KR102045470B1 - 래디얼 어레이 트랜듀서 기반 광음향-초음파 내시경 시스템 - Google Patents
래디얼 어레이 트랜듀서 기반 광음향-초음파 내시경 시스템 Download PDFInfo
- Publication number
- KR102045470B1 KR102045470B1 KR1020170115911A KR20170115911A KR102045470B1 KR 102045470 B1 KR102045470 B1 KR 102045470B1 KR 1020170115911 A KR1020170115911 A KR 1020170115911A KR 20170115911 A KR20170115911 A KR 20170115911A KR 102045470 B1 KR102045470 B1 KR 102045470B1
- Authority
- KR
- South Korea
- Prior art keywords
- transducer
- array
- endoscope
- laser beam
- light
- Prior art date
Links
- 238000001839 endoscopy Methods 0.000 title description 28
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 claims abstract description 67
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 claims abstract description 66
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims abstract description 44
- 239000000523 sample Substances 0.000 claims description 88
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 67
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 46
- 238000003780 insertion Methods 0.000 claims description 42
- 230000037431 insertion Effects 0.000 claims description 42
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 claims description 36
- 238000000149 argon plasma sintering Methods 0.000 claims description 21
- 239000000919 ceramic Substances 0.000 claims description 19
- 239000013078 crystal Substances 0.000 claims description 19
- XLOMVQKBTHCTTD-UHFFFAOYSA-N Zinc monoxide Chemical compound [Zn]=O XLOMVQKBTHCTTD-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 9
- 230000002829 reductive effect Effects 0.000 claims description 8
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 6
- 229910052738 indium Inorganic materials 0.000 claims description 4
- APFVFJFRJDLVQX-UHFFFAOYSA-N indium atom Chemical compound [In] APFVFJFRJDLVQX-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 4
- 229910003437 indium oxide Inorganic materials 0.000 claims description 4
- PJXISJQVUVHSOJ-UHFFFAOYSA-N indium(iii) oxide Chemical compound [O-2].[O-2].[O-2].[In+3].[In+3] PJXISJQVUVHSOJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 4
- 230000001902 propagating effect Effects 0.000 claims description 4
- AJNVQOSZGJRYEI-UHFFFAOYSA-N digallium;oxygen(2-) Chemical compound [O-2].[O-2].[O-2].[Ga+3].[Ga+3] AJNVQOSZGJRYEI-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 3
- 229910001195 gallium oxide Inorganic materials 0.000 claims description 3
- AMGQUBHHOARCQH-UHFFFAOYSA-N indium;oxotin Chemical compound [In].[Sn]=O AMGQUBHHOARCQH-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 3
- 229920000306 polymethylpentene Polymers 0.000 claims description 3
- 239000011116 polymethylpentene Substances 0.000 claims description 3
- YVTHLONGBIQYBO-UHFFFAOYSA-N zinc indium(3+) oxygen(2-) Chemical compound [O--].[Zn++].[In+3] YVTHLONGBIQYBO-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 3
- 239000011787 zinc oxide Substances 0.000 claims description 3
- 230000000644 propagated effect Effects 0.000 claims 1
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 85
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 45
- 238000005286 illumination Methods 0.000 description 35
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 27
- 229920006254 polymer film Polymers 0.000 description 22
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 16
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 14
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 14
- 239000000306 component Substances 0.000 description 13
- 230000006870 function Effects 0.000 description 12
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 11
- 238000009558 endoscopic ultrasound Methods 0.000 description 11
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 8
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 7
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 7
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 6
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 6
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 6
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 6
- 230000009975 flexible effect Effects 0.000 description 6
- 230000008569 process Effects 0.000 description 6
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 6
- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 6
- 238000013461 design Methods 0.000 description 5
- 230000002496 gastric effect Effects 0.000 description 5
- 230000006698 induction Effects 0.000 description 5
- 238000002347 injection Methods 0.000 description 5
- 239000007924 injection Substances 0.000 description 5
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 4
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 4
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 4
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 4
- 230000001079 digestive effect Effects 0.000 description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 4
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 4
- 210000001035 gastrointestinal tract Anatomy 0.000 description 4
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 4
- 238000005549 size reduction Methods 0.000 description 4
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 4
- 238000002834 transmittance Methods 0.000 description 4
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 3
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 3
- 238000005452 bending Methods 0.000 description 3
- 238000001574 biopsy Methods 0.000 description 3
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 3
- 238000010304 firing Methods 0.000 description 3
- 230000001976 improved effect Effects 0.000 description 3
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 description 3
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 3
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 3
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 3
- VYPSYNLAJGMNEJ-UHFFFAOYSA-N silicon dioxide Inorganic materials O=[Si]=O VYPSYNLAJGMNEJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 239000002033 PVDF binder Substances 0.000 description 2
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 2
- 238000004873 anchoring Methods 0.000 description 2
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 2
- 230000033228 biological regulation Effects 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 239000011247 coating layer Substances 0.000 description 2
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 description 2
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 2
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 2
- 238000002608 intravascular ultrasound Methods 0.000 description 2
- 229910052451 lead zirconate titanate Inorganic materials 0.000 description 2
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 2
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 2
- 238000000059 patterning Methods 0.000 description 2
- 238000010895 photoacoustic effect Methods 0.000 description 2
- 229920002981 polyvinylidene fluoride Polymers 0.000 description 2
- 239000010453 quartz Substances 0.000 description 2
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 2
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 2
- 239000012780 transparent material Substances 0.000 description 2
- 238000012285 ultrasound imaging Methods 0.000 description 2
- 241000226585 Antennaria plantaginifolia Species 0.000 description 1
- 241000282472 Canis lupus familiaris Species 0.000 description 1
- 239000004593 Epoxy Substances 0.000 description 1
- 229910013641 LiNbO 3 Inorganic materials 0.000 description 1
- FYYHWMGAXLPEAU-UHFFFAOYSA-N Magnesium Chemical compound [Mg] FYYHWMGAXLPEAU-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000004743 Polypropylene Substances 0.000 description 1
- 239000006096 absorbing agent Substances 0.000 description 1
- 230000005534 acoustic noise Effects 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 230000002730 additional effect Effects 0.000 description 1
- 238000003491 array Methods 0.000 description 1
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000002146 bilateral effect Effects 0.000 description 1
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 1
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 238000004140 cleaning Methods 0.000 description 1
- 230000001010 compromised effect Effects 0.000 description 1
- 229920001577 copolymer Polymers 0.000 description 1
- 239000008358 core component Substances 0.000 description 1
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 description 1
- JAONJTDQXUSBGG-UHFFFAOYSA-N dialuminum;dizinc;oxygen(2-) Chemical compound [O-2].[O-2].[O-2].[O-2].[O-2].[Al+3].[Al+3].[Zn+2].[Zn+2] JAONJTDQXUSBGG-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 210000002249 digestive system Anatomy 0.000 description 1
- NKZSPGSOXYXWQA-UHFFFAOYSA-N dioxido(oxo)titanium;lead(2+) Chemical compound [Pb+2].[O-][Ti]([O-])=O NKZSPGSOXYXWQA-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 1
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 1
- 239000000428 dust Substances 0.000 description 1
- 230000002526 effect on cardiovascular system Effects 0.000 description 1
- 238000011846 endoscopic investigation Methods 0.000 description 1
- 238000002674 endoscopic surgery Methods 0.000 description 1
- 210000003238 esophagus Anatomy 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 239000005337 ground glass Substances 0.000 description 1
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 1
- 230000000977 initiatory effect Effects 0.000 description 1
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 1
- 230000001788 irregular Effects 0.000 description 1
- 210000002429 large intestine Anatomy 0.000 description 1
- HFGPZNIAWCZYJU-UHFFFAOYSA-N lead zirconate titanate Chemical compound [O-2].[O-2].[O-2].[O-2].[O-2].[Ti+4].[Zr+4].[Pb+2] HFGPZNIAWCZYJU-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000031700 light absorption Effects 0.000 description 1
- 230000000670 limiting effect Effects 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- GQYHUHYESMUTHG-UHFFFAOYSA-N lithium niobate Chemical compound [Li+].[O-][Nb](=O)=O GQYHUHYESMUTHG-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052749 magnesium Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000011777 magnesium Substances 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 230000000877 morphologic effect Effects 0.000 description 1
- 230000008450 motivation Effects 0.000 description 1
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 1
- 210000004798 organs belonging to the digestive system Anatomy 0.000 description 1
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 1
- 230000036961 partial effect Effects 0.000 description 1
- 239000000088 plastic resin Substances 0.000 description 1
- -1 polypropylene Polymers 0.000 description 1
- 229920001155 polypropylene Polymers 0.000 description 1
- 210000002307 prostate Anatomy 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 1
- 239000007921 spray Substances 0.000 description 1
- 230000007480 spreading Effects 0.000 description 1
- 238000003892 spreading Methods 0.000 description 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 1
- 230000008093 supporting effect Effects 0.000 description 1
- 230000009466 transformation Effects 0.000 description 1
- 210000002229 urogenital system Anatomy 0.000 description 1
- 210000001835 viscera Anatomy 0.000 description 1
- 239000011800 void material Substances 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
- A61B8/4416—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device related to combined acquisition of different diagnostic modalities, e.g. combination of ultrasound and X-ray acquisitions
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
- A61B8/4483—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer
- A61B8/4488—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer the transducer being a phased array
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
- A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
- A61B1/07—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements using light-conductive means, e.g. optical fibres
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0033—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room
- A61B5/0035—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room adapted for acquisition of images from more than one imaging mode, e.g. combining MRI and optical tomography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0093—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy
- A61B5/0095—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy by applying light and detecting acoustic waves, i.e. photoacoustic measurements
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/42—Detecting, measuring or recording for evaluating the gastrointestinal, the endocrine or the exocrine systems
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/12—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves in body cavities or body tracts, e.g. by using catheters
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
- A61B8/4477—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device using several separate ultrasound transducers or probes
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
- A61B8/4483—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
- A61B8/4483—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer
- A61B8/4494—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer characterised by the arrangement of the transducer elements
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B06—GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS IN GENERAL
- B06B—METHODS OR APPARATUS FOR GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS OF INFRASONIC, SONIC, OR ULTRASONIC FREQUENCY, e.g. FOR PERFORMING MECHANICAL WORK IN GENERAL
- B06B1/00—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency
- B06B1/02—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy
- B06B1/06—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction
- B06B1/0607—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction using multiple elements
- B06B1/0622—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction using multiple elements on one surface
-
- G—PHYSICS
- G02—OPTICS
- G02F—OPTICAL DEVICES OR ARRANGEMENTS FOR THE CONTROL OF LIGHT BY MODIFICATION OF THE OPTICAL PROPERTIES OF THE MEDIA OF THE ELEMENTS INVOLVED THEREIN; NON-LINEAR OPTICS; FREQUENCY-CHANGING OF LIGHT; OPTICAL LOGIC ELEMENTS; OPTICAL ANALOGUE/DIGITAL CONVERTERS
- G02F1/00—Devices or arrangements for the control of the intensity, colour, phase, polarisation or direction of light arriving from an independent light source, e.g. switching, gating or modulating; Non-linear optics
- G02F1/29—Devices or arrangements for the control of the intensity, colour, phase, polarisation or direction of light arriving from an independent light source, e.g. switching, gating or modulating; Non-linear optics for the control of the position or the direction of light beams, i.e. deflection
-
- H—ELECTRICITY
- H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H10N—ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H10N30/00—Piezoelectric or electrostrictive devices
- H10N30/80—Constructional details
- H10N30/87—Electrodes or interconnections, e.g. leads or terminals
-
- H—ELECTRICITY
- H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H10N—ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H10N39/00—Integrated devices, or assemblies of multiple devices, comprising at least one piezoelectric, electrostrictive or magnetostrictive element covered by groups H10N30/00 – H10N35/00
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0033—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room
- A61B5/004—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room adapted for image acquisition of a particular organ or body part
- A61B5/0044—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room adapted for image acquisition of a particular organ or body part for the heart
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B06—GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS IN GENERAL
- B06B—METHODS OR APPARATUS FOR GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS OF INFRASONIC, SONIC, OR ULTRASONIC FREQUENCY, e.g. FOR PERFORMING MECHANICAL WORK IN GENERAL
- B06B2201/00—Indexing scheme associated with B06B1/0207 for details covered by B06B1/0207 but not provided for in any of its subgroups
- B06B2201/70—Specific application
- B06B2201/76—Medical, dental
-
- G—PHYSICS
- G02—OPTICS
- G02F—OPTICAL DEVICES OR ARRANGEMENTS FOR THE CONTROL OF LIGHT BY MODIFICATION OF THE OPTICAL PROPERTIES OF THE MEDIA OF THE ELEMENTS INVOLVED THEREIN; NON-LINEAR OPTICS; FREQUENCY-CHANGING OF LIGHT; OPTICAL LOGIC ELEMENTS; OPTICAL ANALOGUE/DIGITAL CONVERTERS
- G02F2201/00—Constructional arrangements not provided for in groups G02F1/00 - G02F7/00
- G02F2201/02—Constructional arrangements not provided for in groups G02F1/00 - G02F7/00 fibre
-
- G—PHYSICS
- G02—OPTICS
- G02F—OPTICAL DEVICES OR ARRANGEMENTS FOR THE CONTROL OF LIGHT BY MODIFICATION OF THE OPTICAL PROPERTIES OF THE MEDIA OF THE ELEMENTS INVOLVED THEREIN; NON-LINEAR OPTICS; FREQUENCY-CHANGING OF LIGHT; OPTICAL LOGIC ELEMENTS; OPTICAL ANALOGUE/DIGITAL CONVERTERS
- G02F2201/00—Constructional arrangements not provided for in groups G02F1/00 - G02F7/00
- G02F2201/34—Constructional arrangements not provided for in groups G02F1/00 - G02F7/00 reflector
-
- G—PHYSICS
- G02—OPTICS
- G02F—OPTICAL DEVICES OR ARRANGEMENTS FOR THE CONTROL OF LIGHT BY MODIFICATION OF THE OPTICAL PROPERTIES OF THE MEDIA OF THE ELEMENTS INVOLVED THEREIN; NON-LINEAR OPTICS; FREQUENCY-CHANGING OF LIGHT; OPTICAL LOGIC ELEMENTS; OPTICAL ANALOGUE/DIGITAL CONVERTERS
- G02F2203/00—Function characteristic
- G02F2203/03—Function characteristic scattering
-
- G—PHYSICS
- G02—OPTICS
- G02F—OPTICAL DEVICES OR ARRANGEMENTS FOR THE CONTROL OF LIGHT BY MODIFICATION OF THE OPTICAL PROPERTIES OF THE MEDIA OF THE ELEMENTS INVOLVED THEREIN; NON-LINEAR OPTICS; FREQUENCY-CHANGING OF LIGHT; OPTICAL LOGIC ELEMENTS; OPTICAL ANALOGUE/DIGITAL CONVERTERS
- G02F2203/00—Function characteristic
- G02F2203/28—Function characteristic focussing or defocussing
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Pathology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Gynecology & Obstetrics (AREA)
- Nonlinear Science (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Mechanical Engineering (AREA)
- Endocrinology (AREA)
- Gastroenterology & Hepatology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
본 발명의 일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경은 광섬유, 상기 광섬유를 통해 전달된 레이저 빔을 반경 방향(radial direction)으로 확산시키도록 구비된 광확산기 및 상기 확산된 레이저 빔이 통과할 수 있고, 초음파를 발생시키거나 피검체로부터 발생한 초음파를 검출하도록 구비되며, 상기 광확산기를 바깥에서 둘러싸는 원통형의 어레이형 트랜듀서(array-type transducer)를 포함한다.
Description
본 발명은 현재 임상에서 쓰이고 있는 래디얼 어레이(radial array) 트랜듀서 기반 초음파 내시경(endoscopic ultrasound: EUS)처럼 가늘고 긴 호스 형태로 구현되어 피검체 내부에 삽입, 그 주변의 단층 이미지를 제공할 수 있는 의료용 단층 촬영 광음향-초음파 내시경 장치에 관한 것이다.
본 발명은 현재 임상에서 쓰이고 있는 래디얼 어레이 트랜듀서 기반 측면 스캔(side-scanning) 방식 초음파 내시경(선행문헌 1 내지 선행문헌 6) 프로브와 유사한 형태로 소화기관 및, 심장, 비뇨 생식계 진단 등과 같은 의료 영역에 적용하는 것을 목적으로 개발한 광음향 내시경술(photoacoustic endoscopy or optoacoustic endoscopy, 선행문헌 7, 선행문헌 8) 분야의 단층촬영 내시경 시스템에 관한 것이다.
광음향 내시경술이란 작은 직경의 프로브를 피검생체에 삽입한 후, 관심 부위에 매우 짧은 펄스폭(통상 1㎲ 이하)을 갖는 전자기파를 순간적으로 조사하여 초음파(일명 photoacoustic waves; 이하 광음향파)를 발생시키고, 그렇게 발생된 신호들을 일정 영역에 걸쳐 획득(즉, 스캔)하여 조직 내부의 단층 이미지를 얻는 내시경 기술(즉, tomographic endoscopy)을 말한다.
어떻게 생체 조직에 조사된 전자기파가 초음파 신호로 바뀌는지에 대한 전반적 원리는 광음향 효과(photoacoustic effect)라는 이름으로 1880년대부터 알려져 왔으나, 실제 이 원리를 바탕으로 생체조직 등과 같은 피검체로부터 단층 이미지를 얻는 것은 큐스위치 레이저(Q-switched laser)와 같은 펄스형 광원(pulsed light source)이 상용화된 후인 1990년대 초반이었는데, 이후 보다 다양한 의학적 응용 가능성이 보이면서 그간 여러 종류의 시스템 형태로 구현되어 왔다. 보다 넓은 의미에서 광음향 효과를 바탕으로 조직 내의 단층 이미지를 얻는 기술은 광음향 이미징(photoacoustic imaging) 또는 광음향 단층촬영술(photoacoustic tomography)이라는 용어로 총칭되고 있다.
광음향 이미징 기술이 현재 의료 영상 분야에서 큰 주목을 받는 이유는 실제 살아 있는 생체 조직에 대해 수 센티미터에 달하는 영상 깊이와 분해능, 영상 속도, 그리고 안전성 문제 등과 같은 여러 기술 조건을 만족시킴은 물론 기존의 기술이 제공하지 못하는 새롭고 유용한 영상 정보를 제공하기 때문이다.
본 발명은 이러한 광음향 이미징 기술을 내시경 분야에 적용하기 위한 것으로, 좀 더 구체적으로는 기존에 제안된 어레이 트랜듀서 기반 광음향 내시경 시스템들이 갖고 있는 여러 기술적 문제점들과 영상 깊이 한계를 극복하여 관련 기술을 보다 효과적으로 소화기 내시경(gastrointestinal endoscopy) 분야 및 경식도(transesophageal) 심장 진단 분야 등에 적용하기 위한 것이다.
이미 잘 알려진 일반적인 형태의 광음향 이미징 시스템(즉, 내시경에만 국한되지 않는)의 경우처럼, 광음향 내시경 시스템을 구현하기 위해서는 펄스형 전자기파를 생성해주는 광원부(light source), 피검생체에 가까이 접근하여 광음향 단층 신호를 획득해 주는 영상 스캐너(scanner) 또는 프로브(probe), 그리고 획득한 단층 신호를 처리하여 사용자에게 제공하는 데이타 처리 및 제시 장치(data processor and displayer)라는 세 가지 시스템 요소가 필요하다. 하지만 내시경술이라는 특수한 응용 목적을 달성하기 위해서는 피검체에 삽입되는 호스 형태의 영상 프로브 부분이 소정 이하의 굵기나 크기로 구현되어야 한다는 것이 가장 차별되는 기술적 요건이다.
