scan image have.

도 6은 본 발명의 다른 일 실시 예에 따른 이식형 기기를 구성하는 3극성 자성 부재를 보여주는 도면이다. 도 6에 도시된 실시 예를 설명함에 있어서, 도 1 내지 도 5에 도시된 실시 예와 동일하거나 상응하는 구성에 대하여는 중복되는 설명을 생략할 수 있다. 도 6을 참조하면, 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)는 접착제에 의해 결합되는 대신, 비자성체인 함체(114) 내에 수납될 수 있다. 함체(114)는 중공부를 가지며, 측면부에 절개부(114a)가 형성된다. 절개부(114a)의 폭은 자석 부재(111,112)의 폭과 동일하거나, 약간 클 수 있다. 절개부(114a)는 3극성 자성 부재(110)의 측면 중 절반, 즉 180°의 각도만큼 절개되어 형성될 수 있다. 절개부(114a)를 통해 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)가 함체(114) 내에 삽입될 수 있다. 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)는 상호 간의 척력에 의해 각각 함체(114)의 양측 내벽(114b,114c)에 지지될 수 있다. 6 is a view showing a tri-polar magnetic member constituting an implantable device according to another embodiment of the present invention. In the description of the embodiment shown in FIG. 6, the same or corresponding components to those of the embodiment shown in FIGS. 1 to 5 may be omitted. 6, the first magnet member 111 and the second magnet member 112 may be housed in a housing 114, which is a non-magnetic body, instead of being bonded by an adhesive. The housing 114 has a hollow portion, and an incision 114a is formed in a side portion. The width of the cutout 114a may be equal to or slightly larger than the width of the magnet members 111 and 112. [ The incision 114a may be formed at an angle of about half of the side surface of the tri-polar magnetic member 110, that is, at an angle of 180 degrees. The first magnet member 111 and the second magnet member 112 can be inserted into the housing 114 through the cutout 114a. The first magnet member 111 and the second magnet member 112 can be supported by the opposite inner walls 114b and 114c of the housing 114 by the repulsive force of each other.

도 7은 본 발명의 또 다른 일 실시 예에 따른 이식형 기기를 구성하는 3극성 자성 부재를 보여주는 도면이다. 도 7에 도시된 실시 예를 설명함에 있어서, 도 1 내지 도 6에 도시된 실시 예와 동일하거나 상응하는 구성에 대하여는 중복되는 설명을 생략할 수 있다. 도 7을 참조하면, 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)는 직육면체 형상을 갖는다. 함체(114)는 직육면체 형상으로 제공될 수 있다. 함체(114)는 상면 측에 절개부(114a)가 형성된다. 절개부(114a)는 자석 부재(111,112)의 직경과 동일하거나 약간 큰 너비, 자석 부재(111,112)의 폭과 동일하거나 약간 큰 폭을 갖는다. 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)는 절개부(114a)를 통해 함체(114) 내에 삽입된다. 제1 자석 부재(111)와 제2 자석 부재(112)는 상호 간의 척력에 의해 각각 함체(114)의 양측 내벽(114b,114c)에 지지될 수 있다.7 is a view showing a tri-polar magnetic member constituting an implantable device according to another embodiment of the present invention. In the description of the embodiment shown in FIG. 7, the same or corresponding components to those of the embodiment shown in FIGS. 1 to 6 may be omitted. Referring to Fig. 7, the first magnet member 111 and the second magnet member 112 have a rectangular parallelepiped shape. The housing 114 can be provided in a rectangular parallelepiped shape. The housing 114 is provided with a cutout 114a on its upper surface side. The cutout 114a has a width equal to or slightly larger than the diameter of the magnet members 111 and 112, and a width equal to or slightly larger than the width of the magnet members 111 and 112. The first magnet member 111 and the second magnet member 112 are inserted into the housing 114 through the cutout 114a. The first magnet member 111 and the second magnet member 112 can be supported by the opposite inner walls 114b and 114c of the housing 114 by the repulsive force of each other.

도 8은 MRI 정자장에 의해 유도되는 이식형 기기의 굴절 각도를 측정하여 이식형 기기에 작용하는 인력을 산출하는 방법을 설명하기 위한 모식도이다. 도 8을 참조하면, 자속 밀도가 B인 MRI 정자장에 자성체가 놓이게 되면, 자성체에 수식 1과 같은 인력 F_m이 발생한다.Fig. 8 is a schematic diagram for explaining a method of calculating the attraction force acting on the implantable device by measuring the angle of refraction of the implantable device induced by the MRI sperm field. Referring to FIG. 8, when a magnetic body is placed in the Magnetic Sintering Field with a magnetic flux density of B, a attracting force F _m as expressed by Equation 1 is generated in the magnetic body.

[수식 1][Equation 1]

수식 1에서, p는 자성체의 자기 쌍극자 모멘트(magnetic dipole moment)이고, ▽는 그래디언트(gradient)이다. 수식 1을 데카르트 좌표로 변환하면, 수식 2로 표현된다.In Equation 1, p is the magnetic dipole moment of the magnetic body, and V is the gradient. When Equation 1 is transformed into Cartesian coordinates, it is expressed by Equation 2.

[수식 2][Equation 2]

수식 2에서, B_x는 자기 밀도의 x축 성분이고, B_y는 자기 밀도의 y축 성분이고, B_z는 자기 밀도의 z축 성분이고, p_x는 자기 쌍극자 모멘트의 x축 성분이고, p_y는 자기 쌍극자 모멘트의 y축 성분이고, p_z는 자기 쌍극자 모멘트의 z축 성분이다. MRI 정자장은 주로 환자가 누워있는 방향이 z축으로 적용되므로, x, y 성분을 제외하면, 자성체에 z축 방향으로 발생하는 인력은 수식 3으로 표현된다.In formula 2, B _x is the x-axis component of the magnetic density, B _y is a y-axis component of the magnetic density, B _z is the z-axis component of the magnetic density, p _x is the x-axis component of the magnetic dipole moment, p _y is a y-axis component of the magnetic dipole moment, p _z is the z-axis component of the magnetic dipole moment. Since the direction in which the patient lies is mainly applied to the z-axis, the attraction force generated in the z-axis direction to the magnetic body is expressed by Equation 3, except for the x and y components.

