WO2024090700A1 - 생체조직 파쇄 장치 및 이를 이용한 생체조직 파쇄 범위 조절 방법 - Google Patents

생체조직 파쇄 장치 및 이를 이용한 생체조직 파쇄 범위 조절 방법 Download PDF

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WO2024090700A1
WO2024090700A1 PCT/KR2023/007489 KR2023007489W WO2024090700A1 WO 2024090700 A1 WO2024090700 A1 WO 2024090700A1 KR 2023007489 W KR2023007489 W KR 2023007489W WO 2024090700 A1 WO2024090700 A1 WO 2024090700A1
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pressure
range
focused ultrasound
sound pressure
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PCT/KR2023/007489
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박기주
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경희대학교 산학협력단
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    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H20/00—ICT specially adapted for therapies or health-improving plans, e.g. for handling prescriptions, for steering therapy or for monitoring patient compliance
    • G16H20/40—ICT specially adapted for therapies or health-improving plans, e.g. for handling prescriptions, for steering therapy or for monitoring patient compliance relating to mechanical, radiation or invasive therapies, e.g. surgery, laser therapy, dialysis or acupuncture

Definitions

  • the present invention relates to a biological tissue shredding device and a method of controlling the biological tissue shredding range using the same, and more specifically, to a device and a method for controlling the biological tissue shredding range by controlling the strength of the shock wave scattering effect.
  • High Intensity Focused Ultrasound based on ultrasonic thermal energy, is a technology that causes thermal necrosis of tissue by concentrating high intensity ultrasonic energy in one place and generating high heat (for example, over 50 degrees Celsius) at the ultrasonic focus.
  • HIFU is widely used clinically for the treatment of uterine fibroids, uterine adenopathy, benign prostatic hypertrophy, prostate cancer, metastatic bone tumor, and hydrops.
  • variable acoustic pressure shock wave histotripsy technology artificially generates primary water vapor bubbles at the ultrasonic focus and then sequentially lowers the focal acoustic pressure below the threshold at which the shock wave scattering effect appears. Through this, it is possible to finely shatter surrounding biological tissues by controlling only the mobility of the primary water vapor bubbles without the shock wave scattering effect.
  • variable acoustic pressure shock wave histotripsy technology does not generate a shock wave scattering effect compared to the existing boiling histotripsy technology, so it can finely shred biological tissue, but it is difficult to arbitrarily control the range of biological tissue shredding. There is a downside.
  • the present invention provides a biological tissue shredding device capable of non-invasively shredding biological tissue by controlling the strength of the shock wave scattering effect and adjusting the range and intensity of biological tissue shredding, and a method of controlling the biological tissue shredding range using the same.
  • a method of operating a biological tissue shredding device operated by at least one processor which is a feature of the present invention for achieving the technical object of the present invention, comprising:
  • Obtaining learning data including information on the characteristics of the biological tissue, the pressure of focused ultrasound, the time of application of variable sound pressure, and the range of destruction of the biological tissue, when the learning data is input, the characteristics of the biological tissue and the range of destruction of the biological tissue are determined.
  • learning a model to output the pressure of the focused ultrasound, the timing of applying the variable sound pressure, and the number of pulses, and when a medical image including the target biological tissue is input to the learned model, focusing to shred the target biological tissue. It includes setting the pressure of ultrasonic waves, the timing of applying variable sound pressure, and the number of pulses.
  • the setting step After the setting step, outputting focused ultrasound at the pressure of the focused ultrasound set to the target biological tissue to shred the target biological tissue, and adjusting the acoustic pressure and intensity of the focused ultrasound at the time of applying the variable sound pressure. It may include a control step to lower it.
  • the focused ultrasound has a shock wave pressure of 40 MPa or more or a non-linear ultrasonic waveform with a maximum static pressure of 30 MPa or more and a maximum negative pressure of 10 MPa or less, and controlling the intensity of the focused ultrasound to a set value or less.
  • the subsequent focused ultrasound has a shock wave pressure of less than 40 MPa, or has either a linear or non-linear ultrasound waveform with a maximum static pressure of 30 MPa or less and a maximum negative pressure of 10 MPa or more, and the pulse time is set to a minimum of 0.1 ms and a maximum of 100 ms.
  • the ultrasonic center frequency may be in the range of 0.1 MHz to 10 MHz
  • the pulse repetition frequency may be in the range of 0.1 MHz to 100 MHz
  • the duty cycle may have at least one pulse number in the range of 0.1% to 10%.
  • a plurality of timings of applying the variable sound pressure may be set after the timing at which water vapor bubbles are generated in the target biological tissue due to the output of the focused ultrasound.
  • the pressure of the focused ultrasound output to the target biological tissue can be controlled to be different at each of the plurality of variable sound pressure application time points.
  • the model when the learning data is input, the model may be learned so that the range of destruction of the biological tissue is displayed according to the characteristics of the biological tissue and the pressure of the focused ultrasound and the time of application of the variable sound pressure.
  • the pressure of the focused ultrasound to shatter the target biological tissue, the timing of applying variable sound pressure, and the range of destruction of the target biological tissue are displayed on the medical image. can do.
  • the model After controlling to lower the intensity, obtaining a shredding image in which the target biological tissue is shredded according to the settings, calculating shredding corresponding to the actual shredding range extracted from the shredding image and the shredding range information of the biological tissue. Comparing the difference range of the range, and if the difference range is greater than a preset critical range, the model is created using the actual shredding range, the pressure of the focused ultrasound, the timing of applying the variable sound pressure, and the specification of the biological tissue. It may include a re-learning step.
  • a biological tissue shredding device comprising: an ultrasonic output unit for outputting focused ultrasonic waves; And a control unit for controlling the pressure of the focused ultrasound and the timing of application of the variable sound pressure, wherein the control unit controls the control of the focused ultrasound according to the characteristics of the target biological tissue, the pressure of the focused ultrasound, and the range of destruction of the biological tissue. Set the timing of lowering the pressure differently.
  • the processor when learning data including information on the characteristics of the biological tissue, the pressure of the focused ultrasound, the time of application of variable sound pressure, and the range of destruction of the biological tissue is input, the focused ultrasound waves are performed according to the characteristics of the biological tissue and the range of destruction of the biological tissue.
  • the model can be learned so that the pressure, variable sound pressure application point, and number of pulses are output.
  • the processor may set a plurality of timings for applying the variable sound pressure after the timing at which water vapor bubbles are generated in the target biological tissue due to the output of the focused ultrasound.
  • the processor may control the pressure of the focused ultrasound output to the target biological tissue to be different at each of the plurality of variable sound pressure application times.
  • the processor may learn the model so that the range of destruction of the biological tissue is displayed according to the characteristics of the biological tissue, the pressure of the focused ultrasound, and the time of application of the variable sound pressure.
  • the processor controls to display the pressure of the focused ultrasound to shatter the target biological tissue, the timing of applying variable sound pressure, and the range of destruction of the target biological tissue on the medical image. You can.
  • the processor extracts an actual shredding range from the shredded image of the target biological tissue shredded according to settings, compares the extracted actual shredded range with a difference range of the calculated shredded range corresponding to shredded range information of the biological tissue, If the difference range is greater than the preset critical range, the model can be retrained using the actual fracture range, the pressure of the focused ultrasound, the timing of applying the variable sound pressure, and the specification of the biological tissue.
  • the present invention since it is possible to arbitrarily adjust the timing of applying variable sound pressure after the generation of water vapor bubbles, it is possible to crush the lesion by customizing the intensity of the shock wave scattering effect according to the size of the lesion to be destroyed.
  • Figure 1 is an exemplary diagram showing the removal process of biological tissue through a conventional focused ultrasound soft tissue removal technology.
  • Figure 2 is an exemplary diagram showing the principle of shock wave scattering effect and bubble cloud generation in the conventional focused ultrasound soft tissue removal technology.
  • Figure 3 is a structural diagram of a biological tissue disruption device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a flowchart of the operation of the biological tissue shredding device according to an embodiment of the present invention.
  • Figure 5 is a flowchart of the operation of a biological tissue shredding device according to another embodiment of the present invention.
  • Figure 6 is an example view of a screen provided according to another embodiment of the present invention.
  • Figure 7 is a flowchart of retraining a model according to an embodiment of the present invention.
  • Figure 8 is a structural diagram of a computing system according to an embodiment of the present invention.
  • FIGS. 1 and 2 Before describing embodiments of the present invention, a conventional focused ultrasound soft tissue removal technology will be described with reference to FIGS. 1 and 2.
  • Figure 1 is an exemplary diagram showing the removal process of biological tissue through a conventional focused ultrasound soft tissue removal technology.
  • shock wave heating shock wave heating
  • Figure 1(b) primary boiling bubbles are generated at the focus, as shown in Figure 1(c).
  • water vapor bubbles grow due to the shape of the shock wave waveform and the increase in vapor pressure within the bubble due to water vapor flowing into the bubble.
  • Boiling histotripsy is a technology that removes biological tissue through the shock generated by this acoustic cavitation phenomenon.
  • Figure 2 is an exemplary diagram showing the principle of shock wave scattering effect and bubble cloud generation in the conventional focused ultrasound soft tissue removal technology.
  • the high-intensity focused ultrasound output by the ultrasonic transducer generates a strong incident shock wave at the focal position.
  • the incident shock wave is reflected by the primary water vapor bubbles generated by the thermal effect, and the reflected shock wave (hereinafter referred to as 'reflected shock wave') overlaps with the incident shock wave to create a stronger negative pressure. pressure) field.
  • 'reflected shock wave' overlaps with the incident shock wave to create a stronger negative pressure. pressure
  • an embodiment of the present invention proposes a technology that can control the extent and intensity of destruction of biological tissue by controlling the strength of the shock wave scattering effect by adjusting the timing of applying variable sound pressure after water vapor bubbles are first generated.
  • Figure 3 is a structural diagram of a biological tissue disruption device according to an embodiment of the present invention.
  • the biological tissue shredding device 100 includes an ultrasonic output unit 110, a control unit 120, and a detection unit 130. Additionally, the biological tissue shredding device 100 may additionally include a monitor 200 or may be linked with the monitor 200.
  • Figure 3 shows only the components necessary for explaining the invention, and does not show all components necessary to operate the biological tissue shredding device 100 or obtain the effects of the invention. That is, in addition to the configurations shown in FIG. 3, additional hardware and/or software components may be included to achieve the effect of the invention.