그래서 그간 이러한 형태 및 기능적 조건을 만족시키기 위한 다양한 형태의 광음향 내시경 프로브가 제안되긴 하였으나, 여러 까다로운 시스템 요구 조건으로 인해 실제 임상에서 적용될 수 있는 수준의 영상 성능을 가진 일종의 상업화된 내시경 시스템은 아직까지 개발된 바 없다. 광음향 내시경 시스템이 성립되기 위해서는 광소자와 초음파 소자를 프로브라는 작은 공간 안에 효과적으로 통합 배치시키고, 일련의 스캔 방법을 적용하여 피검체 내부 일정 수준 이상의 깊이에 걸쳐 의학적으로 유의미한 단층 이미지를 얻을 수 있도록 하는 것이 핵심 요구 조건인데, 아직까지 이러한 기술적 부분을 완전히 충족시킬 수 있는 시스템이 없기 때문이다.
이에 본 발명에서는 언급한 여러 기술적 조건들을 충족시키면서도, 특히 피검생체에 삽입되어 광음향 단층 신호를 획득하는 영상 프로브 부분에 대해 선행 발명들보다 훨씬 더 우수한 품질의 광음향 영상을 피검체 내부 고심부에 이르는 영역에서까지 획득할 수 있도록 해줄 수 있는 보다 진보된 형태의 프로브 구조를 제공하고자 한다.
광음향 내시경이 펄스형 전자기파로 초음파를 발생시켜 이미지를 얻는다는 차별된 특성을 갖고 있으나, 이 기술 역시 초음파를 매개로 하여 영상에 필요한 신호를 획득한다는 측면에서 현재 임상에서 쓰이고 있는 초음파 내시경(endoscopic ultrasound: EUS)과 매우 밀접한 관련이 있다 (선행문헌 1 참고). 즉, 쉽게 생각하면, 광음향 내시경은 기존의 초음파 내시경 기술이 갖고 있는 시스템 요소들에 광 (또는 전자기파) 전달 및 발사 기능이 추가된 것이라고 볼 수 있다. 그래서, 바로 이러한 시스템 구성상의 특징으로 인해, 대부분의 광음향 내시경 시스템들은 광음향 이미지는 물론 기존의 초음파 이미지를 동시에 제공해줄 수 있는 일명 이중(dual-modality) 영상 시스템 형태로 구현될 수 있다.
그러므로 광음향 내시경 프로브에 있어서, 일단 전자기파(일반적으로 레이저 펄스)를 전달하여 피검체 방향으로 발사하는 부위는 제외시키고 초음파 검출부에 대한 구성 방법만을 생각하면, 현재 임상용 초음파 내시경(EUS) 기기들에 사용되고 있는 단일 초음파 트랜듀서(single-element ultrasonic transducer) 기반 기계적 스캔(mechanical scanning) 방식과 어레이 트랜듀서(array transducer) 기반 전기적 스캔(electronic scanning) 방식이 모두 적용될 수 있다 (선행문헌 1 참고). 그럼 먼저 각각의 스캔 방식이 어떠한 장단점을 갖고 있는지 간략히 살펴본다.
먼저 전자의 경우는, 말 그대로 프로브 내에 단 하나의 트랜듀서를 장착하여 초음파 신호를 검출하는 방식으로, 단수의 트랜듀서를 배치하는데 필요한 공간이 그다지 크지 않고 또 관련 초음파 센서의 크기 축소 또한 비교적 용이하기 때문에, 프로브를 매우 작고 가는 형태로 쉽게 구현할 수 있다는 장점이 있다. 이외에도 내시경 프로브 제작시 비용의 상당 부분을 차지하는 초음파 신호 검출부에 있어서도, 해당 센서가 단수 개로 이루어져 있어, 전체 기기 구성에 필요한 비용도 상대적으로 저렴하다는 장점이 있다. 그러나 이 방식의 경우에는, 장착된 센서가 특정 방향으로부터 진행해 오는 신호만을 검출할 수 있는 관계로, 2차원 이상의 단층 이미지를 얻기 위해서는 레이저 펄스를 발사하고 그로 인해 발생된 초음파 신호를 검출하는 일련의 과정을 트랜듀서의 물리적 위치를 바꾸어가며 되풀이해야 하는 단점이 있다. 그래서 이 방식은, 현재 임상에서 사용되고 있는 초음파 내시경(EUS) 기기들을 예로 들 경우, 소형화가 핵심 요건인 혈관 진단용 초음파(intravascular ultrasound: IVUS) 카테터 프로브나, 비디오 내시경(video endoscope)의 장비 채널(instrument channel 또는 accessory channel)에 삽입하여 사용할 수 있는 미니 프로브(즉, EUS mini-probe) 등과 같이 프로브의 전체 직경이 1 mm 내지 3 mm 이내인 초소형 내시경 기기에 많이 적용되고 있다 (물론 이 초음파 내시경 기기에 있어서는 레이저 펄스 등을 발사하는 일 등이 필요하지 않다).
이에 반해 후자의 경우는, 소정의 영역에 걸쳐 형성된 다수의 트랜듀서 엘리먼트(element)들을 활용하여 초음파 신호를 병렬로 검출하는 방식으로, 비록 전자에 비해 기기의 소형화가 상대적으로 어렵고, 시스템 구현에 필요한 비용도 높다는 단점이 있으나, 다수의 트랜듀서 엘리먼트들을 이용하여 단 하나의 레이저 펄스 발사를 통해 2차원 혹은 3차원 단층 이미지 구성에 필요한 데이타를 동시에 획득할 수 있다는 장점이 있다. 즉, 센서나 프로브의 공간적 위치를 물리적으로 옮겨가지 않고도, 단 1회의 레이저 펄스 발사를 통해, 일정 영역에 대한 단층 이미지를 얻을 수 있는 것이다. 그래서 이 방식은, 현재 임상에서 사용되고 있는 초음파 내시경 기기들을 예로 들 경우, 고도의 소형화가 필요하지 않은 소화기 진단용 내시경 기기에 주로 적용되고 있다.
그리고 이러한 내시경 응용에 있어서 어레이 트랜듀서들이 갖는 또 다른 장점은 초음파 엘리먼트들의 배열 모양 및 확장 범위에 따라 이미지 제공 방식과 영상 범위를 자유롭게 구현할 수 있다는 점이다. 그래서 실제 초음파 내시경 분야에서는 그간 다양한 형태의 어레이 프로브가 개발 활용되고 있는데, 그 배치 형태와 스캐닝 방향에 따라 측면 스캐닝 선형 어레이 프로브 (side-scanning linear array probe), 래디얼 스캐닝 어레이 프로브 (radial-scanning array probe), 전방향 스캔 어레이 프로브 (forward-scanning array probe) 등으로 분류되고 있다(선행문헌 1 참고).
어쨌든 이상 설명한 바와 같은 단일 또는 어레이 트랜듀서가 갖는 장단점으로 인해 그간 광음향 내시경술 분야에서도 이들 각각의 검출 방식을 적용한 다양한 내시경 시스템들이 제안 되었는데, 이중 본 발명처럼 어레이 트랜듀서 기반 전기적 스캔 방식을 개시한 선행기술의 대표적 예시로는, 선행문헌 9(4th IEEE Conference on Sensors 1&2, 704(2005)), 선행문헌 10(Optics Letters 35(13), 2266(2010)), 선행문헌 11(미국 공개특허 제2011-0021924호), 선행문헌 12(미국 등록특허 제8932223호), 선행문헌 13(Proc. of SPIE 8943, 89432S(2014)), 선행문헌 14(대한민국 공개특허 제2014-0126554호), 선행문헌 15(Proc. of SPIE 9708, 97080A(2016)) 등이 있다.
이들 문헌들에 개시된 내시경 시스템들은 모두 기존의 초음파 내시경처럼 어레이 트랜듀서를 광음향 신호의 검출의 핵심 요소로 사용하고 그 주변에 빛을 전달할 수 있는 광섬유를 배치시켜 광음향 이미지를 얻는 방식을 취하고 있다. 하지만 실제 하나의 내시경 기기로서 시스템을 구체화한 수준 외에도 어레이 트랜듀서의 형태와 그 주변에 광섬유 및 광조명부를 배치시켜 광음향 신호를 검출하는 방법에 있어서 상당한 차이가 있는데, 좀 더 구체적인 이들 각각의 특징을 도 15 및 도 16과 함께 설명한다.
먼저 도 15에 해당 시스템의 모식도가 제시된 선행문헌 9의 경우는 초음파 어레이 트랜듀서를 광음향 내시경으로 응용하는 아이디어를 제시한 거의 최초의 문헌에 가깝다고 할 수 있는데, 해당 문헌에서는 초음파 신호를 감지할 수 있는 작은 센서들을 마치 반도체 집적회로(integrated circuit)의 제작 공정처럼 2차원 형태로 비교적 간단히 제작하는 방법을 개시하고 있다. 그러나 그와 같이 개발한 어레이 센서를 내시경이나 카테터형 프로브 등으로의 응용 가능성만을 언급하기만 하였을뿐, 구체적인 내시경 프로브의 형태와 구조, 그리고 구현 방법 등은 개시하지 못한 한계가 있다. 즉, 간단한 팬텀 실험을 통하여 개발한 어레이 센서의 작동 여부만 증명한 것이다.
이에 반해 선행문헌 10 내지 선행문헌 15의 시스템은 이러한 크기 상의 문제를 상당히 개선함은 물론, 어느 정도 내시경적 형태와 구조를 띠는 좀 더 진보된 시스템을 개시하고 있는데, 각각 다음과 같은 특징이 있다.
먼저 선행문헌 10에 개시된 내시경 시스템의 경우는 64개의 엘리먼트로 구성된 초음파 압전(piezoelectric) 소자들을 내시경의 중심 축에 대해 고리(ring) 모양으로 배치시키고 그 옆에 콘(cone) 모양의 광반사 거울을 장착하여 광음향 이미지를 얻을 수 있도록 하였다. 그러나, 그 길이가 9 cm를 넘고 직경도 3 cm에 달하는 등 실제 내시경 시술에 적용하기에는 매우 힘든 프로브 크기와 실제 인체에 적용하기에는 부적합한 재료를 사용하는 한계를 보였다. 물론 이 개념을 바탕으로 향후 축소 문제를 해결할 수도 있겠으나, 해당 문헌 내에서 보다 구체적인 축소 방법을 제시하지 못했으며, 무엇보다도 광조명 출구부(이하, 광방출 영역, light emitting area: LEA)와 초음파 검출부(이하, 초음파 센서 영역, ultrasonic sensor area: USA)의 위치가 서로 이격된 지점에 배치된 문제점을 갖고 있다 (이러한 배치 방식이 갖는 문제점은 후술한다).
선행문헌 11 및 12에 제시된 내시경 시스템의 경우는 기존의 어레이 트랜듀서 기반 IVUS 카테터 프로브와 유사한 방식으로 다수의 압전 소자들을 스캐닝 팁(scanning tip)에 배치시키고 그 주변에 빛을 전달할 수 있는 다수의 광섬유들을 일정한 간격으로 배치시켜 광음향 이미징을 수행할 수 있도록 프로브를 구성하였다. 그러나 이 구조는 다수의 광섬유들을 어레이 센서 주변에 일정 간격으로 단순 나열하는 방식으로 배치시켜 광조명이 360°전 방향에 대해 균일하지 않다는 단점이 있는데, 만약 이러한 불균일 문제를 개선하기 위하여 배치된 광섬유의 수를 대폭 늘릴 경우 프로브의 몸통인 삽입 호스부 내부에 배치된 광섬유 수도 함께 증가하게 되어, 프로브의 유연도가 많이 떨어지는 문제가 발생할 수 있다.
도 16에 해당 시스템의 모식도가 제시된 선행문헌 13의 경우는 선행문헌 10처럼 광음향 내시경을 실제 구현한 경우로 그 크기 측면에 있어서 선행문헌 10 보다 상당히 진전된 13.9 mm 직경과 60 mm 길이를 도달하였다. 하지만 프로브 끝방향을 바라보도록 배치된 겨우 8개로 구성된 트랜듀서 엘리먼트들을 사용하여 신호를 획득하도록 제작한 시스템 한계로 인해 일정 영역에 걸쳐 이미지를 얻기 위해서는 트랜듀서와 대향한 위치에 배치된 포물면 형태를 갖는 미러를 기계적으로 회전시켜야 하는 문제가 있다. 즉, 어레이 트랜듀서를 적용하는 근본적인 취지인 전기적 스캔의 장점을 충분히 활용하지 못한 것이다.
선행문헌 14의 내시경 시스템의 경우는 선행문헌 13에 개시된 시스템과 유사하게 어레이 트랜듀서와 빛을 반사시킬 수 있는 미러를 함께 사용한 경우로, 광 반사 미러를 기계적으로 회전시켜 스캔을 하는 방식을 취하고 있다. 그러나 이 역시 어레이 트랜듀서를 적용하는 근본적인 취지인 전기적 스캔 능력을 완전히 활용하지 못했을뿐더러, 광방출 영역(LEA)과 초음파 센서 영역(USA) 간의 불일치 문제를 갖고 있다.
끝으로 선행문헌 15에 개시된 내시경 시스템의 경우는 항문 삽입을 통한 전립선 진단 응용을 주된 목적으로 개발된 리지드(rigid)형 프로브에 관한 것으로, 192개의 엘리먼트들로 구성된 어레이형 트랜듀서를 중심으로 그 주변에 광섬유를 배치시켜 측면 스캔을 할 수 있도록 시스템을 구성한 예이다. 무엇보다도 이 시스템의 경우는 앞서 제시한 시스템과는 달리 일 직선으로 배열된 선형 어레이 트랜듀서를 사용한 것이 가장 큰 특징인데, 해당 문헌에서는 실 구현한 프로브에 대한 개시 외에도 이 어레이 트랜듀서 주변에 광섬유를 배치시키는 또 다른 방법을 함께 제시하고 있다. 그러나 어떤 경우든, 현재 상업적으로 가용한 선형 어레이 트랜듀서를 중심으로 그 주변 몇몇 지점에 위치한 광섬유 다발을 통해 빛에 방출되는 단순한 구조를 개시하는 한계를 보였다. 즉, 어떻게 하면 광에너지를 트랜듀서 엘리먼트들이 분포하는 전 영역에 걸쳐 가급적 균일하게 피검체로 전달할지에 대한 심도 있는 고찰은 없이, 광 조명을 위한 몇몇 광섬유 다발들을 초음파 검출 어레이 센서 주변에 단순 배치시키기만 한 구조를 제시하고 있는 것이다. 참고로 실 구현한 프로브의 경우는, 그 프로브 말단부의 길이에 관해서는 구체적인 언급이 없으나 상당히 긴 것으로 보여지며, 직경의 경우는 대략 25 mm를 도달하였다고 기술하고 있다.
이상 어레이 트랜듀서를 광음향 신호의 검출 소자로 사용하는 대표적 선행 발명들의 특징을 살펴보았다. 물론 이들보다 더 앞서 유사한 방식에 기반하여 내시경 개발을 언급한 예가 몇몇 더 있으나, 그들의 경우 구체적인 내시경의 형태와 구조를 개시하지는 못하여 자세한 언급을 생략하였다 (참고로 광음향 이미징 원리를 바탕으로 초음파 소자와 광섬유를 조합하여 내시경적 응용을 최초로 언급한 문헌은 1997년도에 보고된 선행문헌 8이 있다).
어쨌든 선행문헌 10 내지 선행문헌 15에 개시된 어레이 트랜듀서 기반 광음향 내시경 시스템들은 모두 측면 스캔 방식을 적용한 내시경 시스템들로 분류할 수 있는데, 이중 (그 응용 목적 또는 임상 적용 대상은 다르나) 본 발명이 추구하고자 하는 것처럼 어레이 트랜듀서에 기반하면서 원형 스캔 방식을 적용한 예로는 선행문헌 10과 11을 꼽을 수 있다. 그러나 이 두 선행문헌은 물론, 선행문헌 10 내지 14에 개시된 내시경 시스템들 모두는 실제 임상 적용상의 최우선 요건인 크기 축소 문제는 차치하더라도, 다음과 같은 측면에서 문제를 갖고 있다.
가장 큰 문제점은 바로 제시된 광조명 방식을 따를 경우 피검체 내부에 형성되는 광조명 영역(optical illumination area: IA)과 어레이 트랜듀서를 구성하는 여러 센서 엘리먼트들 간의 집합적 작용으로써 형성되는 초음파 스캔 영역(ultrasonic scan area: SA)이 공간적으로 완벽히 일치하지 않는다는 점이다. 그것은 앞서 언급한 대부분의 선행 발명들이 현재 상업적으로 가용한 형태의 어레이 트랜듀서를 바탕으로 그 주변 몇몇 지점에 광조명부를 단순히 추가 배치시키는 방식으로 시스템을 구성하여 광방출 영역(LEA) 및 초음파 센서 영역(USA)의 위치가 공간적으로 서로 분리되었기 때문에 발생한 문제인데, 이러한 문제는 실제 광음향 영상 시 광에너지가 트랜듀서 엘리먼트들이 스캔할 수 있는 영역 전체에 걸쳐 고르게 전달되지 않게 만들어 이미지 상에 사각 지대(dead zone)를 형성하는 문제점을 발생시킬 수 있다. 가령 선행문헌 10 내지 12에 제시된 내시경들을 고려할 경우 프로브로부터 특정 거리(또는 깊이)만큼 떨어진 지점에서만 레이저 빔이 어레이 트랜듀서가 형성하는 초음파 스캔 평면과 일치한다.
그리고 해당 발명들이 제시한 조명 방식들을 적용할 경우, 언급한 광방출 영역(LEA)과 초음파 센서 영역(USA) 간의 불일치 문제는 어레이 트랜듀서(또는 프로브)의 크기가 커짐에 따라 심각해지는데, 이 문제를 줄이기 위해서는 오직 프로브의 크기를 작게 구현하는 방법 밖에 없다. 그러나 만약 이러한 배치 형태를 유지하면서 스캐닝 헤드의 크기를 축소시킬 경우, 이 방식 자체가 결국 제한된 스캐닝 헤드 크기 내에서 공간을 분할하는 것이기 때문에, 결과적으로 최대 영상 깊이가 줄어드는 문제점이 발생하게 된다. 그것은 바로 다음 섹션에서 설명할 안전 허용 기준에 따른 최대 허용 광량과 관계된 것으로, 선행 발명들의 경우에는 광방출 영역(LEA)이 몇몇 특정 위치에 국한 되어 실제 피검체로 전달할 수 있는 총 광량이 상당히 제한적인 것이 사실이다.
그런데 일반적으로 광음향 이미징 시스템에서 어레이 트랜듀서를 사용하는 주된 이유는 프로브 크기의 축소를 용이하게 하기 위해서라기 보다 영상 깊이나 영상 속도 등과 같은 영상 성능을 높이기 위한 것이기 때문에, 단순한 크기 축소 방법으로 언급한 불일치 문제를 해결하는 것은 바람직한 방향이라고 할 수 없다.