[수식 3][Equation 3]

자성체의 부피를 V, 자기 모멘트를 M_S로 나타내면, 수식 3은 수식 4와 같이 나타낼 수 있다.The volume of the magnetic body V, expressed as the magnetic moment M _S, Equation 3 can be expressed as in Equation 4.

[수식 4][Equation 4]

자유 공간에서 투자율 μ₀는 4π×10^-7(H/m)이다. 자성체에 대한 중력 F_g는 수식 5와 같이 나타난다.The permeability μ ₀ in free space is 4π × 10 ^-7 (H / m). The gravitational force F _g for the magnetic body is given by Eq. 5.

[수식 5][Equation 5]

수식 5에서, ρ_m은 자성체의 질량 밀도를 나타내고, g는 중력 가속도(9.8m/s²)를 나타낸다. 중력 가속도에 대한 흡인력(Force ratio)은 수식 6과 같이 나타난다.In Formula 5, _m represents the mass density ρ of the magnetic body, g represents the gravitational acceleration (9.8m / s ^2). The force ratio to the gravitational acceleration is expressed by Equation 6.

[수식 6][Equation 6]

질량 m을 가진 자성체에 중력 g가 작용할 때, 수식 7을 이용하여 MRI 정자장 B에 대하여 z축으로 굴절되는 각도 θ를 측정하여 자기력 F_m을 구할 수 있다.When a gravitational force g acts on a magnetic body having a mass m, the magnetic force F _m can be obtained by measuring the angle? Refracted in the z axis with respect to the Magnetic field _length B by using Equation (7).

[수식 7][Equation 7]

MRI 정자장 내에 자장의 방향과 동일하지 않게 자석이 놓이면 회전력이 발생한다. 이러한 회전력은 자장의 방향과 자석의 방향이 수직일 때 최대가 되며, MRI 검진 시 이식형 보청기를 사용 중인 환자에게 고통을 줄 수 있으며, 환자의 피부 조직이 손상될 위험이 있다. 자석에 작용하는 회전력 T_m은 수식 8과 같이 나타난다.If a magnet is placed in the magnetic field of the magnetic field not equal to the direction of the magnetic field, a rotational force is generated. This torque is maximum when the direction of the magnetic field is perpendicular to the direction of the magnet, and it can cause pain to the patient using the implantable hearing aid during MRI examination, and there is a risk of damaging the patient's skin tissue. The torque T _m acting on the magnet is given by Eq.

[수식 8][Equation 8]

MRI 검사 시, θ가 90°인 경우, 자석을 갖는 이식형 기기를 사용하는 환자가 느끼는 고통은 최대가 되며, 영구 자석은 최대 회전력을 갖는다. 수식 8에서, 자석의 자기 모멘트 m은 수식 9와 같이 나타낼 수 있다.In the MRI scan, when θ is 90 °, the pain felt by the patient using the implantable device with the magnet is maximum, and the permanent magnet has the maximum rotational force. In Equation (8), the magnetic moment m of the magnet can be expressed by Equation (9).

[수식 9][Equation 9]

수식 9에서, B_d는 자석의 자속 밀도를 나타내고, V는 자석의 부피를 나타낸다.In Equation 9, B _d represents the magnetic flux density of the magnet, and V represents the volume of the magnet.

도 9는 자석에 작용하는 자기 회전력을 측정하는 방법을 설명하기 위한 모식도이다. 도 9를 참조하면, 회전축 N에 대하여, 자기 모멘트가 m인 자석이 플라스틱 디스크 중심에 고정되고, 그 중심에서 ℓ거리만큼 떨어진 지점에 질량 M_i인 추를 나일론 줄에 매달아 플라스틱 디스크가 회전하지 않도록 평형 상태를 맞춘다. 그 후, MRI 보어로 자석을 이동시키면, 자석은 θ만큼의 각도로 회전한다. 따라서, 플라스틱 디스크 또한 회전 축 D에 대해 회전하며, 수식 10과 같은 회전력이 나타난다.9 is a schematic diagram for explaining a method of measuring the self-rotation force acting on the magnet. 9, a magnet having a magnetic moment m is fixed to the center of the plastic disk with respect to the rotation axis N, and a weight M _i is suspended on a nylon line at a position distant by a distance from the center of the plastic disk to prevent the plastic disk from rotating Adjust the equilibrium state. Thereafter, when the magnet is moved by the MRI bore, the magnet rotates at an angle of?. Therefore, the plastic disk also rotates about the rotational axis D, and the rotational force as shown in Equation 10 appears.

[수식 10][Equation 10]

MRI 영상은 균일한 자장에서 RF 펄스를 인가하여 인체의 수소원자핵을 공명시킬 때 발생하는 에너지를 이용하여 생성된다. 이때, 수소원자핵의 세차운동 주파수(precession frequency)와 공명하는 Larmor 주파수 ω₀인 RF 펄스를 인체에 인가하면, 핵의 공명이 일어나 에너지를 얻게 되며, 핵 스핀의 각도가 변화한다. 세차 주파수 ω₀는 수식 11과 같이 나타낼 수 있다.MRI images are generated by using the energy generated when a RF pulse is applied in a uniform magnetic field to resonate a hydrogen nucleus of a human body. At this time, when an RF pulse having a Larmor frequency ω ₀ resonating with the precession frequency of the hydrogen nucleus is applied to the human body, resonance of the nucleus occurs to obtain energy, and the angle of the nuclear spin changes. The carburized frequency ω ₀ can be expressed as:

[수식 11][Equation 11]