  • the ultrasonic output unit 110 is composed of an ultrasonic transducer capable of outputting focused ultrasonic waves.
  • An ultrasonic transducer is a sound source that outputs ultrasonic waves, and is described as an example of outputting high-intensity ultrasonic waves of 3W/cm2 (Ispta) or more, but is not necessarily limited to this.
  • the ultrasonic output unit 110 of the embodiment of the present invention will be described by taking as an example that it is composed of a single transducer.
  • a plurality of transducers may be configured as a transducer array that focuses ultrasonic waves at one focus, and the transducer is not limited to one form.
  • the ultrasonic output unit 110 is connected to the control unit 130.
  • the ultrasonic output unit 110 receives a control signal that determines the characteristics of the ultrasonic waves, such as sound pressure, waveform, frequency, and variable sound pressure application time, from the control unit 130, it is configured to output ultrasonic waves with an intensity according to a set value based on this. .
  • ultrasonic transducers apply the piezoelectric effect or magnetostrictive effect to convert alternating current energy of 20 KHz or more into mechanical vibration of the same frequency.
  • a transducer may have a structure that includes a body that is open on one side and a piezoelectric element, the inside of the body is filled with air, and a wire for applying a voltage is connected to each piezoelectric element.
  • Piezoelectric elements use materials that create a piezoelectric effect, such as quartz and tourmaline, and transducers can generate and output ultrasonic waves using the piezoelectric effect of piezoelectric elements.
  • the structure of this transducer is only an example and is not limited to a specific structure or effect.
  • the piezoelectric element of the transducer can output ultrasound of appropriate intensity by adjusting the output according to the area and purpose to be treated, and the output ultrasound overlaps to form an ultrasound beam.
  • the ultrasound output unit 110 irradiates high-intensity focused ultrasound waves to the biological tissue T where the lesion to be removed exists.
  • the focus (F) is the point where the ultrasonic beam output from the transducer is focused, and the vibration energy caused by the ultrasonic waves is gathered in one place to generate a strong nonlinear shock wave.
  • an acoustic cavitation phenomenon occurs in which water vapor bubbles of several hundred ⁇ m to several mm in size are generated due to the thermal effect of the shock wave.
  • biological tissue can be removed using the shock generated when the generated water vapor bubbles vibrate and collapse/disappear (mechanical ablation).
  • shock wave scattering effect may occur due to the interaction between water vapor bubbles and shock waves. Due to the shock wave scattering effect, numerous bubble clouds are generated around the focus, and these bubble clouds generate shock at points other than the focus location, causing damage to biological tissue areas that do not want to be removed.
  • the shock wave scattering effect appears due to the interaction between high-intensity focused ultrasound and water vapor bubbles. Therefore, in an embodiment of the present invention, a water vapor bubble is generated at the focus using focused ultrasound, and then the strength of the shock wave scattering effect is controlled by changing the timing of application of variable sound pressure, thereby controlling the range of cavitation generation and thereby controlling the range of biological tissue destruction.
  • a technology that allows the ultrasonic intensity of the focused ultrasound to be set differently depending on the time of application of variable sound pressure, so that the range of biological tissue destruction can be varied depending on the characteristics of the biological tissue.
  • the range of destruction of biological tissue can be adjusted according to the timing of applying various variable sound pressures.
  • the timing of applying the variable negative pressure can be adjusted immediately after the biological tissue shredding device 100 first generates water vapor bubbles.
  • variable sound pressure application timing may be applied after a first preset time after the biological tissue shredding device 100 first generates water vapor bubbles.
  • variable sound pressure application timing may be applied a preset second time after the biological tissue shredding device 100 first generates water vapor bubbles.
  • the second time may be longer than the first time.
  • the biological tissue shredding device 100 can adjust the range of breaking biological tissue.
  • the crushing range is widest when variable sound pressure is applied after the second time, followed by when variable sound pressure is applied after the first time, and water vapor bubbles are first If variable sound pressure is applied immediately after occurrence, the narrowest crushing range is achieved.
  • the timing of application of variable sound pressure may be readjusted while monitoring the actual range of destruction of living tissue.
  • the detection unit 130 is a component that monitors whether the degree of destruction of the biological tissue is in accordance with the control of the control unit 120 when the biological tissue is broken by the focused ultrasound output from the ultrasonic output unit 110. In an embodiment of the present invention, when the following two conditions occur, they are detected and transmitted to the control unit 120.
  • the first condition (hereinafter referred to as 'first condition') is a condition in which water vapor bubbles are generated in the biological tissue while outputting focused ultrasound waves to the biological tissue.
  • the second condition (hereinafter referred to as 'second condition') is a condition in which the temperature of the biological tissue reaches a preset threshold value.
  • the detection unit 130 may be provided with a signal detection sensor for detecting a change in an acoustic signal or an electric signal due to the generation of water vapor bubbles to detect whether the first condition is achieved. Additionally, the detection unit 130 may be provided with a temperature sensor for detecting temperature changes in biological tissue to detect whether the second condition is achieved.
  • two conditions are detected by the detector 130 and transmitted to the control unit 120 as an example, but this is only an example and at least one other condition may be set. In this case, various sensors suitable for detecting whether the conditions are met can be utilized.
  • control unit 120 controls the ultrasonic output unit 110 to set a point in time to adjust the pressure of the focused ultrasound. At this time, the control unit 120 may set the pressure and intensity of the focused ultrasound to vary for each time point depending on the time point at which the pressure of the focused ultrasound is adjusted.
  • control unit 120 calculates the timing of applying the variable sound pressure to lower the pressure and intensity of the focused ultrasound to a level that does not generate shock waves, based on information about the biological tissue for crushing input from the outside. And the control unit 120 controls the intensity of the focused ultrasound to a set value or less by adjusting parameters such as the acoustic pressure, focused ultrasound pressure, and irradiation time of the ultrasound output from the ultrasonic transducer through the ultrasonic output unit 110.
  • the set value refers to the maximum value of intensity that prevents focused ultrasound from generating a shock wave scattering effect within biological tissue.
  • the ultrasonic output unit 100 is outputting a high-intensity focused ultrasound having a non-linear ultrasonic waveform having a shock wave pressure of 40 MPa or more at the focus or a maximum static pressure of 30 MPa or more and a maximum negative acoustic pressure of -10 MPa or less.
  • the acoustic pressure of the focused ultrasound is adjusted to be either a linear or non-linear ultrasound waveform with a maximum static pressure of less than 40 MPa, or a maximum static pressure of less than 30 MPa and a maximum negative pressure of -10 MPa or more. It can prevent shock wave scattering effects and resulting bubble clouds from occurring.
  • control unit sets the pulse time to be from a minimum of 0.1 ms to a maximum of 100 ms, the ultrasonic center frequency to be in the range of 0.1 MHz to 10 MHz, the pulse repetition frequency to be in the range of 0.1 MHz to 100 MHz, and the duty cycle to be in the range of 0.1% to 10%.
  • the number of pulses is set to 1 or more.
  • control unit 120 generates water vapor bubbles at the focus using focused ultrasound, then calculates and arbitrarily changes the timing of applying variable sound pressure to minimize the intensity of the shock wave scattering effect, thereby minimizing or maximizing the intensity of the shock wave scattering effect, thereby causing cavitation. Control the creation range.
  • control unit 120 trains an artificial intelligence model (hereinafter referred to as the ‘variable sound pressure application time calculation model’ for convenience of explanation) using the learning data.
  • the learning data is configured so that when the shredding range is input, information on the strength of the shock wave scattering effect and the timing of application of variable sound pressure is output.
  • the control unit 120 After learning the model for calculating the point of application of variable sound pressure, the control unit 120 receives the shredding range input by the operator (for example, a doctor, etc.) operating the biological tissue shredding device 100 to determine the shock wave scattering effect intensity and variable Outputs information on when to apply sound pressure.
  • the control unit 120 that receives the patient's medical image may determine the size of the biological tissue in the medical image and output information on the intensity of the shock wave scattering effect and the timing of application of the variable sound pressure according to the determined size of the biological tissue.
  • the control unit 120 predicts that the biological tissue will be shattered when the focused ultrasound is irradiated to the biological tissue according to the output shock wave scattering effect intensity and variable sound pressure application time information.
  • the expected range is provided to the operator through the monitor 200. After checking the expected range of shredding provided through the monitor 200, the operator adjusts the shredding range or operates the biological tissue shredding device 100 so that focused ultrasound waves are irradiated from the ultrasonic output unit 110.
  • the control unit 120 may adjust the pressure intensity of the focused ultrasound differently depending on the timing of applying the variable sound pressure. That is, the control unit 120 sets the pressure intensity at the first application time to the first intensity according to the time of application of the variable sound pressure, and sets the pressure intensity at the second application time after the first application time to a second intensity different from the first intensity (
  • the focused ultrasound can be controlled to be output at a higher or lower intensity than the first intensity.
  • control unit 120 can control the ultrasonic output unit 110 to output focused ultrasonic waves at different pressure intensities at various variable sound pressure application times.
  • control unit 120 obtains an image of biological tissue destruction displayed on the monitor 200.
  • control unit 120 determines the range where the biological tissue is actually shredded (hereinafter referred to as the 'actual shredded range' for convenience of explanation) in the acquired biological tissue shattered image, and how the ultrasonic waves are irradiated through the ultrasonic output unit 110.
  • the previously calculated biological tissue destruction range (hereinafter referred to as 'calculated destruction range' for convenience of explanation) is compared.
  • the control unit 120 determines the accuracy of the biological tissue shredding device 100 by comparing the actual shredding range and the calculated shredding range. That is, the control unit 120 determines that the model is well learned if the difference between the actual shredding range and the calculated shredding range falls within a preset threshold range.
  • the model is relearned using the actual fracture range, characteristics of biological tissue, variable sound pressure application time, and focused ultrasound pressure.
  • the control unit 120 to check the actual fragmentation range from the biological tissue fragmentation image acquired by the monitor 200 and to compare the actual fragmentation range and the calculated fragmentation range, so in the embodiment of the present invention, only one method is used. It is not limited to this method.
  • the monitor 200 is photographed by a separate information collection means (e.g., a camera, etc.) (not shown) in the biological tissue shredding device 100, and the biological tissue displayed on the monitor 200 is captured. This will be explained using the example of acquiring a tissue fragmentation image.
  • this biological tissue shredding device 100 checks the medical image and automatically calculates the intensity of the shock wave scattering effect and the timing information of variable sound pressure application is explained.