어쨌든 이상의 사실들을 종합하면, 어레이 트랜듀서 기반 광음향 내시경은 한 마디로 말해 현재 임상에서 쓰이고 있는 어레이 트랜듀서 기반 초음파 내시경(EUS)의 광음향 버전이라고 볼 수 있다. 왜냐하면 이 광음향 내시경의 경우도, 단지 피검체에 광 에너지를 전달할 수 있는 조명 광학계가 추가로 배치 되었을뿐, 초음파 어레이 트랜듀서를 핵심 시스템 요소로써 사용하기 때문이다. 그래서 이러한 관점에서 볼 때, 앞서 언급한 선행 발명들 뿐만 아니라 이 두 핵심 요소들을 적절히 결합한 다른 유사 부류의 장치들도, 만약 그들이 일정 수준의 이상의 시스템 축소에 도달할 수 있다면, 모두 내시경으로 활용될 수 있는 잠재력이 있는 것도 사실이다.
그러나 실제 임상에서 원활하게 사용될 수 있는 그러한 유용한 영상 도구로 구현하기 위해서는 제한된 크기 내에서 영상 성능을 극대화할 수 있는 최적의 광조명 및 초음파 검출부의 구조를 도출해야 하며, 바로 이점이 본 발명에서 다루고자 하는 부분이다.
선행문헌 1: Dietrich, C. Endoscopic Ultrasound: An Introductory Manual and Atlas, (Thieme, New York, 2006)
선행문헌 2: P. Hanrath et al., Chapter 31: "Transesophageal Horizontal and Sagittal Imaging of the Heart with a Phased Array System, Initial Clinical Results," in the book of "Cardiovascular Diagnosis by Ultrasound," pp 280-288 (1982)
선행문헌 7: JM Yang, et al., "Photoacoustic endoscopy," Optics Letters 34(10), 1591 (2009)
선행문헌 8: Oraevsky, et al., "Laser optoacoustic tomography of layered tissues: signal processing," Proc. SPIE, 2979, 59 (1997)
선행문헌 9: IO Wygant, et al., "Integrated ultrasound imaging systems based on capacitive micromachined ultrasonic transducer arrays," 4th IEEE Conference on Sensors Vol. 1&2, 704 (2005)
선행문헌 10: Y Yuan, et al., "Preclinical photoacoustic imaging endoscope based on acousto-optic coaxial system using ring transducer array," Optics Letters 35(13), 2266 (2010)
선행문헌 13: D Tsyboulski, et al., "Dual modality optoacoustic and laser ultrasound endoscopy system," Proc. of SPIE 8943, 89432S (2014)
선행문헌 15: KL Bell, et al., "Integrated transrectal probe for translational ultrasound-photoacoustic imaging," Proc. of SPIE 9708, 97080A (2016)
선행문헌 16: Laser Institute of America, American National Standard for Safe Use of Lasers, ANSI Z136.1-2007, American National Standards Institute, Inc., New York (2007)
선행문헌 17: JM Yang, et al.,"Simultaneous functional photoacoustic and ultrasonic endoscopy of internal organs in vivo," Nature Medicine 18(8), 1297 (2012)
앞서 언급한 바와 같이 본 발명은 어레이 트랜듀서에 기반 한 광음향 내시경 시스템의 구현 방법에 관한 것으로, 선행 발명들이 갖는 피검체 내에서의 광조명 영역(IA)과 초음파 스캔 영역(SA) 간의 불일치 문제 등이 없는, 보다 진보된 형태의 프로브 구조를 제공하는데 있다. 좀 더 구체적으로는, 소화기 내시경 분야 및 위장관 삽입 등을 통한 주변 장기 영상을 목표로, 현재 초음파 내시경(EUS) 분야에서 사용되고 있는 원형 스캔 래디얼 어레이 트랜듀서를 신호 검출 소자로 활용하여, 영상 깊이 측면에서 기존의 시스템들보다 월등히 향상된 고심도(large depth) 영상 능력을 갖는 광음향 내시경 시스템을 구현하는데 있다.
그럼 먼저 앞서 언급한 선행 발명들에서 제시한 프로브 구조가 왜 본 발명이 추구하고자 하는 소화기 진단 어플리케이션과 고심도 영상 구현이라는 측면에서 근본적인 한계를 갖고 있는지, 광음향 내시경은 물론 일반 비디오 내시경(video endoscope)을 설계하는데 있어 고려되어야 하는 몇몇 핵심 요건들과 함께 설명하고자 한다.
일단 내시경을 설계하기 위해서는 가장 먼저 구체적 어플리케이션(적용) 방향이나 영상 대상이 결정되어야 한다. 왜냐하면 그에 따라 내시경의 형태와 크기와 같은 기본적 스펙이 결정되기 때문이다. 즉, 다른 형태의 광음향 이미징 시스템과는 달리, 허용되는 공간적 크기 제약으로 인해 효과적인 구조를 찾는 것이 매우 중요한데, 이때 어플리케이션 방향이 무엇이냐에 따라 설계상의 주안점도 달라지기 때문이다.
일반적으로 소화기 진단에 사용되는 비디오 내시경과 초음파 내시경 프로브들의 경우에는, 인체에 삽입되는 호스 부위의 굵기가 대부분 1-1.3 cm 범위에 있다. 이는 사람의 식도나 대장과 같은 소화기관 내에 큰 불편 없이 삽입하기 위함이다. 그런데 이들 내시경 프로브에 앵귤레이션(angulation) 등과 같은 조향 능력을 추가 하기 위해서는 프로브 말단에서 최대한 가까운 지점에 관련 기능을 제공하는 유닛(unit)을 장착해야 한다. 이는 곧 어레이 트랜듀서가 장착된, 즉 비유연 구간이라고 할 수 있는 스캐닝 헤드(scanning head)의 길이가 가능한 짧을수록 좋다는 의미다.
그러나 반대로 이 스캐닝 헤드의 길이가 지나치게 짧아지면, 그 스캐닝 헤드 내부에 설치될 초음파 어레이 트랜듀서가 분포할 수 있는 범위 또한 작아져 음원으로부터 전파해 오는 초음파 신호를 검출할 수 있는 공간각(solid angle)도 작아지는 문제가 발생하게 된다. 즉, 초음파 검출 시야각(view angle)이 작아지는 일명 "제한된 시야 문제(limited-view problem)"를 겪게 되는 것이다.
즉, 이 두가지 요구 조건은 서로 상반되는 성격을 갖고 있어서 설계 시 적절한 타협점을 찾아야 하는데, 현재 임상에서 사용되고 있는 어레이 트랜듀서 기반 초음파 내시경들의 경우에 있어서는 이러한 요구 조건들을 모두 절충하여, 비유연한 말단 구간의 길이가 대략 3-4 cm 이하가 되도록 프로브를 제작하고 있다.
그러므로 본 발명에서 추구하고자 하는 광음향 내시경 프로브의 구현에 있어서도, 만약 이를 기존의 소화기 삽입 방식 래디얼 어레이 초음파 내시경처럼 사용하기 위해서는, 직경 1.3 cm 이하, 그리고 길이 2 cm 정도(이 값은 비유연 구간 전체가 아닌 트랜듀서가 분포하는 구간만을 고려한 것임)의 구간이 형성하는 공간 안에서 광음향 영상에 필요한 어레이 트랜듀서와 광조명부를 모두 배치해야 함을 알 수 있다 (사실 이 점은 선택 사항이라기보다 일종의 요구 조건으로 봐야한다).
그런데 만약 구현하고자 하는 내시경 시스템이 기존의 래디얼 어레이 초음파 내시경이 갖는 그러한 수준의 고심도 영상 능력을 갖도록 하고자 할 경우에는 앞서 언급한 크기 제약 조건이 시스템 구현을 더욱 어렵게 만든다. 왜냐하면 고심도 영상을 실현하기 위해서는 충분한 양의 광 에너지를 피검체에 전달해야 하는데, 앞서 언급한 전체 가용 면적(원기둥 모양을 가정할 경우, 옆면의 표면적은 대략 8 cm2임, π× 1.3 cm × 2 cm로 계산) 중 어레이 트랜듀서의 배치에 필요한 면적을 제외하면 실제 광조명에 활용할 수 있는 면적은 훨씬 더 줄어들기 때문이다.
일반적으로 어떤 광음향 이미징 시스템에 있어서 최대 영상 가능 깊이는 초음파 센서의 감도보다 광조명 파라미터들에 의해 더 큰 영향을 받는다고 알려져 있다. 그 이유는 조직 내를 진행 하는 초음파의 진폭(amplitude, A(z))이 거리에 따라 <수학식 1>과 같은 단순 지수적 감쇄를 보이는데 반하여, 조직 내부로 입사한 광자들의 지속상태 광 플루언스(optical fluence: 진행 방향에 상관 없이 단위 면적당 이동하는 광자의 에너지, J/m2) 분포(φ(r))는 급속한 광 확산(optical diffusion)으로 인해 <수학식 2>처럼 훨씬 더 급격한 감쇄 특성을 보이기 때문이다. 가령, 초음파 분야에서 고심도 영상에 많이 쓰이는 주파수인 3 MHz를 갖는 초음파의 경우는 근육과 같은 연조직에 대해 <수학식 1>에 따라 대략 2.9 cm 정도의 투과 깊이(depth of penetration)를 보이는데 반해 (연조직에서 a 값은 대략 1 dB cm- 1 MHz-1 정도로 알려져 있으며, b=1을 가정), 생체 조직에서 가장 높은 광침투 특성을 보이는 720 nm 부근의 파장을 갖는 광자의 경우는 <수학식 2>에 따라 0.57 cm 정도에 불과한 투과 깊이를 보인다 (μ eff =1.74 cm-1 가정). 여기서 투과 깊이는 양측 모두 지수항(exponential term)이 e-1로 떨어지는 깊이로 정의했으나, <수학식 2>의 경우는 1/r 항(term)이 추가적으로 존재하여 더욱 급격한 감쇄를 보임을 알 수 있다.
<수학식 1>
<수학식 2>
즉, 피검체 내부로 초음파 펄스를 먼저 보낸 후 그 내부로부터 반사되어 돌아오는 반사파를 이용하여 피검체 내부의 단층 영상 정보를 얻는 초음파 영상과는 달리, 광음향 이미징 기술의 경우는 조직 내부로 광파를 먼저 보내야 하기 때문에, 고심도 영상이라는 목표를 달성하기 위해서는 일단 일정 수준 이상의 광에너지를 피검체 쪽으로 보내주어야 함을 알 수 있다. 한마디로 광음향 이미징 시스템의 영상 깊이는 얼마나 많은 양의 광에너지를 피검체로 보낼 수 있느냐에 의해 결정되는 것이다.
바로 이러한 측면에서 기존의 어레이 트랜듀서 기반 광음향 내시경 프로브들(선행문헌 10 내지 15)은, 앞서 지적한 광조명 영역(IA) 및 초음파 스캔 영역(SA) 간의 불일치 문제 외에도, 근본적으로 고심도 영상이 불가능한 구조를 취하고 있다. 왜냐하면 레이저 빔이 트랜듀서 주변에 배치된 몇몇 국소 지점을 통해서만 방출되는 구조이어서 피검체로 보낼 수 있는 광량이 상당히 제한적이기 때문이다. 그래서 실제 선행문헌 10 내지 15 중 시스템을 실구현한 경우를 참고하면, 실험적으로 증명한 영상 깊이가 1 cm 이하로 매우 제한적이었다 (사실 이 깊이 조차도 실제 살아 있는 생체조직에 대한 결과가 아닌 팬텀 조직을 영상한 결과임). 이는 어레이 트랜듀서 기반 초음파 내시경의 영상 깊이는 물론, 일반적으로 알려진 광음향 영상 시스템의 영상 깊이(3 cm 이상으로 알려져 있음)에도 훨씬 못 미치는 수준이다.
물론 언급한 선행 발명들에 있어서 영상 깊이를 증가시킬 수 있는 가장 간단한 방법으로 광섬유를 통해 방출되는 광량을 단순히 증가시키는 방법을 취할 수도 있다 (가령 선행문헌 11의 경우). 그러나 이 경우 문제되는 것은, 레이저빔의 생체 조직 조사 시 조직 표면 어느 곳에서도 단위 면적(1 cm2)당 방향에 무관한 광 에너지의 흐름이 20 mJ을 넘어서는 안된다는 미국 표준 협회(American National Standards Institute)의 안전 규정, 즉 ANSI satety limit(선행문헌 16 참고)을 위배하게 된다는 점이다.
즉, 앞서 언급한 선행 발명들 대부분은 어레이 트랜듀서를 기반으로 한 광음향 내시경 시스템의 구현 가능성을 보여주는데만 초점이 맞춰져 있을뿐, 보다 구체적인 적용 대상이 결정되지 않은 채로 개발되어서, 본 발명이 추구하고자 하는 것처럼 고심도 영상 능력을 갖는 소화기 삽입 내시경으로 활용하고자 할 경우 그 크기 축소와 고심도 영상 능력 도달이라는 두가지 목표를 동시에 충족시킬 수 없는 근본적인 한계가 있는 것이다.
그러므로 이상의 사실들을 종합하면, 다음과 같은 중요한 결론에 도달하게 된다.
그것은 바로 소화기 내시경이라는 제한된 프로브 크기 안에서 영상 깊이를 극대화 하기 위해서는, 기본적으로 감도가 우수한 초음파 검출 소자를 해당 내시경에 적용해야 하기도 하겠지만, 샘플을 조명하는 광조명부에 있어서 최대한 넓은 영역에서 가능한 균일하게 빛을 방출시킬 수 있는 그러한 형태로 광 조명부(출구)를 설계해야 한다는 것이다. 사실 이 점은 관련 내시경 설계 시 가장 중요하게 고려해야할 부분인데, 그 이유는 바로 앞서 언급한 안전 기준(20 mJ/cm2)과 프로브 말단의 크기(직경: 1.3 cm, 길이: 2 cm)를 고려할 경우, (설령 이 말단부 전체를 광조명 목적에만 활용하더라도) 이를 통해 실제 피검체에 전달할 수 있는 광량의 상한 값이 대략 160 mJ 이라는 수치로 제한되기 때문이다.
즉, 광음향 이미징 기법으로 영상 가능한 최대 심도가 이미 이 수치에 의해 어느 정도 다 지배될 수 밖에 없는 상황이서, 주어진 면적을 최대한 효과적으로 활용해야 함은 물론 그 외의 기타 성능들(초음파 센서의 감도 등)을 최대로 향상시켜야 하는 것이다. 참고로 실제 피검체 내부에서 형성되는 광에너지 분포(φ)는 <수학식 3>처럼 입사빔의 공간적 분포(
)와 그린 함수(Green's function, 
)간의 콘벌루션(convolution) 형태로 표현되는데, 피검체 표면의 어떤 한 지점(point)으로 입사한 광자들의 에너지 분포의 경우에는 <수학식 2>에 표현된 것과 유사한 형태로 감쇄하게 되어, 만약 그 표면 부근에서 안전 기준을 넘지 않게 되면, 그 내부에서의 안전은 염려할 필요가 없다.
<수학식 3>
그러므로 본 발명에서는, 1) 현재 임상에서 사용되고 있는 소화기 진단용 어레이 트랜듀서 기반 측면 스캔 방식 초음파 내시경의 일반적인 형태와 크기를 기본 플랫폼으로 한 상태에서, 2) 전술한 바와 같은 선행 발명들이 갖는 광조명 영역(IA)과 초음파 스캔 영역(SA) 간의 불일치 문제 등을 모두 해결하면서도, 3) 주어진 크기 내에서 최대의 영상 성능(특히, 영상 깊이)을 제공할 수 있는 보다 진보된 형태의 광음향 내시경 시스템을 도출하는 것이 핵심 목표이다.
본 발명의 일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경은, 광섬유; 상기 광섬유를 통해 전달된 레이저 빔을 반경 방향(radial direction)으로 확산시키도록 구비된 광확산기; 및 상기 확산된 레이저 빔이 통과할 수 있고, 초음파를 발생시키거나 피검체로부터 발생한 초음파를 검출하도록 구비되며, 상기 광확산기를 바깥에서 둘러싸는 원통형의 어레이형 트랜듀서(array-type transducer);를 포함한다.
일 실시예에 있어서, 상기 광확산기로부터 확산된 상기 레이저 빔은, 상기 어레이형 트랜듀서의 옆면의 전 영역을 통과할 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 확산된 레이저 빔이 상기 어레이형 트랜듀서를 빠져나오는 광방출 영역과, 상기 어레이형 트랜듀서가 초음파를 센싱하는 초음파 센서 영역은 중첩될 수 있다.
일 실시예에 의한 광음향-초음파 내시경은, 상기 어레이형 트랜듀서의 바깥쪽 면의 적어도 일부를 덮으며, 광을 투과시키는 물질을 포함하는 음향 매칭층을 더 포함할 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 음향 매칭층은 폴리메틸펜텐(polymethylpentene; TPX)을 포함할 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 광확산기는, 상기 어레이형 트랜듀서의 중심부에 배치되고, 반사면을 가져 상기 광섬유를 통해 전달된 레이저 빔을 반경 방향으로 확산시키는 미러; 및 상기 미러와 상기 광섬유 사이에 배치되고, 상기 광섬유를 통해 전달된 레이저 빔의 진행 방향을 꺾어주는 빔셰이퍼(beam shaper)를 포함할 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 빔셰이퍼는 상기 레이저 빔을 특정 방향으로 집중시킬 수 있는 전기 광학 변조기(electro-optic modulator)를 포함할 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 미러는 원추(cone) 형태를 가질 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 미러는 오목한 원추(concave cone) 형태를 가질 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 미러는 볼록한 원추(convex cone) 형태를 가질 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 광확산기는, 상기 미러의 바깥쪽을 둘러싸는 형태로 상기 어레이형 트랜듀서의 안쪽에 배치되는 원통형의 광산란층;을 더 포함할 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 광산란층의 감쇄 산란계수(μs': reduced scattering coefficient) 값은 0.1 cm-1 이하일 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 광확산기는, 상기 어레이형 트랜듀서의 중심부에 배치되고, 원추 형태의 구멍을 가져 상기 광섬유를 통해 전달된 레이저 빔을 반경 방향으로 확산시키는 프리즘; 및 상기 프리즘과 상기 광섬유 사이에 배치되고, 상기 광섬유를 통해 전달된 레이저 빔을 확장시키는 빔셰이퍼(beam shaper)를 포함할 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 어레이형 트랜듀서는, 소정의 두께를 갖는 압전층; 상기 압전층의 제1면에, 1차원 또는 2차원 어레이(array) 형태로 배치된 복수 개의 제1전극; 상기 제1면과 대향하는 상기 압전층의 제2면에, 상기 복수 개의 제1전극과 평행하게 배치된 복수 개의 제2전극;을 포함할 수 있다.
일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경은, 상기 광확산기와 상기 압전층 사이에 배치되는 투명 배킹층(backing layer)을 더 포함할 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 제1전극 및 상기 제2전극은 투명 전극일 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 제1전극 및 상기 제2전극은 인듐주석산화물(Indium Tin Oxide; ITO), 인듐아연산화물(Indium Zinc Oxide; IZO), 아연산화물(Zinc Oxide; ZnO), 인듐산화물 (Indium Oxide, In2O3), 인듐갈륨산화물(Ge-doped In2O3, IGO), 알루미늄-아연산화물(Aluminum-doped Zinc Oxide; AZO)을 포함하는 그룹 중 어느 하나를 포함할 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 복수 개의 제1전극 및 상기 복수 개의 제2전극은 불투명 전극을 포함할 수 있다.