수식 11에서, 세차 주파수 ω₀의 단위는 MHz이다. γ는 핵의 종류에 따른 비례상수로, 자기회전 비(gyromagnetic ratio)를 나타내며, 단위는 MHz/T이다. B는 MRI 정자장의 자속 밀도이고, 단위는 T이다. 세차 주파수는 외부 자장의 세기에 비례하며, 핵의 종류에 따라 달라짐을 알 수 있다. MRI에서 주로 이용되는 수소 원자핵은 1.0T 자장에서 42.6MHz의 세차 주파수를 갖는다. 그러나, 자석의 잔류 자속 밀도에 의해 경사자장의 균질성이 깨지면, 핵의 세차 주파수가 변하게 되어 영상에 음영이 발생하므로 진단상의 어려움이 발생하게 된다. 본 발명의 실시 예에 따른 이식형 기기(100)는 3극성 자성 부재를 이용하기 때문에, 경사 자장의 균질성을 확보하여 인공 음영을 최소화하는 동시에, 외부 기기(200)와의 결합을 잘 유지할 수 있다.In Equation 11, the unit of the car wash frequency? ₀ is MHz. γ is a proportional constant according to the kind of nuclei, and it shows the gyromagnetic ratio, and the unit is MHz / T. B is the magnetic flux density of the Magnetic Sintered Field, and T is the unit. It can be seen that the wash frequency is proportional to the intensity of the external magnetic field and depends on the type of nucleus. Hydrogen nuclei, which are mainly used in MRI, have a carburizing frequency of 42.6 MHz at 1.0 T magnetic field. However, if the homogeneity of the oblique magnetic field is broken due to the residual magnetic flux density of the magnet, the frequency of the nuclei is changed and the shadow is generated in the image, which leads to a difficulty in diagnosis. Since the implantable device 100 according to the embodiment of the present invention uses the triplet magnetic member, homogeneity of the oblique magnetic field is ensured, artificial shadow is minimized, and coupling with the external device 200 can be maintained well.

도 10은 2극성 영구 자석 2개를 부착시킨 NSNS 자석의 자기력선 분포를 보여주는 시뮬레이션 도면이다. MRI는 shim 코일에 의해서 ±1μT의 굉장히 균일한 자장을 형성한다. 균일한 고자장 내에 체외기와 체내기 간의 고정을 위한 고정용 영구 자석이 놓이게 되면, 영구 자석에 자기력이 발생하며, 2극성 영구 자석들 간의 접합부와 양측 측면에 순시힘(instantaneous force)이 발생한다. 도 12는 2극성 영구 자석 2개를 부착시킨 NSNS 자석에 작용하는 순시힘을 개략적으로 보여주는 도면이다. 도 12를 참조하면, 2개의 2극성 영구 자석은 각각 F₁ 및 F₂, F₃ 및 F₄에 의해 회전력을 받으며, 2개의 2극성 영구 자석에 작용하는 회전력의 방향은 동일하다. 이는 이식형 기기를 사용 중인 환자가 MRI 검사 시 2극성 영구 자석의 회전력에 의하여 큰 압력을 받는 것을 의미한다.10 is a simulation view showing the distribution of magnetic force lines of an NSNS magnet to which two bipolar permanent magnets are attached. MRI forms a very uniform magnetic field of ± 1 μT by shim coils. When a stationary permanent magnet for fixing between the extracorporeal device and the body is placed in a uniform high magnetic field, a magnetic force is generated in the permanent magnet, and an instantaneous force is generated at the junction between the bipolar permanent magnets and both side surfaces. FIG. 12 is a schematic view showing an instantaneous force acting on an NSNS magnet to which two bipolar permanent magnets are attached. FIG. Referring to FIG. 12, the two bipolar permanent magnets are subjected to rotational force by F ₁ and F ₂ , F ₃ and F ₄ , respectively, and the directions of rotational forces acting on the two bipolar permanent magnets are the same. This means that patients undergoing implantable devices undergo large pressure due to the rotational force of bipolar permanent magnets during MRI examination.

도 11은 본 발명의 실시 예에 따른 이식형 기기를 구성하는 3극성 자성 부재의 자기력선 분포를 보여주는 시뮬레이션 도면이고, 도 13은 본 발명의 실시 예에 따른 이식형 기기를 구성하는 3극성 자성 부재에 작용하는 순시힘을 개략적으로 보여주는 도면이다. 도 13을 참조하면, 3극성 자성 부재의 경우, 전체 합력 F_t2은 수식 12와 같이 나타난다.FIG. 11 is a simulation view showing a distribution of magnetic force lines of a tri-polar magnetic member constituting an implantable device according to an embodiment of the present invention. FIG. Fig. 2 is a schematic view showing an instantaneous force acting on the robot; Referring to FIG. 13, in the case of a bipolar magnetic member, the total resultant force F _t2 is expressed by Equation (12).

[수식 12][Equation 12]

수식 12에서, F₁ = -F₂, F₃ = -F₄ 이며, 합력 F_t2는 물론, 두 개의 자석 부재에 작용하는 회전력의 합은 0이 된다. 즉, 3극성 자성 부재의 경우, 균일한 자장 내에서 접합부와 양측면에 순시힘이 각각 나타나지만, 힘의 방향이 각각 반대 방향으로 발생하기 때문에, 그 힘이 상쇄되어 회전력이 발생하지 않는다. 따라서, 이식형 전자의료기기를 사용 중인 환자가 MRI 검사를 받을 때 발생할 수 있는 자성체의 회전이나 이탈에 따른 측두골 부위의 고통이 현저히 감소한다.In Equation 12, F ₁ = -F ₂ and F ₃ = -F ₄ , and the sum of the rotational forces acting on the two magnet members as well as the resultant force F _t2 is zero. That is, in the case of a tri-polar magnetic member, momentary forces appear on the joint and both sides in a uniform magnetic field, but the force is canceled because the directions of forces are opposite to each other. Therefore, pain in the temporal bone area due to rotation or dislocation of the magnetic body, which may occur when a patient using the implantable electronic medical device undergoes an MRI examination, is significantly reduced.