  • FIG. 4 is a flowchart of the operation of the biological tissue shredding device according to an embodiment of the present invention.
  • the biological tissue shredding device 100 trains a model that calculates the time to apply variable sound pressure using the input learning data (S100, S101).
  • the learning data includes medical images with biological tissue, characteristic information about the biological tissue, range information for shredding, and information on the time of application of the pressure and variable sound pressure of focused ultrasound to shred the biological tissue. Therefore, based on the learning data, the biological tissue shredding device 100 inputs medical images, characteristic information about biological tissue, and range information for shredding into the model to output the pressure of the focused ultrasound and information on the time of application of the variable sound pressure. Train the model.
  • the timing of applying the variable sound pressure is set differently depending on the characteristics of the biological tissue to be shredded and the range to shred the biological tissue within the pulse time. do. Therefore, when this information is collected as learning information and the model is trained, the biological tissue shredding device 100 provides the pressure of the focused ultrasound and information on the time of application of the variable sound pressure as output when the medical image and the range of the target biological tissue to be shredded are input. can do.
  • the biological tissue shredding device 100 sets a shredding range of the target biological tissue to be shredded (S102). Since the biological tissue shredding device 100 can set the position of biological tissue in a medical image using various methods, the description in the embodiment of the present invention is not limited to any one method.
  • the biological tissue shredding device 100 which sets the shredding range based on medical images, determines when to apply variable sound pressure and before applying variable sound pressure depending on the type of biological tissue that is targeted, the location and size of the biological tissue, and the range to be shredded.
  • Select biological tissue destruction parameters including the pressure of the focused ultrasound (hereinafter referred to as 'first pressure'), the pressure of the focused ultrasound immediately after applying the variable sound pressure (hereinafter referred to as 'second pressure'), and the number of pulses. Do it (S103). That is, the biological tissue shredding device 100 selects the timing of applying the variable negative pressure of the first pressure and the second pressure, and the number of pulses in each section, etc., based on one pulse.
  • the biological tissue shredding device 100 controls the ultrasonic output unit 110 based on the focused ultrasound pressure selected in step S103, the variable sound pressure application time, and the number of pulses, and the ultrasonic output unit 110 focuses according to the first pressure.
  • Output ultrasonic waves S104.
  • the target biological tissue is removed according to the focused ultrasound output from the ultrasonic output unit 110 (S105), and at the time of application of the variable sound pressure calculated by the control unit 120, the ultrasonic output unit 110 generates focused ultrasound according to the second pressure.
  • Change and print S106).
  • the biological tissue shredding device 100 may generate a plurality of time points for applying the variable sound pressure. That is, the pressure intensity of the focused ultrasound is increased from the time the ultrasound is first output to the first application time, the pressure intensity of the focused ultrasound is lowered at the first application time to reduce the intensity of the shock wave scattering effect, and then at the second application time. Again, by increasing the pressure intensity of the focused ultrasound waves, the intensity of the shock wave scattering effect can be increased, and biological tissue can be shattered with various pressure strengths of the focused ultrasound waves at various times.
  • the above-described procedure explains how the biological tissue shredding device 100 automatically sets the pressure intensity of the input focused ultrasound and the time to apply the variable sound pressure to shred the biological tissue.
  • the timing at which the biological tissue shredding device 100 applies the variable sound pressure and the pressure intensity of the focused ultrasound can be set based on the set range. This will be explained with reference to FIG. 5 .
  • Figure 5 is a flowchart of the operation of a biological tissue shredding device according to another embodiment of the present invention.
  • the biological tissue shredding device 100 receives information on the type and shredding range of the target biological tissue input by the operator, and a medical image including the biological tissue (S200). Based on the received information, the biological tissue shredding device 100 determines when to apply variable sound pressure and the pressure of the focused ultrasound before applying the variable sound pressure according to the type of biological tissue that is the target, the location and size of the biological tissue, and the range to be shredded. (hereinafter referred to as 'first pressure'), pressure of the focused ultrasound immediately after applying the variable sound pressure (hereinafter referred to as 'second pressure'), and biological tissue destruction parameters including the number of pulses are selected (S201) .
  • 'first pressure' pressure of the focused ultrasound immediately after applying the variable sound pressure
  • 'second pressure' pressure of the focused ultrasound immediately after applying the variable sound pressure
  • biological tissue destruction parameters including the number of pulses are selected (S201) .
  • the biological tissue shredding device 100 uses previously learned learning data to select the first pressure and second pressure, variable sound pressure application point, number of pulses, etc.
  • the biological tissue shredding device 100 uses previously learned learning data to select the first pressure and second pressure, variable sound pressure application point, number of pulses, etc.
  • the biological tissue shredding device 100 controls the ultrasonic output unit 110 based on the biological tissue shredding parameters selected in step S201, and the ultrasonic output unit 110 outputs focused ultrasound waves according to the first pressure (S202).
  • the target biological tissue is removed according to the focused ultrasound output from the ultrasonic output unit 110 (S203), and at the time of application of the variable sound pressure calculated by the control unit 120, the ultrasonic output unit 110 generates focused ultrasound according to the second pressure. Change and print (S204).
  • the biological tissue shredding device 100 may generate a plurality of time points for applying the variable sound pressure. That is, the pressure intensity of the focused ultrasound is increased from the time the ultrasound is first output to the first application time, the pressure intensity of the focused ultrasound is lowered at the first application time to reduce the intensity of the shock wave scattering effect, and then at the second application time. Again, by increasing the pressure intensity of the focused ultrasound waves, the intensity of the shock wave scattering effect can be increased, and biological tissue can be shattered with various pressure strengths of the focused ultrasound waves at various times.
  • the biological tissue shredding device 100 selects the variable sound pressure point and the focused ultrasound pressure in step S202 of FIG. 5
  • the biological tissue shredder 100 selects the variable sound pressure point and the focused ultrasound pressure through the monitor 200
  • the range of biological tissue to be shredded can be displayed based on the number of pulses, etc.
  • the variable sound pressure point, focused ultrasound pressure, and number of pulses are referred to as biological tissue destruction parameters, but are not necessarily limited thereto. This will be explained with reference to FIG. 6.
  • Figure 6 is an example view of a screen provided according to another embodiment of the present invention.
  • the biological tissue shredding device 100 displays not only a medical image of the target biological tissue to be shredded through the monitor 200, but also a shredding range of the biological tissue to be shredded based on the selected biological tissue shredding parameters. It is predicted and displayed so that workers can check it in real time.
  • the biological tissue shredding device 100 can display the shredding range to the operator through a monitor as shown in (a) of FIG. 6.
  • the biological tissue shredding device 100 provides shredding ranges of the biological tissue to be shredded based on various biological tissue shredding parameters according to each situation, and the operator shreds the biological tissue based on this. You can also select parameters.
  • the method by which the biological tissue shredding device 100 displays the shredding range on the medical image can be applied using various technologies, so the embodiments of the present invention are not limited to any one method.
  • the biological tissue shredding device controls the ultrasonic output at the time of variable sound pressure in FIGS. 4 and 5 described above, a method of relearning the model using the crushing range displayed through the monitor 200 will be described with reference to FIG. 7. .
  • Figure 7 is a flowchart of retraining a model according to an embodiment of the present invention.
  • the biological tissue shredding device 100 outputs focused ultrasound waves through the ultrasonic output unit 110 in steps S104 and S106 of FIG. 4 and through controlled ultrasound output at the time of variable sound pressure. Focused ultrasound is output to obtain an image of shattered biological tissue (S300).
  • the monitor 200 on which the biological tissue destruction image is displayed can be collected through a photographing means (not shown, for example, a camera, etc.), and there are various ways in which the biological tissue destruction device 100 acquires the biological tissue destruction image. Therefore, the embodiments of the present invention are not limited to any one method.
  • the biological tissue shredding device 100 compares the actual shredding range obtained from the acquired biological tissue shredding image with the calculated shredding range calculated before the ultrasonic waves are irradiated through the ultrasonic output unit 110 (S310).
  • the biological tissue shredding device 100 determines the accuracy of the biological tissue shredding device 100 by comparing the actual shredding range and the calculated shredding range. That is, the biological tissue shredding device 100 determines whether the difference between the actual shredding range and the calculated shredding range is within a preset threshold range (S320).
  • the model is well learned. However, if the difference between the actual crushing range and the calculated crushing range exceeds the critical range, the model is relearned using the actual crushing range, characteristics of biological tissue, variable sound pressure application time, and focused ultrasound pressure (S330).
  • Figure 8 is a structural diagram of a computing system according to an embodiment of the present invention.
  • the biological tissue shredding device 100 operated by at least one processor may be implemented as a computing system 300, and instructions described to execute the operations of the present invention in the computing system 300 Run the program containing (instructions). Programs can be stored and distributed in computer-readable storage media.
  • the hardware of the computing system 300 may include at least one processor 310, memory 320, storage 330, and communication interface 340, and may be connected through a bus. In addition, hardware such as input devices and output devices may be included.
  • the computing system 300 may be equipped with various software, including an operating system capable of running programs.
  • the processor 310 is a device that controls the operation of the computing system 300 and may be various types of processors that process instructions included in a program, for example, a CPU (Central Processing Unit), MPU (Micro Processor Unit) ), MCU (Micro Controller Unit), GPU (Graphic Processing Unit), etc.
  • a CPU Central Processing Unit
  • MPU Micro Processor Unit
  • MCU Micro Controller Unit
  • GPU Graphic Processing Unit
  • the memory 320 loads the corresponding program so that instructions described to execute the operations of the present invention are processed by the processor 310.
  • the memory 320 may be, for example, read only memory (ROM), random access memory (RAM), etc.
  • the storage 330 stores various data, programs, etc. required to execute the operations of the present invention.
  • the communication interface 340 may be a wired/wireless communication module.

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Abstract

적어도 하나의 프로세서에 의해 동작하는 생체조직 파쇄 장치의 동작 방법으로서, 생체조직의 특성, 집속초음파 압력, 가변음압 적용 시점 및 생체조직의 파쇄 범위 정보를 포함하는 학습 데이터를 획득하고, 학습 데이터가 입력되면 생체조직의 특성과 생체조직의 파쇄 범위에 따라 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점, 그리고 펄스 개수가 출력되도록 모델을 학습한다. 학습시킨 모델로 타겟 생체조직을 포함하는 의료 영상이 입력되면, 타겟 생체조직을 파쇄할 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점, 그리고 펄스 개수를 설정한다.