일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경은, 상기 제2전극 및 상기 광확산기 사이에 배치되는 광반사층을 더 포함할 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 어레이형 트랜듀서는, 세라믹 또는 단결정 계열의 압전 소재를 포함하는 제1 어레이형 트랜듀서; 및 상기 제1 어레이형 트랜듀서(1111-Layer1)의 바깥쪽을 둘러싸고, 폴리머 계열의 압전 소재를 포함하는 제2 어레이형 트랜듀서;를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경은, 광섬유; 상기 광섬유를 바깥에서 감싸 보호하는 삽입 호스부; 상기 삽입 호스부의 한 쪽 끝에 배치된 호스 말단 싸개; 상기 호스 말단 싸개의 한 쪽 끝에 배치되며, 상기 호스 말단 싸개와 탈부착할 수 있도록 구비된 스캐닝 헤드;를 포함하고, 상기 스캐닝 헤드는, 상기 광섬유를 통해 전달된 레이저 빔을 반경 방향(radial direction)으로 확산시키도록 구비된 광확산기; 및 상기 확산된 레이저 빔이 통과할 수 있고, 초음파를 발생시키거나 피검체로부터 발생한 초음파를 검출하도록 구비되며, 상기 광확산기를 바깥에서 둘러싸는 원통형의 어레이형 트랜듀서(array-type transducer);를 포함한다.
전술한 것 외의 다른 측면, 특징, 이점이 이하의 도면, 특허청구범위 및 발명의 상세한 설명으로부터 명확해질 것이다.
상기한 바와 같이 이루어진 본 발명의 일 실시예에 따르면, 선행 시스템들이 갖는 광조명 영역(IA) 및 초음파 스캔 영역(SA) 간의 불일치 문제를 해결하면서, 선행 발명들보다 월등히 높은 광에너지 전달이 가능하여 영상 가능한 최대 깊이를 레이저 조사 규정이 지정하는 안전 한계 최대 수준까지 증가시킬 수 있게 된다. 물론 이러한 효과에 의해 본 발명의 범위가 한정되는 것은 아니다.
도 1은 일 실시예에 따른 래디얼 어레이 트랜듀서 기반 광음향-초음파 내시경 시스템의 전체적 구성을 개략적으로 나타낸 모식도이다.
도 2는 광음향-초음파 내시경 프로브의 말단 부위에 대한 외형과 그 내부 구조를 보여주는 모식도이다.
도 3은 일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경의 2차원 또는 3차원 스캔 방식을 보여주는 모식도이다.
도 4는 일 실시예에 따른 스캐닝 헤드 내부의 광확산기의 구성과 광진행 경로를 예시한 모식도이다.
도 5는 다양한 실시예에 따른 스캐닝 헤드 내부의 광확산기의 구성과 광진행 경로를 예시한 모식도이다.
도 6은 광확산기에 의해 반사된 레이저빔을 공간적으로 균일하게 만들어 주는 광산란층의 배치 구조를 보여주는 모식도이다.
도 7은 일 실시예에 따른 분리형 스캐닝 헤드의 구조를 보여주는 모식도이다.
도 8은 압전 폴리머 필름과 투명 전극을 포함하는 어레이형 트랜듀서의 구조를 나타내는 모식도이다.
도 9는 압전 폴리머 필름과 불투명 전극을 포함하는 어레이형 트랜듀서의 구조를 나타내는 모식도이다.
도 10은 어레이 트랜듀서의 각 트랜듀서 엘리먼트들과 연결된 전선의 다양한 입출 형태를 나타내는 모식도이다.
도 11은 세라믹이나 단결정 계열의 압전 소재를 포함하는 투명 어레이형 트랜듀서의 구조를 보여주는 모식도이다.
도 12는 세라믹 또는 단결정 계열의 압전 소재와 폴리머 계열의 압전 소재를 포함하는 투명 어레이형 트랜듀서의 구조를 보여주는 모식도이다.
도 13은 일 실시예에 따른 본 광음향-초음파 내시경의 삽입 호스부의 단면을 보여주는 모식도이다.
도 14는 내시경 시술시 프로브와 피검체간의 어쿠스틱 매칭(acoustic matching) 문제를 해결하기 위하여 프로브 끝에 풍선을 설치한 구조를 보여주는 모식도이다.
도 15 및 도 16은 선행문헌 9 내지 선행문헌 15의 내시경 구조를 개략적으로 나타낸 도면들이다.
도 2는 광음향-초음파 내시경 프로브의 말단 부위에 대한 외형과 그 내부 구조를 보여주는 모식도이다.
도 3은 일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경의 2차원 또는 3차원 스캔 방식을 보여주는 모식도이다.
도 4는 일 실시예에 따른 스캐닝 헤드 내부의 광확산기의 구성과 광진행 경로를 예시한 모식도이다.
도 5는 다양한 실시예에 따른 스캐닝 헤드 내부의 광확산기의 구성과 광진행 경로를 예시한 모식도이다.
도 6은 광확산기에 의해 반사된 레이저빔을 공간적으로 균일하게 만들어 주는 광산란층의 배치 구조를 보여주는 모식도이다.
도 7은 일 실시예에 따른 분리형 스캐닝 헤드의 구조를 보여주는 모식도이다.
도 8은 압전 폴리머 필름과 투명 전극을 포함하는 어레이형 트랜듀서의 구조를 나타내는 모식도이다.
도 9는 압전 폴리머 필름과 불투명 전극을 포함하는 어레이형 트랜듀서의 구조를 나타내는 모식도이다.
도 10은 어레이 트랜듀서의 각 트랜듀서 엘리먼트들과 연결된 전선의 다양한 입출 형태를 나타내는 모식도이다.
도 11은 세라믹이나 단결정 계열의 압전 소재를 포함하는 투명 어레이형 트랜듀서의 구조를 보여주는 모식도이다.
도 12는 세라믹 또는 단결정 계열의 압전 소재와 폴리머 계열의 압전 소재를 포함하는 투명 어레이형 트랜듀서의 구조를 보여주는 모식도이다.
도 13은 일 실시예에 따른 본 광음향-초음파 내시경의 삽입 호스부의 단면을 보여주는 모식도이다.
도 14는 내시경 시술시 프로브와 피검체간의 어쿠스틱 매칭(acoustic matching) 문제를 해결하기 위하여 프로브 끝에 풍선을 설치한 구조를 보여주는 모식도이다.
도 15 및 도 16은 선행문헌 9 내지 선행문헌 15의 내시경 구조를 개략적으로 나타낸 도면들이다.
본 발명은 다양한 변환을 가할 수 있고 여러 가지 실시예를 가질 수 있는 바, 특정 실시예들을 도면에 예시하고 상세하게 설명하고자 한다. 본 발명의 효과 및 특징, 그리고 그것들을 달성하는 방법은 도면과 함께 상세하게 후술되어 있는 실시예들을 참조하면 명확해질 것이다. 그러나 본 발명은 이하에서 개시되는 실시예들에 한정되는 것이 아니라 다양한 형태로 구현될 수 있다.
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 실시예들을 상세히 설명하기로 하며, 도면을 참조하여 설명할 때 동일하거나 대응하는 구성 요소는 동일한 도 부호를 부여하고 이에 대한 중복되는 설명은 생략하기로 한다.
이하의 실시예에서, 제1, 제2 등의 용어는 한정적인 의미가 아니라 하나의 구성 요소를 다른 구성 요소와 구별하는 목적으로 사용된다.
이하의 실시예에서, 단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다.
이하의 실시예에서, 포함하다 또는 가지다 등의 용어는 명세서상에 기재된 특징, 또는 구성요소가 존재함을 의미하는 것이고, 하나 이상의 다른 특징들 또는 구성요소가 부가될 가능성을 미리 배제하는 것은 아니다.
이하의 실시예에서, 어떠한 구성요소가 다른 구성요소와 "연결된다"고 할 때, 이는 그 다른 구성요소와 직접적으로 연결되는 것뿐만 아니라, 또 다른 구성요소에 의해 간접적으로 연결되는 경우도 포함한다.
도 1은 일 실시예에 따른 래디얼 어레이 트랜듀서 기반 광음향-초음파 내시경(이하, 광음향-초음파 내시경) 프로브의 모습과 이를 작동시키기 위한 주변 시스템 구성들, 그리고 그들 간의 상호 연결 관계를 보여주는 모식도이다.
도 1을 참조하면, 일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경 시스템은 크게, 말단 삽입부(1100), 앵귤레이션부(1200), 삽입 호스부(1300), 기부 손잡이(1400-1, 1400-2), 방향 조종 노브(1500), 악세서리 도구 삽입구(1600), 프로브-콘솔 통신 케이블(1700), 트랜듀서 데이터 케이블(1800), 그리고 유도 광섬유 케이블(1900)로 구성된 내시경 프로브(1000)와, 내시경 프로브(1000) 측에 광음향 이미징에 필요한 펄스형 광에너지를 제공하는 레이저 광원부(2000), 그리고 내시경 프로브(1000)를 통제함과 더불어 이로부터 검출된 광음향 및 초음파 신호를 받아들이고 적절히 처리하여 모니터(3000) 등에 제시하는 시스템 콘솔부(4000)를 포함할 수 있다.
앞서 이미 언급하였듯이 본 발명의 핵심 목표 중 하나는, 현재 임상에서 쓰이고 있는 래디얼 어레이 트랜듀서 기반 (즉, 원형 스캔 방식) 초음파 내시경(EUS) 프로브의 일반적 형태와 크기를 기본 플랫폼으로 한 상태에서, 종래의 어레이 트랜듀서 기반 광음향 내시경 시스템들이 갖고 있는 프로브 크기 축소 및 영상 깊이 한계 문제를 해결할 수 있는 새로운 형태의 말단 삽입부(1100)의 구성을 개시하는 데에 있다.
바로 이러한 발명 동기로 인해, 본 광음향-초음파 내시경 프로브의 전반적인 외형은 기존 어레이 트랜듀서 기반 초음파 내시경의 일반적 형태를 따르고 있으나, 그 말단 삽입부(1100)의 내부 구조는 기존 초음파 내시경과는 전혀 다른 새로운 형태로 구현되며, 그 기부 부분에 있어서도 레이저 광원부(2000)로부터 방출되는 레이저 빔을 유도하는 유도 광섬유 케이블(1900) 등 광음향 이미징과 관련된 요소들이 추가된다. 그럼 먼저 도 1을 참조하여 각 부위의 기능과 역할을 간략히 살펴본다.
말단 삽입부(1100)는 광조명부와 초음파 검출부가 내장된 본 발명의 핵심 부위로 실제 내시경 시술시 피검체에 삽입되어 관련 광음향 이미징 절차(process)나 초음파 이미징 절차를 수행한다. 말단 삽입부(1100)의 크기는, 본 발명이 추구하는 소화기 진단 응용 목표에 따라 직경이 1-1.3 cm 사이일 수 있으나 본 발명이 이에 제한되는 것은 아니다. 앵귤레이션부(1200)는 말단 삽입부(1100)가 좁고 구부러진 통로를 따라 목표 지점으로 접근해 가는 동안 원활한 방향 전환이 이루어질 수 있도록 하는 기울임(angulation) 또는 굴곡 등의 조향 기능이 내장된 부위이다. 앵귤레이션부(1200)는 내시경 프로브 기부에 위치한 두 개의 방향 조종 노브(1500-1, 1500-2)에 의해 내시경 호스 축(Z)과 수직인 평면을 따라 X 또는 Y 방향으로 구부러질 수 있다. 삽입 호스부(1300)는 내시경 프로브의 몸체에 해당하는 부위로 물리적으로 유연하며 가늘고 긴 호스(hose) 형태를 가질 수 있다. 이에 따라, 삽입 호스부(1300)는 좁고 굴곡진 통로를 통해서만 접근할 수 있는 목표 지점에 말단 삽입부(1100)를 효과적으로 삽입할 수 있도록 한다. 삽입 호스부(1300)의 직경은 말단 삽입부(1100)와 비슷하게 약 1-1.3 cm 사이에 있을 수 있으며, 길이는 약 0.8-2 m 범위에 있을 수 있다. 삽입 호스부(1300)의 표면에는 부드럽고 유연한 성질을 갖는 폴리머가 얇게 코팅될 수 있다. 삽입 호스부(1300)의 내부에는 여러 전선 다발 및 광섬유 등이 지나며, 다수의 부가적 채널이 형성될 수 있다. 보다 구체적인 삽입 호스부(1300)의 내부 구조에 대해서는 후술한다.
삽입 호스부(1300)의 기부쪽으로는 시술자가 내시경을 쥐고 조작할 수 있도록 하는 기부 손잡이(1400-1, 1400-2)가 구비될 수 있다. 기부 손잡이(1400-1, 1400-2)의 한 쪽 옆에는 악세서리 도구를 삽입할 수 있는 악세서리 도구 삽입구(1600)가 비스듬하게 돌출될 수 있다. 악세서리 도구 삽입구(1600)는 일반적으로 2.7 mm 내지 3.8 mm 범위의 직경을 가질 수 있는데, 이를 통해서 여러 종류의 악세서리 도구들을 투입시킬 수 있다. 삽입된 도구들은 삽입 호스부(1300)의 내부를 따라 말단 삽입부(1100) 지점에 형성되어 있는 악세서리 도구 출구(1170, 도 2의 (a) 참조)를 통해 사출될 수 있다.
기부 손잡이의 한 측면 부위(가령 1400-2)에는 예컨대 세 가닥의 케이블이 연결될 수 있다. 하나는 레이저 광원부(2000)로부터 방출된 레이저 빔을 전달하는 광섬유가 내장되어 있는 유도 광섬유 케이블(1900)이다. 유도 광섬유 케이블(1900)의 한쪽 끝은 광커플링 아답터(1900-1)를 통해 레이저 광원부(2000)와 연결될 수 있고, 반대쪽 끝은 삽입 호스부(1300) 내부를 따라 배치된 광섬유(1113)와 연결될 수 있다 (도 2의 (b) 참조). 한편, 유도 광섬유 케이블(1900)과 광섬유(1113)는 일체로 구성될 수도 있다. 또 하나는 내시경 프로브(1000) 전반을 통제하고, 또 후술될 말단 삽입부(1100) 내에 장착된 초소형 CCD 카메라(1150)가 제공하는 비디오 이미지를 전송하는 역할을 하는, 다수의 전선들이 내장되어 있는 프로브-콘솔 통신 케이블(1700)로서 프로브-콘솔 통신 케이블 아탑터(1700-1)를 통하여 시스템 콘솔부(4000)와 연결된다. 그리고 마지막 하나는 후술될 어레이형 트랜듀서(1111)를 통해 검출된 광음향 및 초음파 신호를 전송하는 트랜듀서 데이터 케이블(1800)로, 이 역시 트랜듀서 데이터 케이블 아답터(1800-1)를 통해 시스템 콘솔부(4000)와 연결된다.
이상 광음향-초음파 내시경 프로브 및 그 주변의 주요 장치들에 대한 구성과 대략적 역할을 설명하였다. 참고로 도 1에 제시한 배치는 본 발명의 이해를 돕기 위한 실시예에 불과하며, 다른 부수적인 요소들이 추가되거나, 경우에 따라서는 제시된 주변 시스템들(2000 또는 4000)이 하나로 통합되어 구현될 수 있다. 물론 이 경우 관련 케이블들(1700, 1800, 1900)도 그에 맞게 변형되어야 하며, 또 이들 역시 하나의 케이블로 모두 통합된 형태로 실시될 수도 있다.
전술한 바와 같이, 본 발명의 핵심 목표는 현재 임상에서 쓰이고 있는 래디얼 어레이 트랜듀서 기반 초음파 내시경의 일반적인 외형과 크기, 그리고 2차원 원형 또는 3차원 원반 형태 등과 같은 전통적인 영상 제시 방식을 유지하면서, 기존의 광음향 내시경보다 월등히 향상된 영상 깊이를 제공할 수 있는 보다 진보된 형태의 스캐닝 헤드의 구조를 개시하는데 있다. 도 2의 (a)는 바로 이러한 목적을 충족시키기 위해 도출된 스캐닝 헤드(1110) 및 그 주변에 배치된 주요 구성 요소들을 포함하는 말단 삽입부(1100)에 대한 모식도이며, 도 2의 (b)는 스캐닝 헤드(1110) 내부에서 어떻게 광조명부와 초음파 검출부가 구성되는지를 보여주는 3차원 내부 투시도이다.
본 발명에서는 앞서 언급한 대략 1.3 cm 직경, 2 cm 길이의 크기 내에서 광음향적으로 영상 가능한 깊이를 극대화하기 위해 광확산기(1112)와 광투과성을 갖는 어레이형 트랜듀서(1111)를 핵심 구성으로 하는 스캐닝 헤드(1110)의 외부 및 내부 구조를 도출하였다.
우선, 도 2의 (a)를 참고하여 일 실시예에 따른 말단 삽입부(1100)의 구성 요소들과 이들의 역할들을 살펴보도록 한다.
앞서 언급하였듯이, 도 2의 (a)는 도 1에 표현된 내시경 프로브의 끝부분에 해당하는 것으로, 앵귤레이션부(1200)와 연결되고 스캐닝 헤드(1110)를 포함하는 말단 삽입부(1100) 전체의 모습을 예시한다. 먼저 스캐닝 헤드(1110)는 피검체 내의 목표 지점에 접근하여 레이저 빔을 발사하고 발생된 광음향 신호를 검출하는 부위로 본 발명의 핵심 개념이 적용된 부위이다. 스캐닝 헤드(1110)는 호스 말단 싸개(1130)와 직접 연결된 스캐닝 헤드 지지부(1120)에 의해 움직임 없이 안정적으로 고정될 수 있다. 스캐닝 헤드(1110)의 최말단에는 제1 풍선 고정 마디(1118, 도 2의 (b) 참조)가 배치될 수 있다. 제1 풍선 고정 마디(1118)는 스캐닝 헤드(1110)와 스캐닝 헤드 지지부(1120) 사이에 형성된 제2 풍선 고정 마디(1140)와 함께 실제 내시경 시술 시 필요할 수 있는 음향 매칭 풍선(acoustic matching balloon)의 장착을 용이하게 하기 위해 링(ring) 모양으로 형성될 수 있다. 이의 구체적 활용 방법에 대해서는 후술한다.
호스 말단 싸개(1130)의 측면에는 비스듬하게 형성된 사면을 따라 초소형 CCD 카메라(1150)가 장착될 수 있는데, 이는 실제 임상 시술 시 피검체 내부로 본 내시경 프로브를 삽입하는 과정에서 목표 지점까지 효과적으로 가이딩(guiding)할 수 있도록 하는 비디오 영상 정보를 실시간으로 제공하기 위함이다. 한편, 초소형 CCD 카메라(1150) 옆에는 조명 광학 장치(1160)가 설치될 수 있다. 조명 광학 장치(1160)는 목표 지점 주변이 어두운 경우 초소형 CCD 카메라(1150)가 사물을 명확하게 식별할 수 있도록 소정의 색깔을 띤 광조명을 제공하는 역할을 수행할 수 있다.