3극성 자성 부재는 실린더형 영구 자석 2개를 같은 극성끼리 서로 부착한 형태로 설계할 수 있다. 공급 전류 10mA 정도 이하로 작동할 수 있는 다양한 소형의 이식형 장치들, 즉 이식형 보청기나 각종 신경자극 장치들 등에 사용될 수 있는 송수신용 코일의 크기와 두께를 고려할 때, 3극성 자성 부재는 예시적으로, 지름 9mm, 높이 1mm의 원판 형태로 제공될 수 있다. 이와 같은 3극성 자성 부재의 원판형 형상에 의하여, 외부 기기와의 인력을 일정 수준 이상으로 유지할 수 있으며, 송수신 코일을 단단히 고정시키고, 그에 따라 신호나 전력의 전달 효율을 높일 수 있다.The three-pole magnetic member can be designed such that two cylindrical permanent magnets are attached to each other with the same polarity. Considering the size and thickness of the transmitting and receiving coils, which can be used in various small implantable devices capable of operating at a supply current of about 10 mA or less, i.e. implantable hearing aids or various nerve stimulation devices, the tri- , And can be provided in the form of a disk having a diameter of 9 mm and a height of 1 mm. By the disk-like shape of the triangular magnetic member, the attraction force with the external device can be maintained at a certain level or more, and the transmission / reception coil can be firmly fixed, thereby improving the transmission efficiency of signals and electric power.

MRI 고자장 내에서 영구 자석에 작용하는 인력을 알아보기 위한 실험을 수행하였다. 도 14는 MRI 고자장 내에서 영구 자석에 작용하는 인력을 알아보기 위한 실험 환경을 개략적으로 보여주는 도면이다. 실험은 두꺼운 아크릴 케이스 내에서 이루어졌다. 아크릴 케이스의 크기는 가로 17cm, 세로 23cm, 높이 18cm로 하였으며, 두께는 1cm로 하였다. 아크릴 케이스의 내부 공간에는 각도기를 설치하였다. 실험 프로토콜은 ASTM F 2052에 의거하여 수행하였다. 3극성 자성 부재(110)를 나일론 줄(31)에 매달았으며, 정확한 인력을 측정하기 위해, 3극성 자성 부재(110)에 비 자성체 추(32)를 달아 3극성 자성 부재(110)가 움직이는 각도를 60°이하로 제한하였다. MRI 마그넷 보어 중심(magnetic bore isocenter)으로부터의 거리에 따라 변화되는 3극성 자성 부재(110)의 각도로부터 자기력을 측정하였다. 본 발명의 실시 예와의 비교를 위해 2극성 영구 자석에 대하여도 동일한 실험을 수행하였으며, 이를 비교 예로 하였다.Experiments were carried out to investigate the attractive force acting on the permanent magnets in the MRI high field. 14 is a view schematically showing an experimental environment for examining the attraction force acting on the permanent magnet in the MRI high magnetic field. The experiment was done in a thick acrylic case. The size of the acrylic case was 17cm in width, 23cm in height, 18cm in height, and the thickness was 1cm. A protractor was installed in the inner space of the acrylic case. The experimental protocol was performed according to ASTM F 2052. The triangular magnetic member 110 is suspended from the nylon string 31 and the nonmagnetic member weight 32 is attached to the triangular magnetic member 110 to measure the accurate attraction force, Lt; RTI ID = 0.0 > 60. Magnetic force was measured from the angle of the tri-polar magnetic member 110, which varies with the distance from the magnetic bore isocenter of the MRI magnet. For comparison with the embodiment of the present invention, the same experiment was performed on bipolar permanent magnets, and this was compared as a comparative example.

도 15는 마그넷 보어로부터의 거리에 따른 자기력의 변화를 보여주는 그래프이다. 도 15를 참조하면, MRI의 shim 코일에 의해 균일 자장이 형성되는 마그넷 보어 중심 부근에서는 굉장히 균일한 자장이 형성되기 때문에 비교예와 발명 예 모두 각도의 변화가 나타나지 않았다. 즉, 균일한 자장에 의하여 영구 자석에 인력이 전혀 발생하지 않음을 알 수 있다. 마그넷 보어로부터의 거리가 약 40cm를 초과할 때, 균일 자장이 형성되지 않은 지점부터 영구 자석은 인력을 받기 시작하며, 2극성 영구 자석은 약 100cm에서 최대 자기력 0.336N이 발생하였다. 반면, 3극성 자성 부재는 마그넷 보어로부터의 거리가 약 100cm일 때, 0.177N의 자기력이 발생하였으며, 2극성 영구 자석보다 자기력이 약 1/2로 감소하였다. 마그넷 보어로부터의 거리가 100cm를 초과함에 따라, MRI 자장은 선형적으로 감소하며, 210cm 이후에는 거의 자기력이 발생하지 않는다.15 is a graph showing a change in magnetic force according to the distance from the magnet bore. Referring to FIG. 15, since a very uniform magnetic field is formed near the center of the magnet bore where a uniform magnetic field is formed by the shim coils of the MRI, there is no change in angle in both the comparative example and the invention example. That is, it can be seen that no attractive force is generated in the permanent magnet due to the uniform magnetic field. When the distance from the magnet bore exceeded about 40 cm, the permanent magnet started to receive gravity from the point where the uniform magnetic field was not formed, and the bipolar permanent magnet generated a maximum magnetic force of 0.336 N at about 100 cm. On the other hand, when the distance from the magnet bore is about 100 cm, the magnetic force of the triplet magnetic member is 0.177 N, and the magnetic force is reduced to about 1/2 of that of the bipolar permanent magnet. As the distance from the magnet bore exceeds 100 cm, the magnetic field decreases linearly, and after 210 cm, almost no magnetic force is generated.

도 16은 MRI 고자장 내에서 3극성 자성 부재에 작용하는 회전력을 알아보기 위한 실험 환경을 개략적으로 보여주는 도면이다. 도 16에 도시된 바와 같이, 실험은 두꺼운 아크릴 케이스(46) 내에서 수행되었다. 3극성 자성 부재(110)의 회전축과 아크릴 디스크(43)의 회전축을 일치하도록 고정한 후, 아크릴 디스크(43)는 지지대(41) 상의 비 자성체 베어링(42)과 결합하여 MRI 고자장에 영향받지 않도록 하였으며, 마찰력을 최소화하기 위해서 비 자성체 베어링(42)에 윤활제를 도포하였다. 아크릴 디스크(43) 측면에 나일론 줄(44)을 고정하였다. MRI 마그넷 보어 중심에서 자석이 90°로 회전할 때 고정용 자석이 최대 회전력을 가지므로, 이때 비 자성체 추(45)의 무게를 알아내기 위해서 중력 방향으로 매달린 비 자성체 추의 무게를 무거운 무게에서 낮은 무게로 변화시키면서 평형이 되는 지점, 즉 최대 회전력을 가지는 비 자성체 추의 무게를 알아내었다.16 is a schematic view showing an experimental environment for examining a rotational force acting on a tri-polar magnetic member in an MRI high magnetic field. As shown in Fig. 16, the experiment was carried out in the thick acrylic case 46. Fig. The acrylic disk 43 is combined with the non-magnetic body bearing 42 on the support 41 so as not to be affected by the MRI high magnetic field after fixing the rotation axis of the triple polarity magnetic member 110 to the rotation axis of the acrylic disk 43 And lubricant was applied to non-magnetic bearing (42) to minimize frictional force. A nylon string (44) was fixed to the side of the acrylic disk (43). In order to determine the weight of the non-magnetic body weight 45, the weight of the non-magnetic body weight suspended in the direction of gravity is set to be lower than the weight of the non-magnetic body weight The weight of the non-magnetic body weight with the maximum rotational force was found by changing the weight.