Description

생체조직 파쇄 장치 및 이를 이용한 생체조직 파쇄 범위 조절 방법
본 발명은 생체조직 파쇄 장치 및 이를 이용한 생체조직 파쇄 범위 조절 방법에 관한 것으로, 상세하게는 충격파 산란 효과 세기를 제어하여 생체조직 파쇄 범위를 조절하는 장치 및 방법에 관한 것이다.
집속초음파(Focused ultrasound) 기술을 이용하면, 완전히 비침습적으로 신체 내 원하는 부위에 대기압의 수십에서 수백 배에 달하는 강력한 음향에너지를 전달할 수 있다. 그리고, 수 mm의 공간해상도를 가지고 열(thermal) 또는 역학적(mechanical) 에너지를 선택적으로 신체 내 원하는 부위에 전달할 수 있다.
초음파 열에너지 기반의 고강도집속초음파(HIFU: High Intensity Focused Ultrasound)는 고강도의 초음파 에너지를 한곳에 모아 초음파 초점에서 고열을(예를 들어, 50도씨 이상) 발생시켜 조직의 열적 괴사를 일으키는 기술이다. 현재 자궁섬유종, 자궁선긍증, 전립선비대증, 전립선암, 전이성 골종양 및 수전증의 치료 목적으로 임상에서 HIFU가 널리 사용되고 있다.
또한, 최근에는 HIFU를 이용하여 열적 삭마(thermal ablation) 효과뿐만 아니라, 집속초음파를 이용하여 생체조직을 물리적으로 파쇄하는 효과가 보고되었다. 보일링 히스토트립시(boiling histotripsy)라고 불리는 이 기술은 기존 HIFU에서 사용되는 음향압력보다 수십 배 더 강력한 압력을 사용하여 초음파 초점에서 음향공동현상을 인위적으로 발생시켜 초점 생체 조직을 물리적으로 파쇄하는 기술이다.
현재 전임상 동물실험 단계에서 보일링 히스토트립시 기술을 이용하여 고형종양을 안전하게 제거하는 효과가 입증되었다. 그리고 기존 HIFU 열적 삭마 기술 대비 짧은 치료 시간, 생체 조직의 물리적 파쇄 및 실시간 케비테이션 모니터링을 통한 치료 과정 모니터링이 가능하여, 임상에서 적용되는 기존 외과적 수술방식을 대체할 수 있는 차세대 유망 초음파 수술 기술로써 많은 관심을 받고 있다.
이러한 보일링 히스토트립시 초음파 기술은 사이즈가 큰 병변을 물리적으로 제거하기에는 적합한 기술이지만, 보일링 히스토트립시 과정 중 발생하는 충격파 산란 효과에 의해서 초음파 초점 부위뿐만 아니라 주변조직에서도 케비테이션이 발생할 가능성이 높다. 따라서, 정밀 미세 제거가 필요로 하는 수술인 경우 보일링 히스토트립시 기술을 적용하기 매우 어려운 단점이 있다.
이러한 단점을 보완하기 위해 최근에 가변음압 집속초음파를 이용하여 충격파 산란 효과 없이 생체조직을 미세하게 파쇄할 수 있는 기술이 개발되었다. 가변음압 충격파 히스토트립시 기술은 1차 수증기 기포를 초음파 초점에서 인위적으로 발생시킨 후, 순차적으로 초점 음향압력을 충격파 산란 효과가 나타나는 임계값보다 낮춘다. 이를 통해 충격파 산란 효과 없이 1차 수증기 기포의 운동성만을 제어하여 주변 생체조직을 미세하게 파쇄할 수 있다.
하지만, 이러한 가변음압 충격파 히스토트립시 기술은 기존 보일링 히스토트립시 기술 대비 충격파 산란효과를 발생시키지 않기 때문에 생체조직을 미세하게 파쇄할 수는 있지만, 생체조직 파쇄 범위를 사용자 임의로 조절하기 어려운 단점이 있다.
따라서, 본 발명은 충격파 산란 효과 세기를 제어하여 비침습적으로 생체조직을 파쇄하는 것과 생체조직 파쇄 범위 및 강도를 조절할 수 있는 생체조직 파쇄 장치 및 이를 이용한 생체조직 파쇄 범위 조절 방법을 제공한다.
상기 본 발명의 기술적 과제를 달성하기 위한 본 발명의 하나의 특징인 적어도 하나의 프로세서에 의해 동작하는 생체조직 파쇄 장치의 동작 방법으로서,
생체조직의 특성, 집속초음파 압력, 가변음압 적용 시점 및 상기 생체조직의 파쇄 범위 정보를 포함하는 학습 데이터를 획득하는 단계, 상기 학습 데이터가 입력되면 상기 생체조직의 특성과 상기 생체조직의 파쇄 범위에 따라 상기 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점, 그리고 펄스 개수가 출력되도록 모델을 학습하는 단계, 그리고 학습시킨 상기 모델로 타겟 생체조직을 포함하는 의료 영상이 입력되면, 상기 타겟 생체조직을 파쇄할 집속초음파의 압력, 가변음압 적용 시점 및 펄스 개수를 설정하는 단계를 포함한다.
상기 설정하는 단계 이후에, 상기 타겟 생체조직에 설정한 상기 집속초음파의 압력으로 집속초음파를 출력하여 상기 타겟 생체조직을 파쇄하는 단계, 그리고 상기 가변음압 적용 시점에 상기 집속초음파의 음향압력과 강도를 낮추도록 제어하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 파쇄하는 단계는, 상기 집속초음파는 40MPa 이상의 충격파압력을 갖거나 최대정압 30MPa 이상 및 최대부압 - 10MPa 이하의 압력을 갖는 비선형 초음파 파형을 가지고, 상기 집속초음파의 강도를 설정값 이하로 제어하는 단계 이후의 집속초음파는 40MPa 미만의 충격파압력을 갖거나 최대정압 30MPa 이하 및 최대부압 - 10MPa 이상의 압력을 갖는 선형 또는 비선형 초음파 파형 중 어느 하나의 파형을 가지며, 펄스 시간을 최소 0.1ms에서 최대 100ms가 되도록 하고, 초음파 중심 주파수는 0.1MHz 내지 10MHz, 펄스 반복주파수는 0.1MHz 내지 100MHz, 듀티 사이클은 0.1% 내지 10%의 범위를 갖는 적어도 하나 이상의 펄스 개수를 가질 수 있다.
상기 설정하는 단계는, 상기 가변음압 적용 시점을 상기 집속초음파의 출력으로 인해 상기 타겟 생체조직에서 수증기 기포가 생성되는 시점 이후에 복수 개 설정할 수 있다.
복수 개 설정한 각 가변음압 적용 시점 각각에 상기 타겟 생체조직에 출력되는 집속초음파의 압력이 각각 상이하도록 제어할 수 있다.
상기 모델을 학습하는 단계는, 상기 학습 데이터가 입력되면, 상기 생체조직의 특성과 상기 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점에 따라 상기 생체조직의 파쇄 범위가 디스플레이되도록 상기 모델을 학습할 수 있다.
상기 설정하는 단계 이후에, 상기 타겟 생체조직에 대한 의료 영상이 입력되면, 상기 타겟 생체조직을 파쇄할 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점, 그리고 상기 의료 영상에 상기 타겟 생체조직의 파쇄범위를 표시할 수 있다.
상기 강도를 낮추도록 제어하는 단계 이후에, 상기 설정에 따라 상기 타겟 생체조직이 파쇄된 파쇄 영상을 획득하는 단계, 상기 파쇄 영상으로부터 추출한 실제 파쇄 범위와 상기 생체조직의 파쇄 범위 정보에 해당하는 계산 파쇄 범위의 차이 범위를 비교하는 단계, 그리고 상기 차이 범위가 기 설정한 임계 범위보다 크면, 상기 실제 파쇄 범위, 상기 집속초음파의 압력, 가변음압 적용 시점, 그리고 상기 생체조직의 특정을 이용하여 상기 모델을 재학습하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 본 발명의 기술적 과제를 달성하기 위한 본 발명의 또 다른 특징인 생체조직 파쇄 장치는, 집속초음파를 출력하기 위한 초음파 출력부; 및 상기 집속초음파의 압력(pressure) 및 가변음압 적용 시점을 제어하기 위한 제어부를 포함하되, 상기 제어부는 타겟 생체조직의 특성, 상기 집속초음파의 압력과 상기 생체조직의 파쇄 범위에 따라 상기 집속초음파의 압력을 낮추는 시점을 다르게 설정한다.
상기 프로세서는, 생체조직의 특성, 집속초음파 압력, 가변음압 적용 시점 및 상기 생체조직의 파쇄 범위 정보를 포함하는 학습 데이터가 입력되면 상기 생체조직의 특성과 상기 생체조직의 파쇄 범위에 따라 상기 집속초음파의 압력, 가변음압 적용 시점, 그리고 펄스 개수가 출력되도록 모델을 학습할 수 있다.
상기 프로세서는, 상기 가변음압 적용 시점을 상기 집속초음파의 출력으로 인해 상기 타겟 생체조직에서 수증기 기포가 생성되는 시점 이후에 복수 개 설정할 수 있다.
상기 프로세서는, 복수 개 설정한 각 가변음압 적용 시점 각각에 상기 타겟 생체조직에 출력되는 집속초음파의 압력이 각각 상이하도록 제어할 수 있다.
상기 프로세서는, 상기 학습 데이터가 입력되면, 상기 생체조직의 특성과 상기 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점에 따라 상기 생체조직의 파쇄 범위가 디스플레이되도록 상기 모델을 학습할 수 있다.
상기 프로세서는, 상기 타겟 생체조직에 대한 의료 영상이 입력되면, 상기 타겟 생체조직을 파쇄할 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점, 그리고 상기 의료 영상에 상기 타겟 생체조직의 파쇄범위를 표시하도록 제어할 수 있다.
상기 프로세서는, 설정에 따라 파쇄된 상기 타겟 생체조직의 파쇄 영상으로부터 실제 파쇄 범위를 추출하고, 추출한 실제 파쇄 범위를 상기 생체조직의 파쇄 범위 정보에 해당하는 계산 파쇄 범위의 차이 범위를 비교하며, 상기 차이 범위가 기 설정한 임계 범위보다 크면, 상기 실제 파쇄 범위, 상기 집속초음파의 압력, 가변음압 적용 시점, 그리고 상기 생체조직의 특정을 이용하여 상기 모델을 재학습할 수 있다.