호스 말단 싸개(1130)의 사면에는 호스의 축(Z) 방향을 따라 길게 파인 홈이 형성될 수 있고, 홈 안에는 악세서리 도구 출구(1170)와 바이옵시 니들(biopsy needle) 레버(1180)가 설치될 수 있다. 바이옵시 니들 레버(1180)는 악세서리 도구 출구(1170)를 통해 사출되어 나오는 바이옵시 니들(미도시) 등의 사출 방향을 조절하기 위한 것으로, 현재 초음파 내시경(EUS) 분야에서 사용되고 있는 FNA (fine needle aspiration) 시술과 유사한 형태의 시술들을 본 발명에 따라 제공되는 광음향-초음파 이중 영상 정보를 바탕으로 시행하기 위함이다. 바이옵시 니들은 도 1에 표현된 악세서리 도구 삽입구(1600)를 통해 삽입된 다음 삽입 호스부(1300)의 내부에 형성된 소정 채널을 따라 진행한 후 도 2의 (a)에 표현된 악세서리 도구 출구(1170)를 통해 사출될 수 있다. 이러한 바이옵시 니들 레버(1180)의 조작을 위해, 기부 손잡이(1400-2) 주변에는 다이얼이나 방아쇠와 같은 형태를 갖는 각도 조절 장치가 추가로 설치될 수 있다.
호스 말단 싸개(1130)의 사면 가장자리에는 본 내시경 프로브의 스캐닝 헤드(1110)를 피검체 내부로 삽입하는 과정에서 초소형 CCD 카메라(1150) 등의 표면에 묻을 수 있는 이물질들을 수시로 세척할 수 있는 물 분사구(1190) 및 공기 분사구(미도시) 등이 설치될 수도 있다.
이상 도 2의 (a)를 바탕으로 말단 삽입부(1100)의 일 실시예를 설명하였다. 물론 도 2의 (a)에 제시된 구성 요소들은 본 발명을 통해 도출된 주요 결과를 보다 효과적으로 실시하는데 필요한 몇몇 핵심 요소만을 제시한 것일 뿐, 상식적인 수준에서 자명하게 요구되는 시스템 요소들은 경우에 따라 추가될 수 있고, 응용 목적에 따라 불필요한 요소들은 배제될 수 있으며, 구성 요소들의 위치도 적절히 변경될 수 있다. 가령 호스 말단 싸개(1130)와 스캐닝 헤드 지지부(1120)는 두 개가 아닌 하나의 피스(piece)로 구성될 수 있으며, 조명 광학 장치(1160), 초소형 CCD 카메라(1150), 그리고 악세서리 도구 출구(1170) 및 바이옵시 니들(biopsy needle) 레버(1180) 등의 위치도 서로 바뀔 수 있고 또 그들의 설치 개수도 증가될 수 있다. 또한 제2 풍선 고정 마디(1140)의 위치도 스캐닝 헤드 지지부(1120)와 호스 말단 싸개(1130) 사이로 옮겨질 수 있는 등 다양한 변형이 가능하다.
이하 도 2를 참조하여, 제한된 스캐닝 헤드(1110)의 면적 (예컨대 대략 8 cm2 일 수 있다) 이내에서 광방출 면적은 물론 초음파 어레이 트랜듀서의 스팬(span) 영역을 모두 극대화 하기 위하여 광확산기(1112)와 어레이형 트랜듀서(1111)를 포함하는 광음향-초음파 내시경을 서술한다.
본 발명에 따른 광음향-초음파 내시경은, 광섬유(1113); 광섬유(1113)를 통해 전달된 레이저 빔을 반경 방향(radial direction) 확산시키도록 구비된 광확산기(1112); 및 확산된 레이저 빔이 통과할 수 있고, 자체적으로 초음파를 발생시키거나 피검체로부터 발생한 초음파(즉, 광음향파)를 검출하도록 구비되며, 광확산기(1112)를 바깥에서 둘러싸는 원통형의 어레이형 트랜듀서(array-type transducer, 1111)를 포함한다.
일 실시예에 따르면, 광확산기(1112)로부터 확산된 레이저 빔은, 원통 모양을 갖는 스캐닝 헤드(1110)의 옆면, 즉 상기 어레이형 트랜듀서(1111)의 트랜듀서 엘리먼트(element) 또는 초음파 센싱 엘리먼트들이 분포하는 전 영역을 통과할 수 있다. 즉 레이저 빔은 원통형의 어레이형 트랜듀서(1111)의 옆면의 전 영역을 통과할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 확산된 레이저 빔이 스캐닝 헤드를 빠져나오는 광방출 영역(light emitting area, LEA)과, 상기 어레이형 트랜듀서를 구성하는 다수의 트랜듀서 엘리먼트(element)들이 분포하는 영역, 즉 초음파 센서 영역(ultrasonic sensor area, USA)은 서로 중첩될 수 있다.
도 2의 (a)를 참조하면, 레이저 빔이 광음향파를 검출하는 어레이형 트랜듀서(1111)를 통과하여 스캐닝 헤드(1110) 바깥쪽으로 빠져나와 피검체(미도시)로 조사된다.
광방출 영역(LEA)이란, 어레이형 트랜듀서(1111)의 바깥쪽면 중 레이저 빔 또는 광이 방출되는 면을 의미한다(도 2의 (a) 참조). 광방출 영역(LEA)은 어레이형 트랜듀서(1111)가 배치된 초음파 센서 영역(USA)과 중첩될 수 있다. 즉, 어레이형 트랜듀서(1111)의 바깥쪽면 또는 안쪽면은 광방출 영역(LEA)인 동시에 초음파 센서 영역(USA)이 되는 것이다.
이러한 구조를 통해, 선행 발명들이 갖는 광조명 영역(IA)과 초음파 스캔 영역(SA) 간의 불일치 문제와 피검체에 전달 가능한 에너지 한계 문제를 모두 해결할 수 있게 된다.
일 실시예에 따른 스캐닝 헤드(1110)의 내부 구조를 보여주는 도 2의 (b)를 참조하면, 광음향 내시경의 삽입 호스부(1300) 및 말단 삽입부(1100) 내부에는 한 가닥 혹은 다수의 가닥들로 이루어진 광섬유(1113)가 프로브의 중심을 따라 배치될 수 있다. 레이저 빔은 광섬유(1113)를 통해 유도되며, 스캐닝 헤드(1110)의 중심부에 놓인 광확산기(1112)를 통해 어레이형 트랜듀서(1111)가 분포하는 전 영역으로 확산된 다음, 최종적으로 어레이형 트랜듀서(1111)를 통과하여 피검체로 보내진다.
참고로 도 2의 (b)에 나타난 광확산기(1112)는 그 형태나 구조보다는 개념을 표현한 것으로 광섬유(1113)에서 방출된 빛을 링 모양을 갖는 어레이형 트랜듀서(1111)의 전 영역으로 뿌려주는 역할을 한다. 광확산기(1112)의 구성에 있어서는 특정 형태를 띠는 렌즈(lens)나 미러(mirror), 디퓨저(diffuser) 등과 같은 개별 요소의 적용이 될 수도 있으나, 이들 및 기타 다른 광소자(optical element)들의 조합으로 이루어진 복합 모듈의 형태도 가능하다.
일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경은, 어레이형 트랜듀서(1111)의 바깥쪽 면의 적어도 일부를 덮으며, 광을 투과시키는 물질을 포함하는 음향 매칭층(1117)을 더 포함할 수 있다.
도 2의 (b)를 참조하면, 어레이형 트랜듀서(1111)의 표면은 트랜듀서 표면의 보호 및 피검체와의 음향 매칭(acoustic matching)을 위해 폴리머 계열의 소재로 만들어진 음향 매칭층(1117)으로 코팅될 수 있다. 음향 매칭층(1117)은 광투과성을 가질 수 있으며, 요구되는 음향학적 그리고 광학적 특성상 폴레메틸펜텐(polymethylpentene; TPX) 계열의 소재로 제작되는 것이 바람직할 수 있다. TPX는 광이 매우 잘 투과하면서도 낮은 음향 임피던스 값을 갖는 물질이다.
어레이형 트랜듀서(1111) 및 음향 매칭층(1117)을 통과한 레이저 빔이 피검체 표면에 조사되면, 그 즉시 피검체 내부로 확산되고 흡수됨과 동시에 광음향파를 유도하는데, 이때 발생된 광음향파의 일부는 어레이형 트랜듀서(1111) 쪽으로 전파된 후 압전 원리에 따라 전기 신호로 변환된다. 즉, 어레이형 트랜듀서(1111)는 압전 원리를 통해 피검체로부터 발생된 광음향파를 검출할 수 있을뿐더러, 초음파 영상시에는 자체적으로 초음파를 발생시켜 피검체로 보낸 후 그 반사파를 측정하는 소위 펄스 에코(pulse-echo) 기능을 수행할 수 있도록 구비된다.
참고로 광음향 영상시 레이저 빔이 피검체 내부로 침투할 경우 조직 내부에서의 광자의 분포는 상술한 <수학식 2>와 <수학식 3>을 바탕으로 대략 유추할 수 있는데, 여기서 선행 발명들에 비해 본 내시경 구조가 갖는 장점이라면, 광에너지가 어레이 트랜듀서 엘리먼트들이 형성하는 초음파 스캔 영역(SA)에 전체에 걸쳐 보다 고르게 퍼지게 되어 공간적으로 보다 균일한 강도 분포를 갖는 광음향파를 유도하게 된다는 점이다. 즉, 광방출 영역(LEA)과 초음파 센서 영역(USA)을 일치시켜, 궁극적으로는 광조명 영역(IA)과 초음파 스캔 영역(SA) 간의 일치 효과를 얻을 수 있다.
전기 신호로 변환된 광음향 신호는 각각의 트랜듀서 엘리먼트들에 연결된 전선(미도시)을 따라 제1 허브(1115)로 이송될 수 있으며, 이후 삽입 호스부(1300) 내부를 따라 형성된 전선 다발(1114)을 통해 내시경 프로브를 경유 최종 시스템 콘솔부(4000)로 보내질 수 있다. 즉, 상술한 전선 다발(1114)은 도 1에 표현한 트랜듀서 데이터 케이블(1800)과 물리적으로 연결될 수 있다. 그런데 여기서 제1 허브(1115)는 스캐닝 헤드(1110) 내에 있는 각각의 트랜듀서 엘리먼트들에 연결된 다수의 전선들과 삽입 호스부(1300) 내에 있는 전선 다발(1114)을 단순히 전기적으로 연결시켜주기만 하는 일종의 분기점 혹은 연결점 역할을 할 수 있으나, 경우에 따라서는 초단 증폭(pre-amplification) 및 멀티플렉싱(multiplexing) 등과 같은 기능도 포함할 수 있다.
본 발명에 따른 광음향-초음파 내시경 시스템은, 어레이형 트랜듀서(1111)를 초음파 검출 소자로 포함하고 있어, 광음향 영상뿐만 아니라 전통적인 초음파 영상을 함께 제공할 수 있다. 초음파 영상 모드가 개시될 경우에는, 시스템 콘솔부(4000)에서 소정의 목적에 따라 이미 맞춰진 위상차를 갖는(phased) 일련의 전기 펄스 신호들이 발생되고, 이 펄스 신호들은 트랜듀서 데이터 케이블(1800) 및 삽입 호스부(1300)를 순차적으로 경유하여, 최종적으로는 어레이형 트랜듀서(1111)로 보내져 초음파 펄스를 발생시킬 수 있다. 발생된 초음파 펄스는 피검체쪽으로 진행한 후 일부가 반사되어 어레이형 트랜듀서(1111)에 의해 검출되고, 전술한 순서의 역순으로 시스템 콘솔부(4000)에 보내져 처리된 후, 최종적으로 모니터(3000)를 통해 영상으로 제시될 수 있다.
이상과 같은 광음향-초음파 영상 시퀀스(sequence)는 선행 문헌 17에 제시한 것과 유사한 방식으로 일정한 시간차를 두고 매우 빠르게 교대로 번갈아 가며 발생할 수 있으며, 그에 따라 얻어진 양측 데이터들은 일정 분량 획득하는 즉시 처리하여 모니터(3000)를 통해 동시에 제시될 수 있다.
본 발명에서 어레이형 트랜듀서(1111)는 초음파 펄스의 발사 및 광음향 또는 초음파 신호의 검출이라는 통상적인 음향학적 역할 외에도, 광이 효과적으로 투과할 수 있는 특성을 가지는 것이 바람직한데, 이에 대해서는 후술한다.
도 3은 일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경의 2차원 또는 3차원 스캔 방식을 보여주는 모식도이다.
도 3을 참조하면, 피검체 내부의 관심 지점에 대해 2차원 원형 (도 3의 (a)) 또는 3차원 원반 (도 3의 (b))형태의 광음향 및 초음파 영상을 얻는 상황이 예시되어 있다. 본 발명의 일 실시예에서는 광확산기(1112)가 레이저 빔을 반경 방향으로 확산시키므로, 소화기관 주변에 분포하는 여러 혈관 및 장기들을 360°전 방향을 아우르는 시야각(field of view)를 갖고 영상할 수 있다. 물론 본 발명이 제공하는 광음향-초음파 내시경은 이와 같은 형태적 정보 외에도, 선행문헌 17과 같이 두 개의 이상의 파장에 기반 한 광음향 영상을 통해 산소포화도 등과 같은 기능적 정보도 정량적으로 제공할 수 있다.
본 발명의 목적 중 하나는 선행 발명(특히 선행문헌 10)과 달리 광투과 성질을 갖는 어레이형 트랜듀서(1111)의 중심부에 광확산기(1112)를 배치시킴으로써 광방출 영역(LEA)과 초음파 센서 영역(USA)을 일치시키는 것이다. 이하 도 4 내지 도 12를 참조하여 광확산기(1112) 및 어레이형 트랜듀서(1111)의 실시예를 서술한다.
도 4는 일 실시예에 따른 스캐닝 헤드 내부의 광확산기의 구성과 광진행 경로를 예시한 모식도이다.
일반적으로 어레이형 광음향 내시경의 경우도 기존의 초음파 내시경처럼 삽입 호스부(1300)를 통해 다수의 채널로 구성된 전선 다발(1114)이 지나게 된다. 이는 곧 광섬유(1113)가 차지할 수 있는 공간도 매우 제한적이라는 의미가 된다. 그러므로 삽입 호스부(1300)의 전체 굵기를 고려하면 기껏해야 자켓(jacket) 굵기를 포함하여 5 mm 정도의 직경을 갖는 광섬유(1113)를 통해 광에너지를 전달해야 하는데, 바로 이러한 제한 조건으로 인해 광섬유(1113) 출구 지점에서의 광 플루언스(optical fluence)는 매우 높아질 수 밖에 없다. 또한 광섬유(1113) 자체의 개구수(numerical aperture: NA)를 고려하면 광섬유(1113)를 통해 방출되는 빛은 개구수에 비례하는 만큼 퍼지게 된다. 즉, 빛이 평행하게 방출된다기보다는 다소 불규칙하게 퍼지는 형태로 진행하는 것이다.
이러한 상황과 기타 여러 시스템 요구 조건들 하에서, 광섬유(1113)를 통해 방출된 레이저 빔을 래디얼 어레이 트랜듀서(1111)가 분포하는 360° 전방향에 걸쳐 최대한 고르게 확장시키기 위하여, 본 발명의 일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경의 스캐닝 헤드(1110)는 어레이형 트랜듀서(1111)의 중심부에 배치되고 소정의 광 반사면을 갖는 반사체를 포함할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 광확산기(1112)는, 어레이형 트랜듀서(1111)의 중심부에 배치되고 반사면을 가져 광섬유(1113)를 통해 전달된 레이저 빔을 반경 방향으로 확산시키는 미러(1112M); 및 미러(1112M)와 광섬유(1113) 사이에 배치되고 광섬유(1113)를 통해 전달된 레이저 빔을 확장시키거나 1차적으로 꺾어주는 빔셰이퍼(1112BS, beam shaper)를 포함할 수 있다.
도 4를 참조하면, 광섬유(1113)에서 방출된 레이저 빔을 확장시키고 소정의 진행 방향으로 꺾어주기 위한 빔셰이퍼(1112BS, beam shaper)가 광섬유(1113)의 팁(tip)과 미러(1112M) 사이에 배치된다. 즉, 광섬유(1113), 빔셰이퍼(1112BS), 그리고 미러(1112M)는 언급된 순서대로 스캐닝 헤드(1110)의 중심축(Z-축)을 따라 동축으로 배치될 수 있다.
미러(1112M)의 바깥 표면의 적어도 일부 영역은 레이저 빔을 효과적으로 반사시킬 수 있도록 광반사 코팅층으로 코팅될 수 있다. 이러한 배치를 통해 광섬유에서 방출된 레이저 빔은 어레이형 트랜듀서(1111)가 분포하는 전 영역으로 고르게 확장된다.
도 5는 다양한 실시예에 따른 스캐닝 헤드 내부의 광확산기의 구성과 광진행 경로를 예시한 모식도이다.
일 실시예에 따른 빔셰이퍼(1112BS)는, 원하는 시점에 미러(1112M)에서 반사되는 레이저 빔을 Z 축을 기준으로 특정한 θ-방향으로 더 편향 또는 집중시켜 보내주는 기능을 갖는 전기 광학 변조기(1112BS-EOM, electro-optic modulator: EOM)를 포함할 수 있다.
도 5의 (a)를 참조하면, 빔셰이퍼(1112BS)가 전기 광학 변조기를 포함하는 경우, 미러(1112M)에서 반사된 레이저 빔이 360°전방향에 걸쳐 고르게 방사되도록 할 수도 있으나, 사용자가 원하는 시점에 특정한 θ-방향으로 집중되도록 할 수도 있다.
즉, 전기 광학 변조기는 레이저 빔을 시간/공간적으로 모듈레이션(modulation) 하거나 조종(steering)할 수 있게 하여, 레이저 빔을 특정 방향으로 더 보내거나 국소 지점에 집중(focusing)시킬 수 있다. 여기서 말하는 전기 광학 변조기는 광학 분야에서 흔히 "EOM"이라 불리는 특정 광소자보다 훨씬 더 다양한 형태와 기능을 갖는 소자들을 모두 포괄하는 것으로, 압전(piezo-electric) 원리에 의해 작동되는 일반적인 EOM 소자 외에도 디지털 미러(digital micromirror device: DMD)나 액정(LCD) 등에 기반 한 공간 광 모듈레이터(spatial light modulator: SLM)를 모두 포함하는 개념이다.
일 실시예에 따르면, 미러(1112M)는 원추(cone) 형태일 수 있다. 원추 형태의 미러(1112M)를 사용하는 경우, 어레이형 트랜듀서(1111)를 빠져나가는 레이저 빔을 비교적 평행하고 360° 전방향에 걸쳐 균일하게 만들 수 있다.
일 실시예에 따르면, 미러(1112M)는 오목한 원추 또는 볼록한 원추 형태를 가질 수 있다. 즉 미러(1112M)는 직선 형태의 사면이 아닌 곡선 형태의 사면을 가질 수 있다
도 5의 (b)와 (c)를 참조하면, 미러(1112M)는 안쪽으로 움푹 들어간 형태(도 5의 (b)) 또는 바깥으로 볼록 나온 형태(도 5의 (c))를 가질 수 있다.
이러한 미러(1112M)의 형태에 따라, 미러(1112M)에서 반사된 레이저 빔이 어레이형 트랜듀서(1111)를 통과한 후 피검체 표면에서 형성하는 광조명의 폭(W: width, 도 5의 (a) 참조)이 달라질 수 있다. 이에 따라, 미러(1112M)의 형태를 다르게 하여 내시경의 어플리케이션 목적에 맞도록 광조명의 폭(W)을 최적화시킬 수 있다.