2극성 영구 자석의 경우, 추의 무게가 834g일 때, MRI 마그넷 보어 중심에서 2극성 영구 자석의 회전력과 비 자성체 추의 무게가 평형을 이루었으며, 3극성 자성 부재의 경우, 추의 무게가 213g일 때, MRI 마그넷 보어 중심에서 3극성 자성 부재의 회전력과 비 자성체 추의 무게가 평형을 이루었다. 이때 발생되는 최대 회전력을 수식 10에 의하여 계산하면, 2극성 영구 자석의 경우, 0.0817N·m, 3극성 자성 부재의 경우, 0.0208N·m로서, 본 발명의 실시 예에 따라 3극성 자성 부재를 이용하면, 자장에 의한 회전력이 약 1/4로 감소함을 알 수 있다.In the case of bipolar permanent magnets, when the weight of the weight is 834 g, the rotating force of the bipolar permanent magnet is balanced with the weight of the nonmagnetic body weight at the center of the MRI magnet bore. In the case of the triplet magnetic member, , The rotational force of the triplet magnetic member and the weight of the nonmagnetic body weight were in equilibrium at the center of the MRI magnet bore. The maximum rotational force generated at this time is calculated according to the following equation 10, which is 0.0817 Nm in the case of the bipolar permanent magnet and 0.0208 Nm in the case of the triple polarity magnetic member. According to the embodiment of the present invention, It can be seen that the rotational force by the magnetic field is reduced to about 1/4.

MRI 정자장 내에 자성체가 놓이면, shim 코일에 의해서 균질하게 형성된 자장이 변형되어, MRI 스캔 영상에 인공음영이 발생할 수 있다. 의사는 인공 음영으로 인하여, 환자의 MRI 영상을 판독하는데 굉장한 어려움을 느낄 수 있다. 본 발명의 실시 예에 따라, 3극성 자성 부재를 이용할 경우, 실제 MRI 스캔 영상의 인공 음영을 어느 정도로 줄일 수 있는지를 확인하기 위한 실험을 수행하였다. 실험을 위해, 사람 머리 크기의 아크릴 재질의 팬텀을 제작하였다. 팬텀의 내부 크기는 한국인 인체치수 조사에 나오는 자료에 의거하여, 사람의 평균 머리 크기인 가로 15cm, 세로 21cm, 높이 16cm로 하였다.If a magnetic body is placed in the MRI sperm field, the magnetic field formed by the shim coils may be deformed and artificial shading may occur in the MRI scan image. Due to the artificial shadow, the doctor may have a great difficulty in reading the patient's MRI image. According to an embodiment of the present invention, an experiment was conducted to confirm to what extent the artificial shadow of an actual MRI scan image can be reduced when a triangular magnetic member is used. For the experiment, we made a phantom of human hair size acrylic. The internal size of the phantom was determined to be 15 cm in width, 21 cm in height, and 16 cm in height, based on the data of Korean human body size survey.

도 17은 MRI 스캔 영상의 인공 음영을 확인하기 위해 팬텀에 아크릴 봉을 형성한 것을 보여주는 관상면 영상을 나타내는 도면이고, 도 18은 MRI 스캔 영상의 인공 음영을 확인하기 위해 팬텀에 아크릴 봉을 형성한 것을 보여주는 시상면 영상을 나타내는 도면이다. 도 17 내지 도 18에 도시된 바와 같이, 팬텀의 정 중앙을 기준으로 지름 1cm, 길이 4.5cm 아크릴 봉을 4cm 간격으로 총 15개 고정하였다. 영구 자석은 팬텀 윗면 정 중앙에 MRI의 z축 정자장 방향과 수직이 되도록 위치시켰다. 실제 인체와 유사한 환경을 위해, 팬텀 내에 생리식염수(saline solution)를 가득 채웠으며, RF 펄스 신호에 의해서 생성된 신호를 스핀 에코(spin echo, SE) 기법으로 나타내었다.FIG. 17 is a view showing a coronal image showing formation of an acrylic bar on a phantom to check an artificial shadow of an MRI scan image, FIG. 18 is a view showing an acrylic bar formed on a phantom Which is a sagittal plane image. As shown in FIGS. 17 to 18, a total of 15 acrylic rods having a diameter of 1 cm and a length of 4.5 cm were fixed at intervals of 4 cm based on the center of the phantom. The permanent magnet was positioned at the center of the phantom top surface to be perpendicular to the z-axis sagittal direction of the MRI. For a real human-like environment, the saline solution was filled in the phantom and the signal generated by the RF pulse signal was represented by a spin echo (SE) technique.