본 발명에 따르면, 수증기 기포 발생 후 가변음압 적용 시점을 임의로 조절이 가능하기 때문에, 파쇄하고자 하는 병변의 크기에 따라 맞춤형으로 충격파 산란효과 세기 조절을 통해 병변의 파쇄가 가능하다.
또한, 상대적으로 사이즈가 작은 미세종양부터 사이즈가 큰 종양까지 비침습적으로 파쇄가 가능하다.
도 1은 종래의 집속초음파 연조직 제거 기술을 통한 생체조직의 제거 과정을 나타낸 예시도이다.
도 2는 종래의 집속초음파 연조직 제거 기술에 있어, 충격파 산란효과 및 기포 구름이 발생하는 원리를 나타낸 예시도이다.
도 3은 본 발명의 실시예에 따른 생체조직 파쇄 장치의 구조도이다.
도 4는 본 발명의 실시예에 따른 생체조직 파쇄 장치의 동작에 대한 흐름도이다.
도 5는 본 발명의 또 다른 실시예에 생체조직 파쇄 장치의 동작에 대한 흐름도이다.
도 6은 본 발명의 또 다른 실시예에 따라 제공되는 화면의 예시도이다.
도 7은 본 발명의 실시예에 따라 모델을 재학습시키는 흐름도이다.
도 8은 본 발명의 실시예에 따른 컴퓨팅 시스템의 구조도이다.
아래에서는 첨부한 도면을 참고로 하여 본 발명의 실시예에 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 실시예에 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 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.
이하 도면을 참조로 하여 본 발명의 실시예에 따른 생체조직 파쇄 장치 및 이를 이용한 생체조직 파쇄 범위 조절 방법에 대해 설명한다. 본 발명의 실시예에 대해 설명하기 앞서, 종래의 집속초음파 연조직 제거 기술에 대해 도 1 및 도 2를 참조로 설명한다.
도 1은 종래의 집속초음파 연조직 제거 기술을 통한 생체조직의 제거 과정을 나타낸 예시도이다.
도 1을 참조하면, 도 1의 (a)와 같이 제거하고자 하는 생체조직(예를 들어,종양과 같은 병변 등)에 초음파 트랜스듀서를 이용해 고강도의 초음파를 출력하면, 초음파가 집속되는 초점 부위에서 충격파(shockwaves)가 발생한다.
그리고 도 1의 (b)와 같이 충격파의 열적 효과(shock wave heating)에 의해 조직 내 수분이 가열되면서 1차 수증기 기포(primary boiling bubble)가 초점에서 발생하고, 도 1의 (c)에 도시된 바와 같이 충격파 파형의 모양과 기포 내로 유입되는 수증기로 인한 기포내 증기압 증가에 의해 수증기 기포가 성장한다.
이와 같이, 초음파로 인해 매질 내에서 미소한 공동(cavity)과 기포가 발생하는 캐비테이션(cavitation) 현상이 발생한다. 이때, 이 기포가 음향 압력 변화에 따라 진동(oscillation)하고 붕괴(collapse)되면서 충격을 발생시킬 수 있다. 보일링 히스토트립시는 이러한 음향 캐비테이션 현상에 의해 발생되는 충격을 통해 생체조직을 제거하는 기술이다.
그런데 일반적인 보일링 히스토트립시 조사 조건에서는 수증기 기포와 충격파의 상호작용에 의해 충격파 산란효과(shock scattering effect)가 발생한다. 도 1의 (d)에 도시된 바와 같이 충격파 산란효과에 따라, 초점 주변에 수많은 2차 기포 구름이 발생한다.
이러한 2차 기포 구름들이 초점 위치 이외의 지점에도 충격을 발생시켜, 제거를 원하지 않는 생체조직 부위에 손상을 입히게 된다. 따라서, 도 1의 (e)에 도시된 바와 같이 최종적으로 생체조직은 원형이 아닌 태드폴 형태(tadpole-shaped)로 제거되는 문제가 발생한다.
도 2는 종래의 집속초음파 연조직 제거 기술에 있어, 충격파 산란효과 및 기포 구름이 발생하는 원리를 나타낸 예시도이다.
도 2의 (a)에 도시된 바와 같이, 초음파 트랜스듀서에 의해 출력된 고강도 집속초음파는, 초점 위치에서 강력한 입사 충격파를 발생시킨다. 그리고 도 2의 (b)와 같이 입사 충격파는 열적 효과에 의해 발생한 1차 수증기 기포에 의해 반사되고, 반사된 충격파(이하, '반사 충격파'라 지칭함)는 입사 충격파와 중첩하여 보다 강력한 부압(negative pressure) 필드를 생성한다. 부압 필드가 생성될 때 작은 수증기 기포들로 구성된 기포 구름을 발생시킨다.
그리고 도 2의 (c)와 같이 반사 충격파는 계속하여 산란효과를 발생시키고, 결과적으로 초음파 트랜스듀서와 1차 수증기 기포 사이에 수많은 기포 구름들을 발생시킨다.
이처럼 의도하지 않은 충격파 산란효과로 인해 발생하는 기포 구름들은, 초점위치 이외의 지점에 충격을 발생시키고 원하지 않는 생체조직 부위를 손상시킬 수 있다. 따라서 집속초음파 연조직 제거 기술(보일링 히스토트립시)은 넓은 범위의 생체조직을 제거하는데만 이용될 수 있었으며, 주요 혈관 주변 등 정밀도가 요구되는 수술에는 적용되기 어려웠다.
이를 위해, 가변강도 또는 가변음압 집속초음파를 통해 충격파 산란효과 없이 수증기 기포의 운동변화를 정밀 제어하여 생체조직을 제거하는 기술이 연구되기도 하였다. 그러나, 이 기술의 경우 수증기 기포의 운동변화를 제어하여 생체조직을 제거하기 때문에, 생체조직 파쇄 범위를 조절하기 어렵다는 단점이 있다.
따라서, 본 발명의 실시예에서는 1차로 수증기 기포가 발생한 후, 가변음압 적용 시점을 조절하여 충격파 산란효과 세기를 제어함으로써, 생체조직의 파쇄범위와 강도를 조절할 수 있는 기술을 제안한다.
도 3은 본 발명의 실시예에 따른 생체조직 파쇄 장치의 구조도이다.
도 3에 도시된 바와 같이, 생체조직 파쇄 장치(100)는 초음파 출력부(110), 제어부(120) 및 검출부(130)를 포함한다. 그리고 생체조직 파쇄 장치(100)는 모니터(200)를 추가로 포함하거나, 모니터(200)와 연동할 수도 있다.
참고로, 도 3에는 발명의 설명을 위해 필요한 구성요소들만 도시된 것이며, 생체조직 파쇄 장치(100)를 동작시키거나 발명의 효과를 얻기 위해 필수적인 모든 구성요소들이 표시된 것은 아니다. 즉, 도 3에 도시한 구성들 이외에도 발명의 효과를 얻기 위한 추가적인 하드웨어 및/또는 소프트웨어 구성요소가 더 포함될 수 있다.
초음파 출력부(110)는 집속초음파를 출력할 수 있는 초음파 트랜스듀서(transducer)로 구성된다. 초음파 트랜스듀서는 초음파를 출력하는 음원으로, 3W/㎠ (Ispta) 이상의 고강도 초음파를 출력하는 것을 예로 하여 설명하나, 반드시 이와 같이 한정되는 것은 아니다.
본 발명의 실시예의 초음파 출력부(110)는 단일 트랜스듀서로 구성되는 것을 예로 하여 설명한다. 그러나, 복수의 트랜스듀서들이 하나의 초점에 초음파를 집속하는 트랜스듀서 어레이로 구성될 수 있으며, 어느 하나의 형태로 한정하지 않는다.
초음파 출력부(110)는 제어부(130)와 연결된다. 초음파 출력부(110)는 제어부(130)로부터 음향압력, 파형, 주파수, 가변 음압 적용 시점 등 초음파의 특성을 결정하는 제어신호를 수신하면, 이를 토대로 설정된 값에 따른 강도의 초음파를 출력하도록 구성된다.
일반적으로, 초음파 트랜스듀서는 압전효과 또는 자왜(磁歪) 효과를 응용하여, 20KHz 이상의 교류 에너지를 같은 주파수의 기계적 진동으로 변환한다. 예를 들어, 트랜스듀서는 일측이 개구된 몸체와 압전소자를 포함하는 구조이며, 몸체 내부는 공기로 충진되며, 각 압전소자에는 전압을 인가하기 위한 전선이 연결된 구조일 수 있다.
압전소자는 수정(Quartz) 및 전기석(Turmaline)과 같은 압전효과를 일으키는 물질을 이용하며, 트랜스듀서는 압전소자의 압전효과를 이용해 초음파를 발생 출력시킬 수 있다. 이와 같은 트랜스듀서의 구조는 하나의 예시일뿐이며, 특정 구조나 효과로 한정되지 않는다.
트랜스듀서의 압전소자는 치료하고자 하는 부위와 목적에 따라 출력을 조정함으로써 적절한 강도의 초음파를 출력할 수 있고, 출력된 초음파는 중첩을 일으켜 초음파 빔을 형성한다. 또한, 도 3에 도시된 바와 같이 초음파 출력부(110)는 제거하고자 하는 병변(lesion)이 존재하는 생체조직(T)에 고강도 집속초음파를 조사한다.
초점(F)은 트랜스듀서로부터 출력된 초음파 빔이 집속되는 지점으로서, 초음파에 의한 진동 에너지가 한 곳에 모여 강력한 비선형 충격파를 발생시킨다. 초점(F)에서는 충격파의 열적 효과에 의해 수 백 ㎛ 내지 수 ㎜ 크기의 수증기 기포가 생성되는 음향 캐비테이션 현상이 발생된다. 그리고, 생성되는 수증기 기포가 진동 및 붕괴/소멸하면서 발생하는 충격을 이용하여 생체조직을 제거할 수 있다(기계적 삭마).
전술한 바와 같이, 보일링 히스토트립시(boiling histotripsy)에서는 수증기 기포와 충격파의 상호작용에 의해 충격파 산란효과가 나타날 수 있다. 충격파 산란효과에 의해 초점 주변에는 수많은 기포 구름이 발생하고, 이러한 기포 구름들이 초점위치 이외의 지점에 충격을 발생시켜, 제거를 원하지 않는 생체조직 부위에도 손상을 입히게 된다.