예컨대 도 5의 (b)에 예시된 것과 같이 원추의 사면이 안쪽으로 움푹 들어간 형태인 핀쿠션(pincushion)형 미러(1112M-PC)를 사용하면 피검체에 폭(W)이 좁은 조명 영역이 형성되고, 도 5의 (c)에 예시된 것과 같이 바깥으로 볼록 나온 형태인 배럴(barrel)형 미러(1112M-BR)를 사용하면 피검체에 폭(W)이 넓은 조명 영역이 형성될 수 있다.
일 실시예에 따르면, 광확산기(1112)는, 광섬유(1113)를 통해 전달된 레이저 빔의 진행 방향을 소정의 방향으로 1차적으로 꺾어주는 빔셰이퍼(1112BS) 및 어레이형 트랜듀서(1111)의 중심부에 배치되고, 원추 형태의 구멍을 가져 빔셰이퍼(1112BS)를 통해 전달된 레이저 빔을 반경 방향으로 확산시키는 프리즘(1112P)을 포함할 수 있다.
도 5의 (d)를 참조하면, 전술한 미러(1112M)와 반대로 안쪽 면에서 레이저 빔을 반사시키는 반사면을 갖는 프리즘(1112P)을 이용하여 레이저 빔을 확산시킬 수 있다.
프리즘(1112P)은 원기둥 모양을 갖는 유리(glass)나 쿼츠 등 계열의 물질에 원추형 구멍(즉, 빈 공간)을 가져, 평평한 형태를 가질 수 있는 입사면(즉, 원기둥의 바닥면)을 통해 들어온 빛을 원추 모양의 사면에서 전반사시킬 수 있다. 즉, 사면에 광반사 코팅층을 따로 형성시키지 않아도 원하는 역할을 수행할 수 있다. 또 프리즘(1112P)의 테두리가 원기둥 모양을 가지는 경우, 후술할 링 모양의 어레이형 트랜듀서(1111)와 밀착되는 형태로 배치가 가능하여, 음향 배킹층(backing layer)으로도 활용할 수 있다. 여기서 배킹층이란 어레이형 트랜듀서(1111)의 압전층과 소정의 음향 임피던스 차이를 가져, 어레이형 트랜듀서(1111)의 수신 감도 성능을 향상시킴은 물론, 어레이형 트랜듀서(1111)에 의해 전기 신호로써 완벽히 검출되지 않은 일부 광음향 또는 초음파 신호를 흡수하는 일종의 흡음층 역할도 함께 수행할 수 있는 층을 말한다. 배킹층을 형성시키는 다른 실시예에 대해서는 후술한다.
도 5의 (d)에서는 프리즘(1112P)의 사면이 직선인 것만을 예시하였으나, 이와 달리 프리즘(1112P)은 도 5의 (b), (c)와 같이 사면이 움푹 들어가거나 볼록 튀어나온 형태를 가질 수 있다. 프리즘(1112P)의 형태에 따라, 프리즘(1112P)에서 반사되는 레이저 빔이 어레이형 트랜듀서(1111)를 통과한 후 피검체 표면에서 형성하는 광조명의 폭(W)이 달라질 수 있다. 이에 따라, 프리즘(1112P)의 사면의 형태를 다르게 하여 내시경의 어플리케이션 목적에 맞도록 광조명의 폭(W)을 최적화시킬 수 있다.
한편, 도 5의 (d)에서는 프리즘(1112P)의 바깥쪽 옆면이 원기둥 형태인 것만을 예시하였으나, 이와 달리 프리즘(1112P)의 옆면은 안쪽으로 움푹 들어가거나 바깥쪽으로 볼록 튀어나올 수도 있다.
위에서는 내시경 프로브의 중심축(Z-축)을 기준으로 θ-방향을 따라 회전 대칭된 모양을 갖는 미러(1112M)를 포함하는 광확산기(1112)를 예시하였다. 그러나 광확산기(1112)가 반드시 프로브의 중심축(Z-축)에 대해 회전 대칭을 가질 필요는 없으며, 응용 목적에 맞는 다양한 형태를 가질 수 있다.
도 6은 광확산기에 의해 반사된 레이저 빔을 공간적으로 균일하게 만들어 주는 광산란층의 배치 구조를 보여주는 모식도이다.
일 실시예에 따르면, 광확산기(1112)는 미러(1112M)의 바깥쪽을 둘러싸는 형태로 어레이형 트랜듀서(1111)의 안쪽에 배치되는 광산란층(1112OD)를 포함할 수 있다.
도 6을 참조하면, 소정의 벽 두께를 갖는 원통 또는 원형 파이프(pipe) 형태의 광산란층(1112OD)이 미러(1112M)의 바깥쪽에 배치된다. 즉, 광산란층(1112OD)의 바깥쪽 면은 어레이형 트랜듀서(1111)의 안쪽 면과 맞닿을 수 있다. 광산란층(1112OD)은 미러(1112M)로부터 다소 급격한 공간적 변화를 가지며 반사되는 레이저 빔을 좀 더 균일하게 만들어 주는 역할을 수행한다. 이때 광확산기가 상술한 역할을 보다 효과적으로 수행하도록 하기 위해서는 기부(substrate) 물질이 적절한 광특성(optical properties) 계수를 갖도록 설계하는 것이 중요하다. 여기서 말하는 광특성 계수는 흡수계수(μ a : absorption coefficient), 산란계수(μ s : scattering coefficient), 비등방계수(g: anisotropy factor) 등을 포함한다. 상기 용어들은 일반적으로 조직 광학(tissue optics) 분야에서 산란이나 흡수 성질을 갖는 생체조직 내를 전파해 가는 빛을 모델링할 때 흔히 사용된다.
일 실시예에 따르면, 광산란층(1112OD)의 감쇄 산란계수(μ s': reduced scattering coefficient) 값은 0.1-1 cm-1 이하일 수 있다. 감쇄 산란 계수는 산란계수 및 비등방계수와 μ s ' = μ s (1-g)의 관계를 갖는 파라미터이다. 예컨대 감쇄 산란 계수의 값이 4 cm-1 라 가정하면, 이는 광자가 0.25 cm (=1/4 cm- 1)를 이동할 때마다 전 방향(즉, 단위 공간각)에 대해 거의 균등한 확률로 산란 현상을 겪는다는 뜻이다. 본 발명에서와 같이 이 감쇄 산란계수의 값이 0.1-1 cm-1 이하인 경우, 광산란층(1112OD)을 지나는 빛이 아주 약간만 편향되어 레이저 빔의 분포 세기가 피검체 표면에서 더 균일해지는 효과가 있다. 광산란층(1112OD)의 재질로는 폴리프로필렌(polypropylene) 등과 같은 플라스틱 수지나 그라운드 글라스(ground glass), 엔지니어드 디퓨저(engineered diffuser) 등이 사용될 수 있으나 본 발명이 이에 제한되는 것은 아니다.
한편, 광산란층(1112OD)의 흡수 계수(μ a ) 는 최대한 0에 가까운 값을 가지는 것이 바람직한데, 이는 광산란층(1112OD) 자체가 빛을 흡수하여 열을 발생시키거나 또는 자체적으로 광음향파를 발생시키는 것을 피하기 위함이다.
상술한 바와 같이 광산란층(1112OD)은 미러(1112M)에서 반사되는 레이저 빔을 최대한 균일하면서 에너지 손실 없이 어레이형 트랜듀서(1111) 쪽으로 보내주는 역할을 수행한다. 그러나 광산란층(1112OD)은 경우에 따라 광산란 역할 외에도 어레이형 트랜듀서(1111)의 배킹층 역할도 수행할 수 있다.
도 7은 일 실시예에 따른 분리형 스캐닝 헤드의 구조를 보여주는 모식도이다.
본 발명에 따른 광음향-초음파 내시경의 스캐닝 헤드(1110)는 내시경 프로브로부터 따로 분리될 수 있는 형태로도 구현될 수 있다.
도 7의 (a) 및 (b)를 참조하면, 일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경의 스캐닝 헤드(1110)는 스캐닝 헤드 지지부(1120)와 호스 말단 싸개(1130)를 경계로 내시경 프로브로부터 분리될 수 있다. 즉 스캐닝 헤드(1110)는 호스 말단 싸개(1130)와 탈부착될 수 있도록 구비될 수 있다.
이 경우 스캐닝 헤드(1110)가 내시경 프로브로부터 분리될 때, 예컨대 스캐닝 헤드(1110) 안의 빔셰이퍼(1112BS)와 미러(1112M)도 스캐닝 헤드(1110)와 함께 분리될 수 있다. 또는, 스캐닝 헤드(1110) 분리 시 빔셰이퍼(1112BS) 또는 미러(1112M) 중 일부만 포함되어 내시경 프로브로부터 분리될 수도 있다.
이때, 스캐닝 헤드 지지부(1120)의 하부(+Z 축 방향)에는 다수의 도전성 연결핀(1121-Pin)이 배치될 수 있다. 한편 호스 말단 싸개(1130)의 끝 안쪽에는 도전성 연결핀(1121-Pin)의 개수에 상응하는 핀 구멍을 갖는 연결 소켓(1130-Socket)이 배치될 수 있다. 도전성 연결핀(1121-Pin)과 연결 소켓(1130-Socket)을 통해, 어레이형 트랜듀서(1111)와 내시경 프로브 간 전기적 통로가 제공되고, 필요시에는 탈부착이 가능하다.
한편, 도 2의 (b)에 도시한 바 있는 초단 증폭 또는 멀티플렉싱 등의 역할을 할 수 있는 제1 허브(1115)도 분리되는 스캐닝 헤드(1110) 안에 배치될 수 있다. 이때 제1 허브(1115)에서 1차적으로 처리된 전기 신호는 도전성 연결핀(1121-Pin)과 연결 소켓(1130-Socket)을 순차적으로 경유하여 전선 다발(1114)에 전달될 수 있다.
도 7의 (b)는 일 실시예에 따른 스캐닝 헤드(1110)를 바닥, 즉 +Z 축 쪽에서 바라본 모습을 예시한다. 어레이형 트랜듀서(1111)의 각 트랜듀서 엘리먼트들과 전기적으로 연결된 다수의 도전성 연결핀(1121-Pin)들은 도 7의 (a) 및 (b)에 예시한 바와 같이 폴리머 등의 소재로 만들어진 절연성 기부(1121-Base)에 소정의 패턴을 갖고 분포할 수 있다. 이때 실제 내시경 시술시 물과 같은 외부 유체의 침입을 방지하기 위하여, 스캐닝 헤드 지지부(1120)의 끝 테두리 및 절연성 기부(1121-Base)의 바깥쪽에는 방수 오링(1122)이 배치될 수 있다.
스캐닝 헤드(1110)가 내시경 프로브와 체결될 때, 스캐닝 헤드 지지부(1120)의 끝 테두리 근방에 장착된 방수 오링(1122)은 호스 말단 싸개(1130)로부터 -Z 축 방향 쪽으로 돌출되어 올라와 있는 스크류 모양의 쇠테, 즉 체결 스크류(1130-Screw)의 끝 테두리 부분과 밀착하듯 맞물릴 수 있다. 이에 따라, 도전성 연결핀(1121-Pin)과 연결 소켓(1130-Socket), 그리고 광섬유(1113) 등이 있는 광학계 쪽으로 유체가 침입하지 못하게 된다.
한편, 스캐닝 헤드 지지부(1120)와 호스 말단 싸개(1130)는 각각 안쪽 나사선(internal thread)을 갖는 고정용 회전 너트(1120-Nut)와 바깥 나사선(external thread)를 갖는 체결 스크류(1130-Screw)를 포함할 수 있다. 이때, 도전성 연결핀(1121-Pin)을 연결 소켓(1130-Socket)에 삽입한 후, 고정용 회전 너트(1120-Nut)를 체결 스크류(1130-Screw)에 맞물리는 방향으로 회전시켜 스캐닝 헤드 지지부(1120)와 호스 말단 싸개(1130)를 고정시킬 수 있다.
또한 도 7의 (b)에 제시한 것과 같이 도전성 연결핀(1121-Pin)을 지지하는 절연성 기부(1121-Base)의 안쪽에는 유리나 쿼츠 등으로 제작된 투명 윈도우(1119)가 배치될 수 있다. 투명 윈도우(1119)는 스캐닝 헤드 (1110)가 분리될 시 먼지 등의 이물질이 내부로 들어가지 않도록 할 수 있다.
상술한 도전성 연결핀(1121-Pin)과 연결 소켓(1130-Socket)으로 인해 스캐닝 헤드(1110)의 고정/분리가 가능하며, 그들의 구체적인 형태와 내부 구조는 일반적인 전기 소자(가령 컴퓨터 CPU)들에서 많이 적용되는 연결 방식과 유사한 것으로 이해될 수 있다. 또 스캐닝 헤드 지지부(1120)에 회전이 가능하도록 부착되어 있는 고정용 회전 너트(1120-Nut)와 체결 스크류(1130-Screw) 간의 결합 방식은 현재 RF(radio frequency) 통신 분야에서 커넥터(connector)로 많이 사용되고 있는 SMA(subMiniature version A) 또는 UHF(ultra high frequency) 커넥터들의 암-수 결합 방식과 유사한 것으로 이해될 수 있다.
도 7의 (b)에 제시된 도전성 연결핀(1121-Pin)의 분포 형태는 단지 예시적인 것으로 1열이 아닌 2열 이상 등과 같은 다른 형태로도 적절히 변형될 수 있다. 또한 호스 말단 싸개(1130)에 연결된 체결 스크류(1130-Screw)는 호스 말단 싸개(1130)와 일체형 구조, 즉 하나의 피스(piece)로 구현될 수 있다.
이와 같이 스캐닝 헤드(1110)가 분리될 수 있는 형태로 내시경을 구현하면, 원하는 시점에 스캐닝 헤드(1110)를 교체할 수 있어, 스캐닝 헤드(1110)의 성능을 일정하게 유지할 수 있다. 뿐만 아니라, 다른 분포 패턴을 갖는 어레이형 트랜듀서(1111)를 포함하는 스캐닝 헤드(1110)로도의 교체가 가능하다는 장점이 있다.
본 발명의 목적 중 하나는 광투과 특성을 갖는 어레이형 트랜듀서(1111)를 사용함으로써 광방출 영역(LEA)과 초음파 센서 영역(USA)이 일치하도록 하여, 실제 이들이 분포(span)할 수 있는 총 면적들을 모두 극대화 하는데 있다. 이하 광투과성 어레이형 트랜듀서(1111)의 다양한 실시예를 제시한다.
일 실시예에 따르면, 광투과성 어레이형 트랜듀서(1111)는, 소정의 두께를 갖는 압전층, 상기 압전층의 양면에 1차원 또는 2차원 어레이 형태로 배치된 복수 개의 제1전극, 복수 개의 제1전극과 평행하게 배치된 복수 개의 제2전극을 포함할 수 있다. 이때 압전층 제작에 사용될 수 있는 압전 물질로는 폴리머(polymer), 세라믹(ceramic) 또는 단결정(single crystal) 등이 포함될 수 있으며, 이들 압전층은 어레이형 트랜듀서(1111) 내에서 단수 개(즉, single piece)가 연속적인 형태 또는 다수(multiple) 개가 조각적인 형태로 줄지어 배치될 수 있다.
도 8은 압전 폴리머 필름과 투명 전극을 포함하는 어레이형 트랜듀서의 구조를 나타내는 모식도이다. 도 8에 제시한 어레이형 트랜듀서(1111)는 스캐닝 헤드(1110)의 둘레를 따라 링 모양으로 형상화된 어레이형 트랜듀서(1111)의 전체 면적 중 일부 영역만을 납작하게 펼치는 방식으로 도시한 것이다.
도 8의 실시예는 복수 개의 제1전극(1111-ED-UP)과 제2전극(1111-ED-Down) 사이에 압전 폴리머 필름(1111-Piezo-Polymer)이 배치되어 있는 경우이다. 즉, 도 8에서는 압전층이 압전 폴리머 필름(1111-Piezo-Polymer)인 경우를 예시한 것이다. 이때 폴리머 계열의 압전 물질은 빛을 잘 투과시키는 재질인 것이 바람직한데, 이러한 조건을 만족시키는 압전 물질로는 PVDF(polyvinylidene fluoride)와 이의 공중합체(copolymer)인 P(VDF-TrFE) 등이 있다.
일반적으로 폴리머 계열의 압전 물질은 세라믹 계열보다 전기기계 결합 계수(k: electromechanical coupling coefficient) 값이 상대적으로 낮아 에너지적 관점에서는 효율이 다소 떨어지는 소재로 알려져 있다. 여기서 k 값은 역학적 에너지에서 전기적 에너지로의 변환 효율을 나타내는 것으로, 이 변환 효율이 낮다는 것은 단위(unit) 전기 에너지 입력 대비 최대 영상 가능 깊이가 낮다는 것을 의미한다. 그러나 단위 물리적 변형에 대해 유도되는 전극 전압 특성에 있어서는 세라믹보다 훨씬 더 우수한 장점이 있는데, 이는 바로 낮은 유전율(ε: dielectric permittivity)로 인해 전극에서 유도되는 전하들의 양이 상대적으로 적기 때문인 것으로, 만약 이러한 압전 폴리머로 제작한 어레이형 트랜듀서(1111)와 바로 연결되는 제1허브(1115)에 초단 증폭기(pre-amplifier) 등을 포함시켜, 그의 전기 입력 임피던스를 적절히 조절해 주기만 하면, 세라믹 센서에 버금가는 수준의 감도를 이끌어 낼 수 있다는 것을 의미한다.
그런데 꼭 이러한 장점이 있기 때문이어서가 아니라, 본 발명에 따른 광음향-초음파 내시경은 바로 광음향 영상을 제공할 수 있도록 하는 것이 가장 중요한 목적이기 때문에 앞서 언급한 낮은 k 값이 그다지 큰 문제가 되지 않는다고 할 수 있다. 왜냐하면 초음파 이미징은 제 1 단계의 전기-압력 변환 과정을 통해 초음파 펄스를 피검체 쪽으로 발사시킨 후, 소정의 시간 차를 두고 반사되어 돌아오는 반사파를 제 2 단계 압력-전기 변환을 통해 검출해야 하는 식의 두 번의 압전 변환이 필요한데 반해, 광음향 이미징 과정에서는 단 한 번의 압력-전기 변환만 필요하기 때문이다. 즉, 광음향 이미징에서는 수신(receiving)이라는 단 한 번의 압력-전기 변환만 작용하고, 또 전술한 바와 같이 어떤 광음향 이미징 시스템에서의 최대 영상 깊이는 주로 광조명 파라미터들에 의해 결정되기 때문에, 폴리머 계열 압전 소자의 낮은 k 값이 그리 큰 문제가 되지 않는 것이다.
이러한 전기적 특성 외에도 폴리머 센서는 경제적일뿐더러, 깨지는 성질 없이 매우 유연하고, 또 그 표면에 전극이나 배선 등과 같은 요소들을 원하는 형태로 패터닝(patterning) 할 수 있다는 추가적 장점들도 있다.
도 8을 다시 참조하면, 어레이형 트랜듀서(1111)는 소정의 두께를 갖는 압전 폴리머 필름(1111-Piezo-Polymer)을 기본 웨이퍼(wafer)로 하여, 그 양쪽 표면 상에 각각 배치된 복수 개의 제1전극(1111-ED-Up) 및 제2전극(1111-ED-Down)을 포함할 수 있다. 각각의 제1전극(1111-ED-Up) 및 제2전극(1111-ED-Down)은 평행하게 배치되어, 한 단위(unit)의 트랜듀서 엘리먼트 또는 초음파 센싱 엘리먼트(ultrasound sensing element)를 형성한다.