도 19는 팬텀에 2극성 영구 자석을 설치하였을 때의 MRI 스캔 영상으로서, 관상면 영상(coronal view)을 나타낸 도면이고, 도 20은 팬텀에 3극성 자성 부재를 설치하였을 때의 MRI 스캔 영상으로서, 관상면 영상(coronal view)을 나타낸 도면이다. 도 19 내지 도 20의 도시로부터 알 수 있듯이, 3극성 자성 부재를 설치한 경우, 2극성 영구 자석을 설치한 경우에 비하여, 인공 음영이 현저히 감소된다. 관상면 영상(coronal view)에 대해 측정한 결과, 3극성 자성 부재의 경우, 2극성 영구 자석에 비해 인공 음영이 대략 40~60% 감소된다.FIG. 19 is an MRI scan image when a bipolar permanent magnet is installed on a phantom, and FIG. 20 is a view showing a coronal view. FIG. 20 is an MRI scan image obtained when a phantom is provided with a triangular magnetic member, And a coronal view. As can be seen from Figs. 19 to 20, when the three-pole magnetic member is provided, artificial shading is remarkably reduced as compared with the case where bipolar permanent magnets are provided. As a result of measuring the coronal view, the artifacts of the triplet magnetic member are reduced by about 40 to 60% as compared with the bipolar permanent magnet.

도 21은 팬텀에 2극성 영구 자석을 설치하였을 때의 MRI 스캔 영상으로서, 시상면 영상(sagittal view)을 나타낸 도면이고, 도 22는 팬텀에 3극성 자성 부재를 설치하였을 때의 MRI 스캔 영상으로서, 시상면 영상(sagittal view)을 나타낸 도면이다. 도 21 내지 도 22의 도시로부터 알 수 있듯이, 시상면 영상(sagittal view)에 대해 측정한 결과, 3극성 자성 부재를 설치한 경우, 2극성 영구 자석을 설치한 경우에 비하여, 인공 음영이 대략 42% 감소된다.FIG. 21 is a view showing a sagittal view as an MRI scan image when a bipolar permanent magnet is installed on a phantom, FIG. 22 is an MRI scan image obtained when a phantom is provided with a triangular magnetic member, And a sagittal view. As can be seen from Figs. 21 to 22, when the sagittal view was measured, it was found that when the three-pole magnetic member was provided, the artificial shade was about 42 %.

체내 고정용 3극성 자성 부재의 역할은 체외기, 즉 외부 기기의 자성체와의 인력을 유지하여 송수신 코일 간의 신호와 전력 전달의 효율을 향상시키고, 체내기 시스템의 구동에 적합하게 하는 동시에, MRI 촬영 시 체내 자석의 움직임을 줄이고, MRI 영상의 열화를 줄이는 것에 있다.The role of the triple polarity magnetic member for fixing in the body is to maintain the attraction force with the magnetic body of the extracorporeal device, that is, the external device to improve the efficiency of signal and power transmission between the transmitting and receiving coils, To reduce the motion of the magnet in the body, and to reduce the deterioration of the MRI image.

체내외 자석 간의 인력을 유한요소 해석을 통해서 확인하기 위한 실험을 수행하였다. 도 23에 도시된 바와 같이, 지름 9mm, 높이 1mm의 네오디뮴 자석 두 개를 접합하여 3극성 자성 부재(110)를 제조하였으며, 외부 기기(200)의 자성체(210)에 해당하는 2극성 네오디뮴 자석의 지름을 6~15mm로 변화시키면서, 유한요소해석 툴을 사용하여 체내외 자석 간의 인력을 산출하였다. 인체와 유사한 환경을 위하여, 3극성 자성 부재(110)와 2극성 자성체(210) 간에 6mm의 아크릴판을 설치하였다.Experiments were performed to confirm the force between internal and external magnets through finite element analysis. As shown in FIG. 23, two pieces of neodymium magnets having a diameter of 9 mm and a height of 1 mm were bonded to each other to produce a triplet magnetic member 110, and a bipolar neodymium magnet corresponding to the magnetic substance 210 of the external device 200 While varying the diameter from 6 to 15 mm, the force between the internal and external magnets was calculated using a finite element analysis tool. For the environment similar to a human body, a 6 mm acrylic plate was provided between the tri-polar magnetic member 110 and the bipolar magnetic member 210.

도 24는 자성체의 지름에 따른 자기력의 유한요소해석 결과를 보여주는 도면이다. 도 24를 참조하면, 유한요소해석 결과, 자성체(210)의 지름이 11mm일 때 체내외 자석 간의 인력이 약 0.179N으로 가장 크게 나타났다. 다음으로, 자성체(210)의 지름을 11 mm로 고정시킨 다음, 자성체(210)의 높이를 2~20mm까지 2mm 간격으로 변화시키면서, 체내외 영구 자석 간의 인력을 확인하였다. 도 25는 자성체의 높이에 따른 자기력의 유한요소해석 결과를 보여주는 도면이다. 도 25를 참조하면, 자성체(210)의 높이가 14mm일 때, 고정용 체내외 영구 자석 간의 인력은 약 0.55N으로 나타났다. 자성체(210)의 높이가 16, 18, 20mm 일 때 고정용 체내외 자석 간의 인력은 높이가 14mm일 때와 큰 변화가 없으며, 인력이 포화된다. 자성체(210)의 높이가 증가할수록, 자석의 무게와 부피는 증가한다. 따라서, 자성체(210)의 지름이 11mm, 높이가 14mm 일 때, 작은 부피를 갖는 동시에, 최대 인력을 발생하는 것을 알 수 있다.24 is a view showing a result of finite element analysis of the magnetic force according to the diameter of the magnetic body. Referring to FIG. 24, as a result of the finite element analysis, when the diameter of the magnetic body 210 is 11 mm, the attractive force between the outer and inner magnets is about 0.179N. Next, the diameter of the magnetic body 210 was fixed at 11 mm, and the attractive force between the permanent magnet inside and outside the body was checked while changing the height of the magnetic body 210 to 2 to 20 mm at intervals of 2 mm. 25 is a view showing a finite element analysis result of the magnetic force according to the height of the magnetic body. Referring to FIG. 25, when the height of the magnetic body 210 is 14 mm, the attractive force between the outer permanent magnets in the fixing body is about 0.55N. When the height of the magnetic body 210 is 16, 18, or 20 mm, the attractive force between the outer magnets in the fixing body is not greatly changed when the height is 14 mm, and the attractive force is saturated. As the height of the magnetic body 210 increases, the weight and volume of the magnet increase. Therefore, when the magnetic body 210 has a diameter of 11 mm and a height of 14 mm, it can be seen that it has a small volume and generates a maximum attractive force.