즉, 상술한 도 2와 같이, 충격파 산란효과는 고강도의 집속초음파와 수증기 기포가 상호작용으로 인해 나타난다. 따라서 본 발명의 실시예에서는 집속초음파를 이용하여 초점에서 수증기 기포를 발생시킨 후 가변음압 적용 시점을 변경하여 충격파 산란 효과 세기를 제어함으로써, 캐비테이션 생성 범위를 제어하고 이를 통해 생체조직 파쇄 범위를 조절하는 기술을 제안한다. 또한, 본 발명의 실시예에서는 집속초음파의 초음파 강도를 가변음압 적용 시점에 따라 다르게 설정하여, 생체조직 파쇄 범위를 생체조직의 특성에 따라 다양하게 파쇄할 수 있는 기술을 제안한다.
즉, 본 발명의 실시예에서는 다양한 가변음압 적용 시점에 따라 생체조직의 파쇄 범위를 조절할 수 있다. 다시 말해, 가변음압 적용 시점을 생체조직 파쇄 장치(100)가 1차로 수증기 기포를 발생한 직후에 조정할 수 있다.
또는, 생체조직 파쇄 장치(100)가 1차로 수증기 기포를 발생한 후 미리 설정한 제1 시간 이후에 가변음압 적용 시점을 적용할 수 있다. 또는, 생체조직 파쇄 장치(100)가 1차로 수증기 기포를 발생한 후 미리 설정한 제2 시간 이후에 가변음압 적용 시점을 적용할 수 있다. 여기서, 제2 시간은 제1 시간보다 길 수 있다.
이처럼 다양한 시점에 가변음압을 적용함으로써, 생체조직 파쇄 장치(100)는 생체조직의 파쇄 범위를 조절할 수 있다. 상술한 예에 따라 가변음압을 적용할 경우, 파쇄 범위는 제2 시간 이후에 가변음압을 적용한 경우가 가장 넓고, 그 다음은 제1 시간 이후에 가변음압을 적용할 경우이며, 1차로 수증기 기포를 발생한 직후 가변음압을 적용할 경우 가장 좁은 파쇄 범위를 나타낸다.
또한, 본 발명의 실시예에서는 작업자가 임의로 선정한 가변음압 적용 시점을 통해 생체조직을 파쇄하는 치료를 수행하는 과정에서, 실제 파쇄되는 생체 파쇄 범위를 모니터링하면서 가변음압 적용 시점을 다시 조절할 수도 있다.
검출부(130)는 초음파 출력부(110)에서 출력된 집속초음파에 의해 생체조직이 파쇄되면, 생체조직의 파쇄 정도가 제어부(120)의 제어와 같이 이루어졌는지 모니터링하는 구성요소이다. 본 발명의 실시예에서는, 다음 두 가지 조건이 발생하면 이를 검출하여 제어부(120)에 전달한다.
첫 번째 조건(이하, '제1 조건'이라 지칭함)은 생체조직에 집속초음파를 출력하는 도중에 생체조직에서 수증기 기포가 발생하는 조건이다. 그리고, 두 번째 조건(이하, '제2 조건'이라 지칭함)은 생체조직의 온도가 미리 설정한 임계값에 도달하는 조건이다.
본 발명의 실시예에서 검출부(130)는 제1 조건의 달성 여부를 검출할 수 있도록 수증기 기포의 발생으로 인한 음향신호 또는 전기신호의 변화 감지를 위한 신호감지센서를 구비할 수 있다. 또한, 검출부(130)는 제2 조건의 달성 여부를 검출할 수 있도록 생체조직의 온도 변화 감지를 위한 온도감지센서를 구비할 수 있다.
본 발명의 실시예에서는 두 가지 조건을 예로 들어 검출부(130)가 검출하여 제어부(120)로 전달하는 것을 예로 하여 설명하나, 이는 예시적인 것에 불과하며 적어도 하나 이상의 다른 조건이 설정될 수 있다. 이 경우, 해당 조건의 달성 여부를 검출하기에 적합한 다양한 센서가 활용될 수 있다.
제어부(120)는 파쇄를 위한 생체조직에 대한 정보가 입력되면, 초음파 출력부(110)를 제어하여 집속초음파의 압력을 조절하는 시점을 설정한다. 이때, 제어부(120)는 집속초음파의 압력을 조절하는 시점에 따라 집속초음파의 압력과 강도를 시점마다 다르게 하도록 설정할 수 있다.
구체적으로는, 제어부(120)는 외부로부터 입력된 파쇄를 위한 생체조직에 대한 정보를 기초로, 집속초음파의 압력 및 강도를 충격파를 발생시키지 않는 정도로 낮출 가변음압 적용 시점을 계산한다. 그리고 제어부(120)는 초음파 출력부(110)를 통해 초음파 트랜스듀서로부터 출력되는 초음파의 음향압력, 집속초음파 압력, 조사 시간 등의 파라미터를 조정함으로써 집속초음파의 강도를 설정값 이하로 제어한다.
여기서, 설정값이란 집속초음파가 생체조직 내에서 충격파 산란효과를 발생시키지 않도록 하는 강도의 최대값을 의미한다. 예를 들어, 초음파 출력부(100)는 초점에서 40 MPa 이상의 충격파 압력을 갖거나 최대정압 30MPa 이상 및 -10 MPa 이하의 최대부압의 음향압력을 갖는 비선형 초음파 파형을 가지는 고강도 집속초음파를 출력하는 도중 기 설정된 시점이 되면, 집속초음파의 음향압력을 최대정압이 40 MPa 미만, 또는 최대 정압이 30MPa 이하이고 최대부압이 -10 MPa 이상의 압력을 갖는 선형 또는 비선형 초음파 파형 중 어느 하나의 파형이 되도록 조정하여 충격파 산란효과 및 이로 인한 기포 구름이 발생하지 않도록 할 수 있다.
그리고, 제어부는 펄스 시간을 최소 0.1ms에서 최대 100ms가 되도록 하고, 초음파 중심 주파수는 0.1MHz 내지 10MHz, 펄스 반복주파수는 0.1MHz 내지 100MHz, 듀티 사이클은 0.1% 내지 10%의 범위를 갖도록 설정한다. 이때의 펄스 개수는 1개 이상이 되도록 설정한다.
이때, 제어부(120)는 집속초음파를 이용하여 초점에서 수증기 기포를 발생시킨 후, 충격파 산란 효과 세기를 최소화시킬 가변음압 적용 시점을 계산하여 임의로 변경하여, 충격파 산란 효과 세기를 최소화시키거나 극대화시켜 캐비테이션 생성 범위를 제어한다.
이를 위하여, 제어부(120)는 학습 데이터로 인공지능 모델(이하, 설명의 편의를 위하여 ‘가변음압 적용 시점 계산 모델’이라 지칭함)을 학습시킨다. 학습 데이터는 파쇄 범위가 입력되면 충격파 산란 효과 세기와 가변음압 적용 시점 정보가 출력되도록 구성된다.
이렇게 가변음압 적용 시점 계산 모델을 학습시킨 후, 제어부(120)는 생체조직 파쇄 장치(100)를 운용하는 작업자(예를 들어, 의사 등)가 입력한 파쇄 범위를 수신하여 충격파 산란 효과 세기와 가변음압 적용 시점 정보를 출력한다. 또는, 환자의 의료 영상을 수신한 제어부(120)가 의료 영상에서 생체조직의 크기를 파악하고, 파악한 생체조직의 크기에 따라 충격파 산란 효과 세기와 가변음압 적용 시점 정보를 출력할 수 있다.
또한, 제어부(120)는 실제 집속초음파가 생체조직에 조사되기 전에, 출력한 충격파 산란 효과 세기와 가변음압 적용 시점 정보에 따라 집속초음파가 생체조직에 조사될 경우 생체조직이 파쇄될 것으로 예상하는 파쇄 예상 범위를 모니터(200)를 통해 작업자에게 제공한다. 작업자는 모니터(200)를 통해 제공되는 파쇄 예상 범위를 확인한 후, 파쇄 범위를 조절하거나 또는 집속초음파가 초음파 출력부(110)로부터 조사되도록 생체조직 파쇄 장치(100)를 동작한다.
또한. 제어부(120)는 가변음압 적용 시점에 따라 집속초음파의 압력 세기를 서로 다르게 조절할 수도 있다. 즉, 제어부(120)는 가변음압 적용 시점에 따라 제1 적용 시점에 압력 세기를 제1 세기로 하고, 제1 적용 시점 이후인 제2 적용 시점에 압력 세기를 제1 세기와 다른 제2 세기(제1 세기보다 높은 세기 또는 낮은 세기)로 집속초음파가 출력되도록 제어할 수 있다.
이는, 파쇄하고자 하는 생체조직의 특성에 따라 반복적인 파쇄가 필요한 부분이 있고 한 번만 파쇄를 해도 충분한 부분이 있기 때문이다. 따라서, 제어부(120)는 다양한 가변음압 적용 시점마다 서로 다른 압력 세기로 집속초음파가 출력되도록 초음파 출력부(110)를 제어할 수 있다.
또한, 제어부(120)는 모니터(200)에서 디스플레이되는 생체조직 파쇄 영상을 획득한다. 그리고 제어부(120)는 획득한 생체조직 파쇄 영상에서 실제 생체조직이 파쇄된 범위(이하, 설명의 편의를 위하여 '실제 파쇄 범위'라 지칭함)와, 초음파 출력부(110)를 통해 초음파가 조사되기 전 계산된 생체조직 파쇄 범위(이하, 설명의 편의를 위하여 '계산 파쇄 범위'라 지칭함)를 비교한다.
제어부(120)는 실제 파쇄 범위와 계산 파쇄 범위의 비교를 통해 생체조직 파쇄 장치(100)의 정확도를 판단한다. 즉, 제어부(120)는 실제 파쇄 범위와 계산 파쇄 범위의 차가 미리 설정한 임계 범위 이내에 해당하면, 모델이 잘 학습되어 있는 것으로 판단한다.
그러나, 실제 파쇄 범위와 계산 파쇄 범위의 차가 임계 범위를 초과하면, 실제 파쇄 범위와 생체조직의 특성, 가변음압 적용 시점과 집속초음파 압력을 이용하여 모델을 재 학습한다.