상기 전극들(1111-ED)은 1차원 선형(linear) 또는 2차원 어레이(array) 형태로 배치될 수 있다. 즉, 평행판 모양의 전극들(1111-ED)을 θ-축 방향을 따라 최소 1열을 형성하고, 원하는 경우 이들을 Z-축 방향으로 증편시켜 2차원 배열을 형성시킬 수 있다. 물론 이때 압전 폴리머 필름(1111-Piezo-Polymer)의 두께는 해당 어레이형 트랜듀서(1111)의 중심 주파수(f c : center frequency)를 결정하고, 또 그 표면에 형성된 전극의 θ 및 Z 방향 폭(width)이 초음파 빔의 수신 각도(beam receiving angle) 및 각 트랜듀서 엘리먼트의 감도를 결정하기 때문에 응용 목적에 맞게 적절히 선택되어야 한다.
일 실시예에 따르면, 제1전극(1111-ED-Up) 및 제2전극(1111-ED-Down)은 투명 전극일 수 있다.
만약 언급한 것처럼 압전 폴리머 필름(1111-Piezo-Polymer)의 표면에 형성되는 전극(1111-ED)들을 광투명 재질로 구현할 경우에는 전극(1111-ED)들을 통해 레이저 빔이 투과할 수 있어, 제한된 스캐닝 헤드(1110) 크기 내에서 광조명 면적을 최대로 할 수 있다는 장점이 있다. 물론 이 경우, 이들 각각의 전극(1111-ED)들에 전류가 입출입하도록 설치된 전선(1111-EW)들도 광투명성을 갖도록 해야 한다. 이때 전극(1111-ED) 및 전선(1111-EW)은 인듐주석산화물(Indium Tin Oxide; ITO), 인듐아연산화물(Indium Zinc Oxide; IZO), 아연산화물(Zinc Oxide; ZnO), 인듐산화물 (Indium Oxide, In2O3), 인듐갈륨산화물(Ge-doped In2O3, IGO), 알루미늄-아연산화물(Aluminum-doped Zinc Oxide; AZO)을 포함하는 그룹 중 어느 하나를 포함할 수 있다.
즉 어레이형 트랜듀서(1111)에 포함되는 전선 및 전극들(1111-EW, 1111-ED) 그리고 압전 폴리머 필름(1111-Piezo-Polymer)은 모두 투명한 재질 또는 빛을 투과하는 재질로 이루어져 있으므로, 광확산기(1112)를 통해 확산된 레이저 빔은 어레이형 트랜듀서(1111)가 스팬(span)하는 전 영역을 통하여 피검체에 조사된다.
일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경은, 검출된 초음파 신호를 처리하는 시스템 콘솔부(4000)를 더 포함하고, 시스템 콘솔부(4000)에 구비된 데이터 처리 기능은 피검체 내부가 아닌 투명 전극, 즉 제1전극(1111-ED-Up) 및 제2전극(1111-ED-Down)에서 발생한 광음향파로 인한 이미징 상의 아티팩트(artifact)를 제거할 수 있다.
제1전극(1111-ED-Up) 및 제2전극(1111-ED-Down)이 투명 전극일 경우, 비록 미미하지만 완벽히 제로(0)가 아닌 광흡수 계수값을 갖는 투명 전극이 레이저 빔을 일부 흡수하면서 자체적으로 광음향파를 발생시킬 수도 있다. 사실 이와 같이 투명 전극에서 발생된 광음향파는, 같은 시점에 피검체 내부에서 발생한, 즉 신호로써 궁극적으로 검출하고자 하는 광음향파와 섞여(mixed), 차후 획득된 이미지상에서 일종의 아티팩트(artifact)로 나타날 수도 있는 바람직하지 않은 현상이다.
만약 이러한 아티팩트 문제가 결코 무시될 수 없는 상황이라면, 사전에 이들이 광음향 이미지상에 어떠한 양상으로 포함되는지를 면밀히 분석하여, 본 내시경 시스템이 함께 제공할 수 있는 초음파 영상 정보를 바탕으로 적절히 디콘볼루션(deconvolution)하여 제거시킬 수도 있다. 실제 이와 같은 식으로 필터링이 가능한 이유는, 레이저 빔이 투명 전극을 지날 때 투명 전극에서 발생한 광음향파가 피검체로부터 반사되어 돌아온 후 트랜듀서(1111)에 의해 검출된 신호가, 특정 형태의 초음파 이미징 모드에 따라 검출되는 (가령 모든 트랜듀서 엘리먼트들을 동시에 여기시키는) 초음파 펄스-에코(pulse-echo) 신호와 매우 흡사하기 때문이다. 그러므로, 선행문헌 17에 제시한 바와 같이, 얻고자 하는 광음향 영상 프레임을 연속적으로 획득하는 과정에서, 시간적으로 그 사이사이에 언급한 형태의 초음파 이미징 모드를 삽입 실시하면, 그 정보를 차후 진행되는 이미지 처리 과정상에서 일종의 디콘볼루션(deconvolution)용 데이터로 사용할 수도 있는 것이다.
일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경은, 광확산기(1112)와 압전 폴리머 필름(1111-Piezo-Polymer) 사이에 배치되는 투명 배킹층(1111-B)을 더 포함할 수 있다. 즉, 도 8을 기준으로 배킹층(1111-B)은 압전 폴리머 필름(1111-Piezo-Polymer)의 아래쪽, 즉 스캐닝 헤드 안쪽 방향(r→0)에 배치되는데, 이 때 배킹층(1111-B) 역시 투명하여 레이저 빔이 통과할 수 있게 된다.
또 다른 실시예에 따르면 배킹층(1111-B)은 도 6에서 언급한 광산란층(1112OD)과 일체로 구현될 수 있다. 즉 이 경우 광산란층(1112OD) 자체가 배킹층 및 흡음층으로도 기능할 수 있게 되는 것이다. 예컨대 이러한 특성을 갖는 광확산기(1112OD)는 어떠한 기부(substrate) 역할을 하는 광확산 물질 속에 실리카(silica) 입자나 에폭시(epoxy) 등과 같은 음향 산란제 및 흡수제(acoustic scatterer or absorber)를 포함시켜 구현될 수 있다.
도 9는 압전 폴리머 필름과 불투명 전극을 포함하는 어레이형 트랜듀서의 구조를 나타내는 모식도이다.
일 실시예에 따르면, 복수 개의 제1전극(1111-ED-Up) 및 복수 개의 제2전극(1111-ED-Down)은 불투명 전극을 포함할 수 있다.
도 9를 참조하면, 전극(1111-ED)은 불투명할 수 있다. 이 경우에는, 각각의 제1전극(1111-ED-Up) 및 각각의 제2전극(1111-ED-Down)의 간격을 넓혀 그 사이사이로 레이저 빔이 투과할 수 있는 경로를 확보할 수 있다. 즉, 전극(1111-ED)들 자체는 불투명하더라도 압전 폴리머 필름(1111-Piezo-Polymer)은 여전히 투명하므로, 전극이 형성되지 않은 부위로 레이저 빔이 투과할 수 있어 어레이형 트랜듀서(1111) 전체 면적 대비 부분적인 광투과 효과를 달성할 수 있다.
물론 이 경우 불투명 전극들으로 인해 그들이 차지하는 면적만큼 유효 광방출 면적이 줄어드는 것이 사실이다. 그러나 이 경우도 여전히 상당한 양의 에너지를 전달할 수 있는데, 가령 도 9와 같이 도 8에 도시된 전극들 중 절반에 해당하는 숫자만큼을 불투명 전극으로 대체한다 가정할 경우에도, 그렇지 않을 경우 대비 대략 절반 정도의 에너지를 통과시킬 수 있다.
그리고 물론 이러한 광방출 면적의 손실 외에도 초음파 검출 면적의 손실로 인한 측면 분해능 등의 성능 저하을 염려할 수도 있다. 그러나 도 9의 실시예에 있어서도, 도 8 대비 전체 트랜듀서 엘리먼트들이 스팬(span)하는 범위가 줄어드는 것은 아니므로 (즉 트랜듀서 엘리먼트들 전제가 스팬하여 형성하는 피검체에 대한 총 시야각(view angle)은 여전히 같음), 측면 분해능 등이 현저하게 저하되는 것은 아니다.
일 실시예에 따르면, 제2전극(1111-ED-Down) 및 광확산기(1112) 사이에는 광반사층(1111-Reflector)이 배치될 수 있다. 전극(1111-ED)들이 불투명 전극을 포함하는 경우에는 제2전극(1111-ED-Down)들 바로 밑(즉, r→0 방향)에 광반사층(1111-Reflector)이 추가로 배치될 수 있다. 이 경우, 광반사층(1111-Reflector)은 레이저 빔이 전극(1111-ED)들 내부로 진입 또는 투과하지 못하게 한다. 만약 이러한 광반사층(1111-Reflector)이 없는 경우, 전극들의 불투명 성질로 인해 일부 레이저 빔이 이들에 흡수될 수 있는데, 이 경우 차후 음향 잡음으로 작용하는 불필요한 광음향파가 발생할 수 있다. 그러나 도 9에 제시한 바와 같이 제2전극(1111-ED-Down)들 바로 밑에 광반사층(1111-Reflector)을 형성시키면, 언급한 문제를 근본적으로 방지할 수 있을뿐더러 광반사층(1111-Reflector)으로 접근하는 레이저 빔을 광확산기(1112) 쪽으로 되돌려 보내 결과적으로 재활용할 수 있게 된다는 장점이 있다.
이상과 같이 도 8 및 도 9에 예시한 어레이형 트랜듀서(1111)는 압전 폴리머 필름(1111-Piezo-Polymer) 표면에, 다수의 전극을 배치함으로써 어레이를 형성하는 트랜듀서 엘리먼트들을 구현하는 방식이라고 할 수 있다. 즉, 웨이퍼 역할을 하는 압전 폴리머 필름(1111-Piezo-Polymer) 자체는 스캐닝 헤드(1110)가 확장한 영역 전체에 걸쳐 연속적으로 이어져 있지만, 그 표면에 형성된 각각의 전극(1111-ED)들은 소정의 면적을 갖도록 형성되어 있어 그들의 집합이 하나의 어레이 형태의 트랜듀서로 작용할 수 있게 된다.
그런데 여기서 중요한 사실은, 오직 한 쌍의 평행판 모양의 전극들(1111-ED)이 서로 마주보며 배치된 지점에서만 트랜듀서 엘리먼트(element)로서 작용한다는 점인데, 바로 이러한 이유 때문에 각 트랜듀서 엘리먼트들로부터 나오는 전선들은 신중히 배치되어야 한다.
도 10은 어레이 트랜듀서의 각 트랜듀서 엘리먼트들과 연결된 전선의 다양한 입출 형태를 나타내는 모식도이다. 도 10에서는 다양한 형태를 예시하였으나, 그 핵심은 압전 폴리머 필름(1111-Piezo-Polymer)을 기준으로 제1전극(1111-ED-Up)에 연결되는 전선(1111-EW-Up)과 제2전극(1111-ED-Down)에 연결되는 전선(1111-EW-Down) 간에 겹침이 없어야 한다는 점이다.
이상 압전 폴리머 필름이 하나의 웨이퍼 형태로 스캐닝 헤드 전 영역에 걸쳐 연속적으로 이어져 있는 형태를 갖는 광투명성 어레이형 트랜듀서(1111)의 구조를 설명하였다. 그러나 경우에 따라서는 압전 폴리머 필름이 반드시 하나의 피스(piece)로만 구성될 필요가 없으며, 여러 조각으로 나뉘어진 형태로도 구현될 수 있다.
한편, 어레이형 트랜듀서(1111)의 압전층은 현재 초음파 영상 기기에서 많이 사용되고 있는 세라믹(ceramic)이나 단결정(single crystal) 계열의 압전 소재를 사용하여서도 구현될 수 있다. 현재 초음파 이미징 분야에서 많이 활용되면서, 세라믹 계열에 속하는 대표적인 압전 물질로는 PZT(lead zirconate titanate) 등이 있으며, 단결정에 속하는 압전 물질로는 LiNbO3(lithium niobate), PMN-PT (lead magnesium niobate-lead titanate) 등이 있다.
일반적으로 이러한 결정(crystal) 계열의 압전 소재들은 폴리머 계열의 압전 소재처럼 광투과성이나 유연성이 높지 않아, 앞서 설명한 압전 폴리머 필름만큼 그리 간단하게 어레이 소자를 형성할 수는 없다. 하지만 이들의 경우도 일단 각각의 트랜듀서 엘리먼트들을 여러 미세 가공 기술들을 적용하여 1차적으로 제작한 다음 이들을 소정의 간격을 따라 병렬로 배치시킴으로써 어레이형 트랜듀서를 형성시킬 수 있다 (각각의 트랜듀서 엘리먼트를 제작하는 방법은 이미 보편화되어 있어 본 명세서에서는 자세한 설명을 생략한다).
도 11은 세라믹이나 단결정 계열의 압전 소재를 바탕으로 구현한 투명 어레이형 트랜듀서의 구조를 보여주는 모식도이다.
도 11을 참조하면, 전술한 바와 같이 압전 성질을 갖는 압전 결정(1111-Piezo-Crys)의 양쪽 표면에 전극(1111-ED)과 전선(미도시)을 이미 갖춘, 즉 1차적으로 가공된, 다수의 결정형 트랜듀서 엘리먼트(1111-Crystal-Xducer-Ele)들이 광투과성을 갖는 배킹층(1111-B) 위에 소정의 간격을 따라 배치됨으로써 전체 어레이형 트랜듀서(1111)를 형성하고 있다. 즉, 이 경우도 레이저 빔은 도 9의 실시예처럼 트랜듀서 엘리먼트들 사이 사이로 방출될 수 있다. 이때 결정형 트랜듀서 엘리먼트(1111-Crystal-Xducer-Ele)들 간의 틈(gap)은 앞서 언급한 바 있는 TPX 계열의 물질 등을 이용하여, 음향 매칭층(1117) 형성 시 이 층(1117)과 함께 일괄적으로 메우거나 이와는 다른 별도의 재질로 메울 수 있다. 물론 어떠한 방법을 선택하든 이 틈을 채우는 물질은 광투명성을 가지는 것이 바람직하다.
또한 이 실시예에 있어서도, 도 9에서와 같이, 제2전극(1111-ED-Down)들 바로 밑(즉, r→0 방향)에 광반사층(1111-Reflector)이 배치될 수 있다. 이 경우 레이저 빔이 전극들 내부로 진입 또는 투과하지 못하게 된다.
한편 이 실시예에 있어서도 배킹층(1111-B)은 흡음체라는 1차적 역할 외에도 결정형 트랜듀서 엘리먼트(1111-Crystal-Xducer-Ele)들을 고정하는 기부(substrate)로서의 역할도 담당한다. 이외에도 압전 결정(1111-Piezo-Crys)들과 적당한 음향 임피던스 차이를 가짐으로써 결정형 트랜듀서 엘리먼트(1111-Crystal-Xducer-Ele)들이 최대의 감도 성능을 발휘할 수 있도록 한다.
한편, 배킹층(1111-B)은 광확산기(1112)와 일체로 구현될 수 있다. 즉 광확산기(1112) 자체가 배킹층 및 흡음층으로도 기능할 수 있다. 이 경우에는 각 결정형 트랜듀서 엘리먼트(1111-Crystal-Xducer-Ele)들이 산란성 광확산기(1112OD)의 표면에 직접 부착된다.
도 12는 세라믹 또는 단결정 계열의 압전 소재와 폴리머 계열의 압전 소재를 복합하여 구현한 투명 어레이형 트랜듀서의 구조를 보여주는 모식도이다. 광투과성 어레이형 트랜듀서(1111)는 세라믹 또는 단결정 계열의 압전 소재와 폴리머 계열의 압전 소재를 복합시킨 하이브리드(hybrid) 형태로도 구현될 수 있다.
도 12를 참조하면, 일 실시예에 따른 광투과성 어레이형 트랜듀서(1111)는 세라믹 또는 단결정 계열의 압전 소재를 포함하는 제1 어레이형 트랜듀서(1111-Layer1); 및 제1 어레이형 트랜듀서(1111-Layer1) 위에 배치되고, 폴리머 계열의 압전 소재를 포함하는 제2 어레이형 트랜듀서(1111-Layer2)를 포함할 수 있다. 즉 세라믹 또는 단결정으로 제작된 제1 어레이형 트랜듀서(1111-Layer1)의 바깥쪽을 폴리머로 된 제2 어레이형 트랜듀서(1111-Layer2)가 링모양으로 감싸는 형태를 가질 수 있다.
앞서 설명하였듯이, 폴리머 계열의 압전 소재는 세라믹 또는 단결정 계열의 압전 소재와 비교하여 단위 변형 대비 유도 전극 전압이 매우 높고, 음향 임피던스 값도 생체조직과 가깝다는 장점이 있다. 또한 광투과성 어레이형 트랜듀서(1111)의 제조 과정에서도 폴리머 자체의 높은 광투과성과 전극 패터닝(patterning)의 용이성 등이 추가적 장점으로 작용한다. 반면, 세라믹 계열의 압전 소재는 폴리머 계열의 압전 소재보다 전기기계 결합 계수(k)가 높아 에너지적 관점에서 효율이 높고, 상대적으로 높은 퀴리 온도(Curie temperature)로 인해 안전성이 높은 장점이 있다.
이러한 세라믹(또는 단결정)과 폴리머 각각의 장단점들을 서로 보완하기 위하여, 세라믹 또는 단결정으로 제작된 제1 어레이형 트랜듀서(1111-Layer1)를 폴리머로 제작된 제2 어레이형 트랜듀서(1111-Layer2)의 안쪽, 즉 피검체에서 발생한 광음향파가 접근해 오는 방향 그 반대쪽에 배치함으로써, 각각 압전 소재의 장점들을 모두 보유한 하이브리드 형태의 어레이형 트랜듀서(1111)를 구현할 수 있다. 일 예로 도 12에 제시한 모식도와 같이 제1 어레이형 트랜듀서(1111-Layer1)와 제2 어레이형 트랜듀서(1111-Layer2)는 각각 도 8과 도 11에 제시한 어레이형 트랜듀서들과 같은 구조를 가질 수 있다. 이 경우 음향 임피던스가 낮은 제1 어레이형 트랜듀서(1111-Layer1)는 제2 어레이형 트랜듀서(1111-Layer2)의 음향 매칭층과 유사한 역할을, 반대로 음향 임피던스가 높은 제2 어레이형 트랜듀서(1111-Layer2)는 제1 어레이형 트랜듀서(1111-Layer1)의 배킹층과 같은 역할을 하게 된다.
도 12에 도시한 각각의 어레이형 트랜듀서(1111-Layer1 또는 1111-Layer2)에서 전극의 위치와 개수 그리고 간격(즉, 분포 패턴)은 단지 예시를 위한 것일 뿐, 원하는 응용 영역과 성능에 맞게 적절히 선택될 수 있으며, 압전 폴리머 필름(1111-Piezo-Polymer)의 두께도 검출하고자 하는 초음파 대역에 맞게 최적화하여 선택할 수 있다.
이상 광투명성 어레이형 트랜듀서(1111)의 구조에 대하여 설명하였다. 이하 도 1에 제시한 삽입 호스부(1300)의 단면 구조 및 도 3에 제시한 스캐닝 헤드(1110)와 피검체 간의 어쿠스틱 매칭(acoustic matching) 방법에 대해 설명한다.
도 13은 일 실시예에 따른 광음향-초음파 내시경의 삽입 호스부(1300)의 단면을 보여주는 모식도이다.