체외 송신기가 환자의 움직임에도 탈착되지 않고 체내 수신기에 충분한 전력을 전달할 수 있는 허용 질량 m은 수식 13과 같은 뉴턴의 제2 법칙, 즉 가속도의 법칙에 의해서 구해진 고정용 체내외 자석 간의 인력 F에 의하여 알아낼 수 있다.The permissible mass m, which allows the external transmitter to transmit sufficient power to the internal receiver without being desorbed by the patient's movement, can be calculated by Newton's second law, Equation 13, You can find out.

[수식 13][Equation 13]

수식 13에서, v는 속도, t는 시간, a는 가속도, g는 중력가속도(9.8 m/s²)이다. 수식 13을 변형하여 질량에 의한 식으로 나타내면 수식 14와 같이 나타낼 수 있다.In Equation 13, v is velocity, t is time, a is acceleration, and g is gravitational acceleration (9.8 m / s ² ). Equation 13 can be expressed as Equation 14 by modifying Equation 13 and expressing it by mass.

[수식 14][Equation 14]

고정용 체내외 영구 자석이 충분한 인력을 유지할 수 있는 질량은 수식 14에 의해 계산될 수 있으며, 계산 결과 3극성 자성 부재와 인력을 유지할 수 있는 외부 기기의 자성체의 최대 질량은 56.4g으로 산출된다. 인력 실험과 동일한 환경 하에서, MRI 촬영 후, 체내 고정용 2극 영구 자석과 3극성 자성 부재의 감자 정도를 측정하기 위한 실험을 수행하였다. 체내 고정용 3극성 자성 부재의 경우, 서로 같은 극이 마주보는 형태로 부착되어 있기 때문에, 두 자석 중 MRI 고자장에 영향을 조금 더 받게 되는 자석에 의해서 MRI 자장과 나란한 방향으로 회전한다. 이때 나머지 하나의 자석은 MRI 정자장과 역방향으로 놓이게 되므로 감자가 발생하며, 실험 결과 체내 고정용 3극 영구자석의 감자율은 약 27.6%로 측정되었다. 감자된 체내 고정용 3극성 자성 부재와, 지름 11mm, 높이 14mm 체외 고정용 자석과의 인력은 유한요소 해석으로 확인해 본 결과 약 0.4N으로 계산되었으며, 수식 14에 의해서, 감자된 후, 자석 간의 인력을 유지할 수 있는 2극성 자성체의 최대 질량은 40.9g으로 계산되었다. 전송을 위한 코일의 무게는 약 0.5g에 불과하므로, 감자 정도를 고려하더라도, 가벼운 재질의 외부 케이스로 체외기를 제작하면 환자의 움직임에도 충분한 인력을 유지하는 동시에 높은 전력 전달 효율을 얻을 수 있다.The mass of the permanent magnet outside the fixed body can be calculated by Equation 14, and the maximum mass of the magnetic body of the external device capable of holding the triangular magnetic member and the attraction force is calculated to be 56.4 g. In the same environment as the human force experiment, an experiment was conducted to measure the potato quantities of the bipolar permanent magnet and the bipolar magnetic member for immobilization after the MRI. In the case of the triple polarity magnetic member for fixation in the body, since the same polarity is attached to each other in the opposite form, the magnet rotates in parallel to the MRI magnetic field by the magnet which is slightly influenced by the MRI high magnetic field. At this time, since the other magnet is placed in the opposite direction to the MRI sperm field, potatoes are generated. As a result, the sensitivity of the three-pole permanent magnet for immobilization is about 27.6%. The attractive force between the potentiated three-polarity magnetic member for fixing in the body and the magnets for external fixation of 11 mm in diameter and 14 mm in height was calculated to be about 0.4 N by the finite element analysis. After the magnetization by the formula 14, The maximum mass of the bipolar magnetic body was calculated to be 40.9 g. Since the weight of the coil for transfer is only about 0.5 g, even when considering the degree of the potato, manufacturing the extracorporeal device with a lightweight outer case can maintain a sufficient manpower for the patient's movement and achieve high power transmission efficiency.

이상의 실시 예들은 본 발명의 이해를 돕기 위하여 제시된 것으로, 본 발명의 범위를 제한하지 않으며, 이로부터 다양한 변형 가능한 실시 예들도 본 발명의 범위에 속하는 것임을 이해하여야 한다. 본 발명의 기술적 보호범위는 특허청구범위의 기술적 사상에 의해 정해져야 할 것이며, 본 발명의 기술적 보호범위는 특허청구범위의 문언적 기재 그 자체로 한정되는 것이 아니라 실질적으로는 기술적 가치가 균등한 범주의 발명에 대하여까지 미치는 것임을 이해하여야 한다.It is to be understood that the above-described embodiments are provided to facilitate understanding of the present invention, and do not limit the scope of the present invention, and it is to be understood that various modifications are possible within the scope of the present invention. It is to be understood that the technical scope of the present invention should be determined by the technical idea of the claims and that the technical scope of the present invention is not limited to the literary description of the claims, To the invention of the invention.

10: 무선 전송 장치 20: 피이식체
21: 피부 100: 이식형 기기
110: 3극성 자성 부재 111: 제1 자석 부재
112: 제2 자석 부재 113: 접착제
114: 함체 120: 제2 코일
130: 제2 신호 처리부 140: 제2 하우징
150: 전선 200: 외부 기기
210: 자성체 220: 제1 코일
230: 제1 신호 처리부 240: 제1 하우징10: wireless transmission device 20:
21: skin 100: implantable device
110: 3-pole magnetic member 111: first magnet member
112: second magnet member 113: adhesive
114: Enclosure 120: Second coil
130: second signal processor 140: second housing
150: Wire 200: External device
210: magnetic body 220: first coil
230: first signal processor 240: first housing

Claims (13)