여기서 제어부(120)가 모니터(200)에서 획득한 생체조직 파쇄 영상으로부터 실제 파쇄 범위를 확인하는 방법, 그리고 실제 파쇄 범위와 계산 파쇄 범위를 비교하는 방법은 다양하므로, 본 발명의 실시예에서는 어느 하나의 방법으로 한정하지 않는다. 본 발명의 실시예에서는 생체조직 파쇄 장치(100)에 별도의 정보 수집 수단(예를 들어, 카메라 등)(도면 미도시)을 통해 모니터(200)를 촬영하여, 모니터(200)에서 디스플레이되는 생체조직 파쇄 영상을 획득하는 것을 예로하여 설명한다.
이와 같은 생체조직 파쇄 장치(100)의 동작에 대해 도 4를 참조로 설명한다. 도 4에서는 생체조직 파쇄 장치(100)가 의료 영상을 확인하여 자동으로 충격파 산란 효과 세기와 가변음압 적용 시점 정보를 산출하는 예에 대해 설명한다.
도 4는 본 발명의 실시예에 따른 생체조직 파쇄 장치의 동작에 대한 흐름도이다.
도 4에 도시된 바와 같이, 생체조직 파쇄 장치(100)는 수집된 학습 데이터가 입력되면, 입력된 학습 데이터로 가변음압 적용 시점을 계산하는 모델을 학습시킨다(S100, S101).
여기서, 학습 데이터는 생체조직이 있는 의료 영상, 생체조직에 대한 특성 정보, 파쇄를 위한 범위 정보, 그리고 생체조직을 파쇄하기 위한 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점 정보를 포함한다. 따라서, 생체조직 파쇄 장치(100)는 학습 데이터를 기초로, 의료 영상, 생체조직에 대한 특성 정보, 그리고 파쇄를 위한 범위 정보를 모델에 입력하면 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점 정보를 출력하도록 모델을 학습시킨다.
즉, 수증기 기포가 발생하는 제1 조건이 발생하여 검출부(130)가 이를 검출한 후부터 펄스 시간 내에서 파쇄 대상인 생체조직의 특성과 생체조직을 파쇄할 범위에 따라 가변음압을 적용할 시점이 다르게 설정된다. 그러므로, 이러한 정보들을 학습 정보로 수집하여 모델을 학습시키면, 생체조직 파쇄 장치(100)는 의료 영상과 파쇄할 타겟 생체조직의 범위가 입력되면 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점 정보를 출력으로 제공할 수 있다.
다시 말해, 생체조직 파쇄 장치(100)는 파쇄할 타겟 생체조직을 촬영한 의료 영상이 입력되면, 파쇄할 타겟 생체조직의 파쇄 범위를 설정한다(S102). 생체조직 파쇄 장치(100)는 다양한 방법으로 의료 영상에서 생체조직의 위치를 설정할 수 있으므로, 본 발명의 실시예에서는 어느 하나의 방법으로 한정하여 설명하지 않는다.
의료 영상을 기초로 파쇄범위를 설정한 생체조직 파쇄 장치(100)는 타겟인 생체조직의 종류, 생체조직의 위치와 크기 그리고 파쇄할 범위에 따라 가변음압을 적용할 시점과 가변음압을 적용하기 전의 집속초음파의 압력(이하, '제1 압력'라 지칭함)과 가변음압을 적용한 직후의 집속초음파의 압력(이하, '제2 압력'라 지칭함), 그리고 펄스 개수를 포함하는 생체조직 파쇄 파라미터를 선정한다(S103). 즉, 생체조직 파쇄 장치(100)는 한 펄스를 기준으로, 제1 압력 및 제2 압력의 가변음압 적용 시점, 그리고 각각의 구간에서의 펄스의 개수 등을 선정한다.
생체조직 파쇄 장치(100)는 S103 단계에서 선정한 집속초음파 압력, 가변음압 적용 시점, 그리고 펄스 개수를 기초로 초음파 출력부(110)를 제어하고, 초음파 출력부(110)는 제1 압력에 맞춰 집속초음파를 출력한다(S104). 초음파 출력부(110)에서 출력되는 집속초음파에 따라 타겟 생체조직이 제거되고(S105), 제어부(120)에서 계산한 가변음압 적용 시점에 초음파 출력부(110)는 제2 압력에 맞춰 집속초음파를 변경하여 출력한다(S106).
이때, 생체조직 파쇄 장치(100)는 가변음압을 적용할 시점을 복수 개의 시점으로 생성할 수 있다. 즉, 초음파가 처음 출력된 시점부터 제1 적용 시점까지는 집속초음파의 압력 세기를 높게 하고, 제1 적용 시점에 집속초음파의 압력 세기를 낮춰 충격파 산란 효과의 세기를 작게 한 후, 제2 적용 시점에 다시 집속초음파의 압력 세기를 높여 충격파 산란 효과의 세기를 크게 하는 등 다양한 시점에 다양한 집속초음파의 압력 세기로 생체조직을 파쇄할 수 있다.
상술한 절차는 생체조직 파쇄 장치(100)가 생체조직을 파쇄하기 위하여, 입력된 집속초음파의 압력 세기와 가변음압을 적용할 시점을 자동으로 설정하는 방법에 대해 설명하였다. 그러나, 생체조직의 범위를 작업자가 설정하면, 설정한 범위를 기초로 생체조직 파쇄 장치(100)가 가변음압을 적용할 시점과 집속초음파의 압력 세기를 설정할 수도 있다. 이에 대해 도 5를 참조로 설명한다.
도 5는 본 발명의 또 다른 실시예에 생체조직 파쇄 장치의 동작에 대한 흐름도이다.
도 5에 도시된 바와 같이, 생체조직 파쇄 장치(100)는 작업자가 입력한 타겟 생체조직의 종류와 파쇄 범위 정보, 그리고 생체조직이 포함된 의료 영상을 수신한다(S200). 생체조직 파쇄 장치(100)는 수신한 정보를 기초로 타겟인 생체조직의 종류, 생체조직의 위치와 크기 그리고 파쇄할 범위에 따라 가변음압을 적용할 시점과 가변음압을 적용하기 전의 집속초음파의 압력(이하, '제1 압력'이라 지칭함)와 가변음압을 적용한 직후의 집속초음파의 압력(이하, '제2 압력'이라 지칭함), 그리고 펄스 개수를 포함하는 생체조직 파쇄 파라미터를 선정한다(S201).
이때, 작업자가 수동으로 파쇄 범위를 선정할 경우 제1 압력과 제2 압력, 가변음압 적용 시점, 펄수 개수 등을 선정하기 위해, 생체조직 파쇄 장치(100)는 사전에 학습 데이터로 학습되어 있는 것을 예로 설명한다.
생체조직 파쇄 장치(100)는 S201 단계에서 선정한 생체조직 파쇄 파라미터를 기초로 초음파 출력부(110)를 제어하고, 초음파 출력부(110)는 제1 압력에 맞춰 집속초음파를 출력한다(S202). 초음파 출력부(110)에서 출력되는 집속초음파에 따라 타겟 생체조직이 제거되고(S203), 제어부(120)에서 계산한 가변음압 적용 시점에 초음파 출력부(110)는 제2 압력에 맞춰 집속초음파를 변경하여 출력한다(S204).
이때, 생체조직 파쇄 장치(100)는 가변음압을 적용할 시점을 복수 개의 시점으로 생성할 수 있다. 즉, 초음파가 처음 출력된 시점부터 제1 적용 시점까지는 집속초음파의 압력 세기를 높게 하고, 제1 적용 시점에 집속초음파의 압력 세기를 낮춰 충격파 산란 효과의 세기를 작게 한 후, 제2 적용 시점에 다시 집속초음파의 압력 세기를 높여 충격파 산란 효과의 세기를 크게 하는 등 다양한 시점에 다양한 집속초음파의 압력 세기로 생체조직을 파쇄할 수 있다.
여기서 도 5의 S202 단계에서 생체조직 파쇄 장치(100)가 가변음압 시점과 집속초음파 압력을 선정할 때, 생체조직 파쇄 장치(100)는 모니터(200)를 통해 선정한 가변음압 시점과 집속초음파 압력, 펄스 개수 등을 기초로 파쇄될 생체조직의 범위를 표시할 수 있다. 본 발명의 실시예에서는 가변음압 시점, 집속 초음파 압력, 그리고 펄스 개수 등을 생체조직 파쇄 파라미터라 지칭하나, 반드시 이와 같이 한정되는 것은 아니다. 이에 대해 도 6을 참조로 설명한다.
도 6은 본 발명의 또 다른 실시예에 따라 제공되는 화면의 예시도이다.
도 6에 도시된 바와 같이, 생체조직 파쇄 장치(100)는 모니터(200)를 통해 파쇄시킬 타겟 생체조직에 대한 의료영상 뿐만 아니라, 선정한 생체조직 파쇄 파라미터를 기초로 파쇄될 생체조직의 파쇄범위를 예측하여, 작업자가 실시간으로 확인할 수 있게 표시한다.
이때, 생체조직 파쇄 장치(100)는 도 6의 (a)와 같이 파쇄범위를 표시하여 작업자에게 모니터를 통해 디스플레이할 수 있다. 또는, 도 6의 (b)와 같이 생체조직 파쇄 장치(100)가 다양한 생체조직 파쇄 파라미터를 기초로 파쇄될 생체조직의 파쇄범위들을 각각의 상황에 맞춰 제공하고, 작업자가 이를 기초로 생체조직 파쇄 파라미터를 선택할 수도 있다.
여기서, 생체조직 파쇄 장치(100)가 의료영상에 파쇄 범위를 디스플레이하는 방법은 다양한 기술로 적용 가능하므로, 본 발명의 실시예에서는 어느 하나의 방법으로 한정하지 않는다.다음은, 생체조직 파쇄 장치(100)가 상술한 도 4 및 도 5에서 가변음압 시점에 초음파 출력을 제어한 후, 모니터(200)를 통해 디스플레이되는 파쇄 범위를 이용하여 모델을 재 학습시키는 방법에 대해 도 7을 참조로 설명한다.
도 7은 본 발명의 실시예에 따라 모델을 재학습시키는 흐름도이다.
도 7에 도시된 바와 같이, 생체조직 파쇄 장치(100)는 상술한 도 4의 S104 단계와 S106 단계에서 초음파 출력부(110)를 통해 집속초음파를 출력하고 가변음압 시점에 제어된 초음파 출력을 통해 집속초음파가 출력되어 생체조직이 파쇄된 영상을 획득한다(S300). 생체조직 파쇄 영상이 디스플레이되는 모니터(200)를 촬영 수단(도면 미도시, 예를 들어 카메라 등)을 통해 수집할 수 있으며, 생체조직 파쇄 장치(100)가 생체조직 파쇄 영상을 획득하는 방법은 다양하므로 본 발명의 실시예에서는 어느 하나의 방법으로 한정하지 않는다.