피이식체에 이식될 수 있는 이식형 기기로서,
무선으로 신호나 전력을 송신하거나 수신할 수 있는 전송부; 및
상기 전송부에 고정되고, 서로 같은 자기 극성끼리 마주하도록 결합되는 복수 개의 자석 부재를 포함하는 3극성 자성 부재를 포함하며,
상기 전송부는 무선으로 상기 신호나 상기 전력을 송신하거나 수신할 수 있는 코일을 포함하며,
상기 3극성 자성 부재는 상기 코일의 중심 축 상에 고정되는 이식형 기기.An implantable device that can be implanted in a tissue,
A transmission unit capable of wirelessly transmitting or receiving a signal or power; And
And a three-pole magnetic member fixed to the transfer portion and including a plurality of magnet members coupled to face each other with the same magnetic polarity,
Wherein the transmission unit includes a coil capable of wirelessly transmitting or receiving the signal or the power,
Wherein the tri-polar magnetic member is fixed on the central axis of the coil. 제1 항에 있어서,
상기 3극성 자성 부재는 S-N-S 또는 N-S-N 자기 극성 배열을 갖는 이식형 기기.The method according to claim 1,
Wherein the tri-polar magnetic member has an SNS or NSN magnetic polarity arrangement. 제1 항에 있어서,
상기 복수 개의 자석 부재는,
2극성을 갖는 제1 자석 부재; 및
2극성을 갖는 제2 자석 부재를 포함하며,
상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는 서로 같은 자기 극성끼리 마주하도록 결합되는 이식형 기기.The method according to claim 1,
Wherein the plurality of magnet members
A first magnet member having bipolarity; And
And a second magnet member having bipolarity,
Wherein the first magnet member and the second magnet member are coupled so as to face each other with the same magnetic polarity. 제3 항에 있어서,
상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는 상호 간에 상쇄되는 자기모멘트를 갖도록 결합되는 이식형 기기.The method of claim 3,
Wherein the first magnet member and the second magnet member are coupled so as to have a magnetic moment canceling each other. 제3 항에 있어서,
상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는 접착제에 의해 부착되는 이식형 기기.The method of claim 3,
Wherein the first magnet member and the second magnet member are attached by an adhesive. 제3 항에 있어서,
상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는, 비자성체인 함체 내에 수납되고, 상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재 간의 척력에 의하여 상기 함체의 양측 내벽에 지지되는 이식형 기기.The method of claim 3,
Wherein the first magnet member and the second magnet member are housed in a housing which is a nonmagnetic body and is supported by inner walls of both sides of the housing by a repulsive force between the first magnet member and the second magnet member. 무선으로 신호나 전력을 송신하거나 수신하는 제1 전송부와, 상기 제1 전송부에 고정되는 자성체를 포함하는 외부 기기; 그리고
피이식체에 이식될 수 있는 이식형 기기를 포함하며,
상기 이식형 기기는,
무선으로 상기 신호나 상기 전력을 수신하거나 송신하는 제2 전송부; 및
상기 제2 전송부에 고정되고, 상기 자성체와 자기적으로 결합되며, 서로 같은 자기 극성끼리 마주하도록 결합되는 복수 개의 자석 부재를 포함하는 3극성 자성 부재를 포함하며,
상기 제1 전송부는 무선으로 상기 신호나 상기 전력을 송신하거나 수신할 수 있는 제1 코일을 포함하며,
상기 제2 전송부는 무선으로 상기 신호나 상기 전력을 수신하거나 송신할 수 있는 제2 코일을 포함하며,
상기 자성체는 상기 제1 코일의 중심 축 상에 고정되고,
상기 3극성 자성 부재는 상기 제2 코일의 중심 축 상에 고정되는 무선 전송 장치.A first transmitting unit for transmitting or receiving a signal or power wirelessly; and an external device including a magnetic body fixed to the first transmitting unit; And
An implantable device capable of being implanted in a tissue,
In the implantable device,
A second transmitting unit for receiving or transmitting the signal or the power wirelessly; And
And a plurality of magnet members fixed to the second transfer unit and magnetically coupled with the magnetic bodies and coupled to face each other with the same magnetic polarity,
Wherein the first transmission unit includes a first coil capable of wirelessly transmitting or receiving the signal or the power,
Wherein the second transmitter includes a second coil capable of wirelessly receiving or transmitting the signal or the power,
The magnetic body is fixed on the central axis of the first coil,
And the bipolar magnetic member is fixed on the central axis of the second coil. 제7 항에 있어서,
상기 복수 개의 자석 부재는,
2극성을 갖는 제1 자석 부재; 및
2극성을 갖는 제2 자석 부재를 포함하며,
상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는 서로 같은 자기 극성끼리 마주하도록 결합되는 무선 전송 장치.8. The method of claim 7,
Wherein the plurality of magnet members
A first magnet member having bipolarity; And
And a second magnet member having bipolarity,
Wherein the first magnet member and the second magnet member are coupled to face each other with the same magnetic polarity. 제8 항에 있어서,
상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는 접착제에 의해 부착되는 무선 전송 장치.9. The method of claim 8,
Wherein the first magnet member and the second magnet member are attached by an adhesive. 제8 항에 있어서,
상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는, 비자성체인 함체 내에 수납되고, 상기 제1 자석 부재 및 상기 제2 자석 부재 상호 간의 척력에 의하여 상기 함체의 양측 내벽에 지지되는 무선 전송 장치.9. The method of claim 8,
Wherein the first magnet member and the second magnet member are housed in a housing which is a nonmagnetic body and supported by inner walls on both sides of the housing by a repulsive force between the first magnet member and the second magnet member. 제8 항에 있어서,
상기 제1 자석 부재와 상기 제2 자석 부재는 상호 간에 상쇄되는 자기모멘트를 갖도록 결합되는 무선 전송 장치.9. The method of claim 8,
Wherein the first magnet member and the second magnet member are coupled so as to have a magnetic moment canceling each other. 제7 항에 있어서,
상기 자성체는, 상기 제1 코일의 중심 축 방향의 자기모멘트를 갖도록 상기 제1 코일에 고정되는 무선 전송 장치.8. The method of claim 7,
And said magnetic body is fixed to said first coil so as to have a magnetic moment in a direction of a central axis of said first coil. 제12 항에 있어서,
상기 자성체와 상기 3극성 자성 부재의 자기적 결합에 의하여, 상기 제1 코일과 상기 제2 코일은 동일한 중심 축 상에 평행하게 배열되는 무선 전송 장치.13. The method of claim 12,
And the first coil and the second coil are arranged in parallel on the same central axis by magnetic coupling of the magnetic body and the tri-polar magnetic member.

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