생체조직 파쇄 장치(100)는 획득한 생체조직 파쇄 영상에서 획득한 실제 파쇄 범위와, 초음파 출력부(110)를 통해 초음파가 조사되기 전 계산된 계산 파쇄 범위를 비교한다(S310).
생체조직 파쇄 장치(100)는 실제 파쇄 범위와 계산 파쇄 범위의 비교를 통해 생체조직 파쇄 장치(100)의 정확도를 판단한다. 즉, 생체조직 파쇄 장치(100)는 실제 파쇄 범위와 계산 파쇄 범위의 차가 미리 설정한 임계 범위 이내인지 판단한다(S320).
만약, 실제 파쇄 범위와 계산 파쇄 범위의 차가 임계 범위 이내이면, 모델이 잘 학습되어 있는 것으로 판단한다. 그러나, 실제 파쇄 범위와 계산 파쇄 범위의 차가 임계 범위를 초과하면, 실제 파쇄 범위와 생체조직의 특성, 가변음압 적용 시점과 집속초음파 압력을 이용하여 모델을 재 학습한다(S330).
도 8은 본 발명의 실시예에 따른 컴퓨팅 시스템의 구조도이다.
도 8을 참고하면, 적어도 하나의 프로세서에 의해 동작하는 생체조직 파쇄 장치(100)는 컴퓨팅 시스템(300)으로 구현될 수 있으며, 컴퓨팅 시스템(300)에서 본 발명의 동작을 실행하도록 기술된 명령들(instructions)이 포함된 프로그램을 실행한다. 프로그램은 컴퓨터 판독 가능한 저장매체에 저장될 수 있고, 유통될 수 있다.
컴퓨팅 시스템(300)의 하드웨어는 적어도 하나의 프로세서(310), 메모리(320), 스토리지(330), 통신 인터페이스(340)를 포함할 수 있고, 버스를 통해 연결될 수 있다. 이외에도 입력 장치 및 출력 장치 등의 하드웨어가 포함될 수 있다. 컴퓨팅 시스템(300)은 프로그램을 구동할 수 있는 운영 체제를 비롯한 각종 소프트웨어가 탑재될 수 있다.
프로세서(310)는 컴퓨팅 시스템(300)의 동작을 제어하는 장치로서, 프로그램에 포함된 명령들을 처리하는 다양한 형태의 프로세서일 수 있고, 예를 들면, CPU(Central Processing Unit), MPU(Micro Processor Unit), MCU(Micro Controller Unit), GPU(Graphic Processing Unit) 등 일 수 있다.
메모리(320)는 본 발명의 동작을 실행하도록 기술된 명령들이 프로세서(310)에 의해 처리되도록 해당 프로그램을 로드한다. 메모리(320)는 예를 들면, ROM(read only memory), RAM(random access memory) 등 일 수 있다. 스토리지(330)는 본 발명의 동작을 실행하는데 요구되는 각종 데이터, 프로그램 등을 저장한다. 통신 인터페이스(340)는 유/무선 통신 모듈일 수 있다.
이상에서 본 발명의 실시예에 대하여 상세하게 설명하였지만 본 발명의 권리범위는 이에 한정되는 것은 아니고 다음의 청구범위에서 정의하고 있는 본 발명의 기본 개념을 이용한 당업자의 여러 변형 및 개량 형태 또한 본 발명의 권리범위에 속하는 것이다.

Claims (15)

  1. 적어도 하나의 프로세서에 의해 동작하는 생체조직 파쇄 장치의 동작 방법으로서,
    생체조직의 특성, 집속초음파 압력, 가변음압 적용 시점 및 상기 생체조직의 파쇄 범위 정보를 포함하는 학습 데이터를 획득하는 단계,
    상기 학습 데이터가 입력되면 상기 생체조직의 특성과 상기 생체조직의 파쇄 범위에 따라 상기 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점, 그리고 펄스 개수가 출력되도록 모델을 학습하는 단계, 그리고
    학습시킨 상기 모델로 타겟 생체조직을 포함하는 의료 영상이 입력되면, 상기 타겟 생체조직을 파쇄할 집속초음파의 압력, 가변음압 적용 시점 및 펄스 개수를 설정하는 단계
    를 포함하는, 동작 방법.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 설정하는 단계 이후에,
    상기 타겟 생체조직에 설정한 상기 집속초음파의 압력으로 집속초음파를 출력하여 상기 타겟 생체조직을 파쇄하는 단계, 그리고
    상기 가변음압 적용 시점에 상기 집속초음파의 음향압력과 강도를 낮추도록 제어하는 단계
    를 포함하는, 동작 방법.
  3. 제2항에 있어서,
    상기 파쇄하는 단계는,
    상기 집속초음파는 40MPa 이상의 충격파압력을 갖거나 최대정압 30MPa 이상 및 최대부압 - 10MPa 이하의 압력을 갖는 비선형 초음파 파형을 가지고,
    상기 집속초음파의 강도를 설정값 이하로 제어하는 단계 이후의 집속초음파는 40MPa 미만의 충격파압력을 갖거나 최대정압 30MPa 이하 및 최대부압 - 10MPa 이상의 압력을 갖는 선형 또는 비선형 초음파 파형 중 어느 하나의 파형을 가지며,
    펄스 시간을 최소 0.1ms에서 최대 100ms가 되도록 하고, 초음파 중심 주파수는 0.1MHz 내지 10MHz, 펄스 반복주파수는 0.1MHz 내지 100MHz, 듀티 사이클은 0.1% 내지 10%의 범위를 갖는 적어도 하나 이상의 펄스 개수를 가지는, 동작 방법.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 설정하는 단계는,
    상기 가변음압 적용 시점을 상기 집속초음파의 출력으로 인해 상기 타겟 생체조직에서 수증기 기포가 생성되는 시점 이후에 복수 개 설정하는, 동작 방법.
  5. 제4항에 있어서,
    복수 개 설정한 각 가변음압 적용 시점 각각에 상기 타겟 생체조직에 출력되는 집속초음파의 압력이 각각 상이하도록 제어하는, 동작 방법.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 모델을 학습하는 단계는,
    상기 학습 데이터가 입력되면, 상기 생체조직의 특성과 상기 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점에 따라 상기 생체조직의 파쇄 범위가 디스플레이되도록 상기 모델을 학습하는, 동작 방법.
  7. 제6항에 있어서,
    상기 설정하는 단계 이후에,
    상기 타겟 생체조직에 대한 의료 영상이 입력되면, 상기 타겟 생체조직을 파쇄할 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점, 그리고 상기 의료 영상에 상기 타겟 생체조직의 파쇄범위를 표시하는, 동작 방법.
  8. 제2항에 있어서,
    상기 강도를 낮추도록 제어하는 단계 이후에,
    상기 설정에 따라 상기 타겟 생체조직이 파쇄된 파쇄 영상을 획득하는 단계,
    상기 파쇄 영상으로부터 추출한 실제 파쇄 범위와 상기 생체조직의 파쇄 범위 정보에 해당하는 계산 파쇄 범위의 차이 범위를 비교하는 단계, 그리고
    상기 차이 범위가 기 설정한 임계 범위보다 크면, 상기 실제 파쇄 범위, 상기 집속초음파의 압력, 가변음압 적용 시점, 그리고 상기 생체조직의 특정을 이용하여 상기 모델을 재학습하는 단계
    를 더 포함하는, 동작 방법.
  9. 집속초음파를 출력하기 위한 초음파 출력부; 및
    상기 집속초음파의 압력(pressure) 및 가변음압 적용 시점을 제어하기 위한 제어부를 포함하되,
    상기 제어부는 타겟 생체조직의 특성, 상기 집속초음파의 압력과 상기 생체조직의 파쇄 범위에 따라 상기 집속초음파의 압력을 낮추는 시점을 다르게 설정하는, 생체조직 파쇄 장치.
  10. 제9항에 있어서,
    상기 프로세서는,
    생체조직의 특성, 집속초음파 압력, 가변음압 적용 시점 및 상기 생체조직의 파쇄 범위 정보를 포함하는 학습 데이터가 입력되면 상기 생체조직의 특성과 상기 생체조직의 파쇄 범위에 따라 상기 집속초음파의 압력, 가변음압 적용 시점, 그리고 펄스 개수가 출력되도록 모델을 학습하는, 생체조직 파쇄 장치.
  11. 제10항에 있어서,
    상기 프로세서는,
    상기 가변음압 적용 시점을 상기 집속초음파의 출력으로 인해 상기 타겟 생체조직에서 수증기 기포가 생성되는 시점 이후에 복수 개 설정하는, 생체조직 파쇄 장치.
  12. 제11항에 있어서,
    상기 프로세서는,
    복수 개 설정한 각 가변음압 적용 시점 각각에 상기 타겟 생체조직에 출력되는 집속초음파의 압력이 각각 상이하도록 제어하는, 생체조직 파쇄 장치.
  13. 제12항에 있어서,
    상기 프로세서는,
    상기 학습 데이터가 입력되면, 상기 생체조직의 특성과 상기 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점에 따라 상기 생체조직의 파쇄 범위가 디스플레이되도록 상기 모델을 학습하는, 생체조직 파쇄 장치.
  14. 제13항에 있어서,
    상기 프로세서는,
    상기 타겟 생체조직에 대한 의료 영상이 입력되면, 상기 타겟 생체조직을 파쇄할 집속초음파의 압력과 가변음압 적용 시점, 그리고 상기 의료 영상에 상기 타겟 생체조직의 파쇄범위를 표시하도록 제어하는, 생체조직 파쇄 장치.
  15. 제14항에 있어서,
    상기 프로세서는,
    설정에 따라 파쇄된 상기 타겟 생체조직의 파쇄 영상으로부터 실제 파쇄 범위를 추출하고, 추출한 실제 파쇄 범위를 상기 생체조직의 파쇄 범위 정보에 해당하는 계산 파쇄 범위의 차이 범위를 비교하며, 상기 차이 범위가 기 설정한 임계 범위보다 크면, 상기 실제 파쇄 범위, 상기 집속초음파의 압력, 가변음압 적용 시점, 그리고 상기 생체조직의 특정을 이용하여 상기 모델을 재학습하는, 생체조직 파쇄 장치.
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