도 13, 도 1, 도 2를 참조하면, 광음향-초음파 내시경의 삽입 호스부(1300)의 안쪽에는 금속으로 된 메쉬(mesh) 또는 코일(coil) 형태의 메탈 메쉬(1310, metal mesh)가 배치될 수 있다. 메탈 메쉬(1310)는 원통형 호스가 수축하지 않도록 소정의 모양을 유지해 주면서도 자유롭게 휠 수 있어, 그 내부를 지나는 여러 요소들을 감싸듯 보호할 수 있다. 또한 외부의 전자기적 잡음원으로부터 내부 회로나 전선들을 차단 보호한다. 이에 메탈 메쉬(1310)는 한 겹이 아닌 여려 겹으로 이루어질 수 있다.
메탈 메쉬(1310) 안쪽에는 도 1에 도시한 앵귤레이션부(1200)가 원하는 방향으로 휠 수 있도록 해주는 앵귤레이션 와이어(1320)가 배치될 수 있다. 앵귤레이션 와이어(1320)는 내시경 프로브의 중심축을 기준으로 서로 마주하듯 배치된 것들이 한 조를 이루어, 만약 어떤 하나가 말단 삽입부(1100)의 한 쪽 측면을 밀 때 다른 하나는 말단 삽입부(1100)의 반대 쪽 측면을 당기는 식으로 움직여 앵귤레이션부(1200)가 휠 수 있도록 하는 물리력을 전달한다. 이러한 앵귤레이션 와이어(1320)들의 밀고 당김은 도 1에 도시된 두 개의 방향 조종 노브(1500-1, 1500-2)에 의해 조작될 수 있다.
삽입 호스부(1300)의 중심에는 광음향 이미징에 필요한 레이저 펄스를 전달하기 위한 한 가닥 혹은 여러 가닥으로 이루어진 광섬유(1113)가 위치할 수 있다. 광섬유(1113) 주위로는 어레이형 트랜듀서(1111)의 각 트랜듀서 엘리먼트들과 직접 혹은 제1 허브(1115) 등을 경유하는 식으로 연결된 전선 다발(1114), 그리고 악세서리 도구 삽입구(1600)와 악세서리 도구 출구(1170)를 연결하여 각종 바이옵시 도구들이 지날 수 있도록 해주는 악세서리 도구 채널(1370)이 위치할 수 있다. 악세서리 도구 채널(1370) 주변에는 바이옵시 니들 레버(1180)를 조작하는 데 필요한 바이옵시 니들 레버 와이어(1380)가 배치될 수 있다.
이외에도 물 분사구(1190)를 통해 물이 분사될 수 있도록 물을 전달해주는 워터 채널(1390, water channel), 공기를 분사할 수 있도록 공기를 전달해주는 에어 채널(1390-2, air channel), 초소형 CCD 카메라(1150)로부터 획득된 전기 신호를 내시경 프로브의 기부까지 전송해주는 카메라 신호 케이블(1350), 그리고 호스 말단 싸개(1130)에 위치한 조명 광학 장치(1160)에 전원 및 각종 통제 신호를 전송해주는 조명 광학 장치 케이블(1360) 등이 메탈 메쉬(1310)의 내부에 배치될 수 있다. 만약 조명 광학 장치(1160)가 소형 LED(light-emitting diode)나 램프 등으로 이루어진 것이 아닌, 외부(가령, 시스템 콘솔부(4000))로부터 소정의 빛을 유도해 와서 피검체를 조명해 주는 방식으로 작동하는 장치라면, 해당 조명 광학 장치 케이블(1360)은 전선이 아닌 소정의 광섬유 케이블로 대체될 수 있다.
도 14는 내시경 시술시 프로브와 피검체간의 어쿠스틱 매칭(acoustic matching) 문제를 해결하기 위하여 프로브 끝에 풍선을 설치한 구조를 보여주는 모식도이다. 본 광음향 내시경 역시 기존의 초음파 내시경처럼 초음파를 매개로 하여 신호를 획득할 수 있는바, 현재 임상에서 쓰이고 있는 풍선 접촉(balloon contact) 방법을 적용할 수 있다. 이를 위해 스캐닝 헤드(1110) 전체를 풍선(5000)으로 감싸고, 스캐닝 헤드 지지부(1120) 또는 호스 말단 싸개(1130)와 스캐닝 헤드 지지부(1120) 사이에 있는 제2 풍선 고정 마디(1140) 부근에 형성된 매우 작은 유체 주입 구멍(1120-1)을 통하여 풍선에 물을 주입할 수 있다. 물론 풍선(5000) 내에 주입되는 물의 양은 조절될 수 있으며, 이로 인해 풍선이 확장하여 피검체의 벽면에 밀착될 수 있다.
이상 본 발명이 제시한 내시경 시스템을 이용하여 광음향 및 초음파의 2차원 또는 3차원 단층 영상 정보를 얻는 방법을 설명하였다. 그러나 경우에 따라서는 이들 중 일부 영상 정보만(즉, 광음향 영상)을 얻는 시스템 형식으로도 구현될 수 있다. 그리고 도 1에 나타난 여러 세부 시스템 요소들의 구성과 배치에 있어서는, 필요에 따라 몇몇 요소들을 하나의 물리적 단위로 통합시켜 구현할 수 있으며, 그들 안에 있는 세부 요소들의 공간적 위치도 적절히 바꿀 수 있다. 가령 레이저 광원부(2000)와 시스템 콘솔부(4000)를 일체형으로 만들 수 있으며, 내시경 프로브 기부에 연결된 여러 케이블들(1700, 1800, 1900)도 하나로 통합시킬 수 있다.
본 발명에서는 그간 선행 발명들이 갖는 낮은 영상 깊이 문제와 광방출 및 초음파 센싱 영역 간의 불일치 문제를 해결할 수 있는 구체적인 방법과 또 이를 실구현할 수 있는 몇몇 실시예를 함께 제시하였다.
일반적으로 소화기 내시경 분야에서 어레이형 트랜듀서 기반 측면 스캔 방식을 적용하는 이유는 고심도 영상 능력을 추구하고자 하기 위한 것인데, 선행 발명에서는 전술한 문제로 인해 이러한 성능이 매우 미흡하였다. 이에 반해 본 발명에서는 광확산기(1112)와 광투명성 어레이형 트랜듀서(1111)의 개념을 적용함으로써 이상의 문제들을 모두 해결하였음은 물론 기존의 어레이형 트랜듀서 기반 광음향 내시경 시스템들에서 언급한 바 없는, 매우 구체적인 소화기 내시경으로의 응용 방법을 제시하였다.
본 발명에서, "제한된 프로브의 크기 내에서 고심도 영상 도달"이라는, 광음향 내시경 분야 최대의 기술적 난제에 대한 효과적인 해결책을 찾을 수 있었던 가장 핵심적인 이유는 광투과성 어레이형 트랜듀서(1111)를 이용하여 광출구 영역(LEA)과 초음파 센서 영역(USA)을 일치시켰기 때문이다. 또한 이와 같이 광출구와 초음파 센서의 분포 영역을 하나로 통합시킴으로써 선행 발명들이 갖는 광조명 영역(IA)과 초음파 스캔 영역(SA)간의 불일치 문제도 동시에 해결할 수 있다.
본 발명은 도면에 도시된 실시예를 참고로 설명되었으나 이는 예시적인 것에 불과하며, 당해 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이로부터 다양한 변형 및 균등한 다른 실시 예가 가능하다는 점을 이해할 것이다. 따라서, 본 발명의 진정한 기술적 보호 범위는 첨부된 특허청구범위의 기술적 사상에 의하여 정해져야 할 것이다.
1000: 내시경 프로브
1100: 말단 삽입부 1110: 스캐닝 헤드
1111: 어레이형 트랜듀서
1111-Layer1: 제1 어레이형 트랜듀서
1111-Layer2: 제2 어레이형 트랜듀서
1111-B: 배킹층
1111-Piezo-Polymer: 압전 폴리머 필름
1111-ED: 전극
1111-ED-UP: 제1전극
1111-ED-Down: 제2전극
1111-EW: 전선
1111-Piezo-Crys: 압전 결정
1111-Reflector: 광반사층
1111-Crystal-Xducer-Ele: 결정형 트랜듀서 엘리먼트
1112: 광확산기
1112BS: 빔셰이퍼 1112BS-EOM 전기 광학 변조기
1112M: 미러
1112M-PC: 핀쿠션형 미러 1112M-BR: 배럴형 미러
1112P: 프리즘
1112OD: 광산란층
1113: 광섬유
1114: 전선 다발 1115: 제1 허브
1117: 음향 매칭층
1118: 제1 풍선 고정 마디
1119: 투명 윈도우
1120: 스캐닝 헤드 지지부 1120-Nut: 고정용 회전 너트
1120-1: 유체 주입 구멍
1121-Pin: 도전성 연결핀 1121-Base: 절연성 기부
1122: 방수 오링
1130: 호스 말단 싸개 1130-Socket: 연결 소켓
1130-Screw: 체결 스크류
1140: 제2 풍선 고정 마디
1150: 초소형 CCD 카메라
1160: 조명 광학 장치
1170: 악세서리 도구 출구
1180: 바이옵시 니들 레버
1190: 물 분사구
1200: 앵귤레이션부 1300: 삽입 호스부
1310: 메탈 메쉬 1320: 앵귤레이션 와이어
1350: 카메라 신호 케이블 1360: 조명 광학 장치 케이블
1370: 악세서리 도구 채널 1380: 바이옵시 니들 레버 와이어
1390: 워터 채널 1390-2: 에어 채널
1400-1, 1400-2: 기부 손잡이
1500: 방향 조종 노브
1500-1 & 1500-2: X-/Y-방향 조종 노브
1600: 악세서리 도구 삽입구
1700: 프로브-콘솔 통신 케이블
1700-1: 프로브-콘솔 통신 케이블 아탑터
1800: 트랜듀서 데이터 케이블
1800-1: 트랜듀서 데이터 케이블 아답터
1900: 유도 광섬유 케이블 1900-1: 광커플링 아답터
2000: 레이저 광원부
3000: 모니터
4000: 시스템 콘솔부
5000: 풍선
1100: 말단 삽입부 1110: 스캐닝 헤드
1111: 어레이형 트랜듀서
1111-Layer1: 제1 어레이형 트랜듀서
1111-Layer2: 제2 어레이형 트랜듀서
1111-B: 배킹층
1111-Piezo-Polymer: 압전 폴리머 필름
1111-ED: 전극
1111-ED-UP: 제1전극
1111-ED-Down: 제2전극
1111-EW: 전선
1111-Piezo-Crys: 압전 결정
1111-Reflector: 광반사층
1111-Crystal-Xducer-Ele: 결정형 트랜듀서 엘리먼트
1112: 광확산기
1112BS: 빔셰이퍼 1112BS-EOM 전기 광학 변조기
1112M: 미러
1112M-PC: 핀쿠션형 미러 1112M-BR: 배럴형 미러
1112P: 프리즘
1112OD: 광산란층
1113: 광섬유
1114: 전선 다발 1115: 제1 허브
1117: 음향 매칭층
1118: 제1 풍선 고정 마디
1119: 투명 윈도우
1120: 스캐닝 헤드 지지부 1120-Nut: 고정용 회전 너트
1120-1: 유체 주입 구멍
1121-Pin: 도전성 연결핀 1121-Base: 절연성 기부
1122: 방수 오링
1130: 호스 말단 싸개 1130-Socket: 연결 소켓
1130-Screw: 체결 스크류
1140: 제2 풍선 고정 마디
1150: 초소형 CCD 카메라
1160: 조명 광학 장치
1170: 악세서리 도구 출구
1180: 바이옵시 니들 레버
1190: 물 분사구
1200: 앵귤레이션부 1300: 삽입 호스부
1310: 메탈 메쉬 1320: 앵귤레이션 와이어
1350: 카메라 신호 케이블 1360: 조명 광학 장치 케이블
1370: 악세서리 도구 채널 1380: 바이옵시 니들 레버 와이어
1390: 워터 채널 1390-2: 에어 채널
1400-1, 1400-2: 기부 손잡이
1500: 방향 조종 노브
1500-1 & 1500-2: X-/Y-방향 조종 노브
1600: 악세서리 도구 삽입구
1700: 프로브-콘솔 통신 케이블
1700-1: 프로브-콘솔 통신 케이블 아탑터
1800: 트랜듀서 데이터 케이블
1800-1: 트랜듀서 데이터 케이블 아답터
1900: 유도 광섬유 케이블 1900-1: 광커플링 아답터
2000: 레이저 광원부
3000: 모니터
4000: 시스템 콘솔부
5000: 풍선
Claims (22)
- 내시경 프로브의 삽입부 내부를 따라 배치되는 광섬유;
상기 광섬유를 통해 전달된 레이저 빔을 상기 내시경 프로브의 중심축에 수직인 평면을 따라 반경 방향(radial direction)으로 확산시키도록 구비된 광확산기; 및
상기 확산된 레이저 빔이 통과할 수 있고, 초음파를 자체적으로 발생시키거나 피검체로부터 전파해 오는 초음파를 검출할 수 있도록 구비되며, 상기 광확산기의 바깥에서 상기 내시경 프로브의 중심축을 기준으로 상기 광확산기를 360°둘러싸는 원통형의 어레이형 트랜듀서(array-type transducer);를 포함하면서,
상기 확산된 레이저 빔이 상기 어레이형 트랜듀서를 빠져나오는 광방출 영역과, 상기 어레이형 트랜듀서가 초음파를 센싱(sensing)하는 초음파 센서 엘리먼트(element)들이 분포하는 영역이 서로 중첩되도록 구비된, 광음향-초음파 내시경. - 제1항에 있어서,
상기 광확산기로부터 확산된 상기 레이저 빔은, 상기 어레이형 트랜듀서의 원통 모양의 옆면 전 영역을 통과하는, 광음향-초음파 내시경.
- 삭제
- 제1항에 있어서,
상기 어레이형 트랜듀서의 바깥쪽 면의 적어도 일부를 덮으며, 광을 투과시키는 물질을 포함하는 음향 매칭층을 더 포함하는, 광음향-초음파 내시경. - 제4항에 있어서,
상기 음향 매칭층은 폴리메틸펜텐(polymethylpentene; TPX)을 포함하는, 광음향-초음파 내시경. - 제1항에 있어서,
상기 광확산기는,
상기 어레이형 트랜듀서의 중심부에 배치되고, 반사면을 가져 상기 광섬유를 통해 전달된 레이저 빔을 반경 방향으로 확산시키는 미러; 및
상기 미러와 상기 광섬유 사이에 배치되고, 상기 광섬유를 통해 전달된 레이저 빔의 크기를 확장시키거나 그 진행 방향을 꺾어주는 빔셰이퍼(beam shaper)를 포함하는, 광음향-초음파 내시경. - 제6항에 있어서,
상기 빔셰이퍼는 상기 레이저 빔을 원하는 시점에 특정 방향으로 집중시킬 수 있는 전기 광학 변조기(electro-optic modulator)를 포함하는, 광음향-초음파 내시경. - 제6항에 있어서,
상기 미러는 원추(cone) 형태를 가지는, 광음향-초음파 내시경. - 제6항에 있어서,
상기 미러는 오목한 원추(concave cone) 형태를 가지는, 광음향-초음파 내시경. - 제6항에 있어서,
상기 미러는 볼록한 원추(convex cone) 형태를 가지는, 광음향-초음파 내시경. - 제6항에 있어서,
상기 광확산기는,
상기 미러의 바깥쪽을 둘러싸는 형태로 상기 어레이형 트랜듀서의 안쪽에 배치되는 원통형의 광산란층;을 더 포함하는, 광음향-초음파 내시경. - 제11항에 있어서,
상기 광산란층의 감쇄 산란계수(μs': reduced scattering coefficient) 값은 0.1 cm-1 이하인, 광음향-초음파 내시경. - 제1항에 있어서,
상기 광확산기는,
상기 어레이형 트랜듀서의 중심부에 배치되고, 원추 형태의 함몰부를 가져 상기 광섬유를 통해 전달된 레이저 빔을 광학적 전반사(total internal refelction) 원리에 따라 반경 방향으로 확산시키는 회전 대칭 모양의 프리즘; 및
상기 프리즘과 상기 광섬유 사이에 배치되고, 상기 광섬유를 통해 전달된 레이저 빔을 확장시키는 빔셰이퍼(beam shaper)를 포함하는, 광음향-초음파 내시경. - 제1항에 있어서,
상기 어레이형 트랜듀서는,
소정의 두께를 갖는 압전층;
상기 압전층의 제1면에, 1차원 또는 2차원 어레이(array) 형태로 배치된 복수 개의 제1전극;
상기 제1면과 대향하는 상기 압전층의 제2면에, 상기 복수 개의 제1전극과 평행하게 배치된 복수 개의 제2전극;을 포함하는, 광음향-초음파 내시경. - 제14항에 있어서,
상기 광확산기와 상기 압전층 사이에 배치되는 투명 배킹층(backing layer)을 더 포함하는, 광음향-초음파 내시경. - 제14항에 있어서,
상기 제1전극 및 상기 제2전극은 투명 전극인, 광음향-초음파 내시경. - 제16항에 있어서,
상기 제1전극 및 상기 제2전극은 인듐주석산화물(Indium Tin Oxide; ITO), 인듐아연산화물(Indium Zinc Oxide; IZO), 아연산화물(Zinc Oxide; ZnO), 인듐산화물 (Indium Oxide, In2O3), 인듐갈륨산화물(Ge-doped In2O3, IGO), 알루미늄-아연산화물(Aluminum-doped Zinc Oxide; AZO)을 포함하는 그룹 중 어느 하나를 포함하는, 광음향-초음파 내시경. - 제14항에 있어서,
상기 복수 개의 제1전극 및 상기 복수 개의 제2전극은 불투명 전극을 포함하는, 광음향-초음파 내시경. - 제18항에 있어서,
상기 제2전극 및 상기 광확산기 사이에 배치되는 광반사층을 더 포함하는, 광음향-초음파 내시경. - 제1항에 있어서,
상기 어레이형 트랜듀서는,
세라믹 또는 단결정 계열의 압전 소재를 포함하는 제1 어레이형 트랜듀서; 및
상기 제1 어레이형 트랜듀서(1111-Layer1)의 바깥쪽을 둘러싸고, 폴리머 계열의 압전 소재를 포함하는 제2 어레이형 트랜듀서;를 포함하는, 광음향-초음파 내시경. - 광섬유;
상기 광섬유를 바깥에서 감싸 보호하는 삽입 호스부;
상기 삽입 호스부의 한 쪽 끝에 배치된 호스 말단 싸개;
상기 호스 말단 싸개의 한 쪽 끝에 배치되며, 상기 호스 말단 싸개와 탈부착할 수 있도록 구비된 스캐닝 헤드;를 포함하고,
상기 스캐닝 헤드는,
상기 광섬유를 통해 전달된 레이저 빔을 내시경 프로브의 중심축에 수직인 평면을 따라 반경 방향(radial direction)으로 확산시키도록 구비된 광확산기; 및
상기 확산된 레이저 빔이 통과할 수 있고, 초음파를 자체적으로 발생시키거나 피검체로부터 전파해 오는 초음파를 검출할 수 있도록 구비되며, 상기 광확산기의 바깥에서 상기 내시경 프로브의 중심축을 기준으로 상기 광확산기를 360°둘러싸는 형태의 원통형 어레이형 트랜듀서(array-type transducer);를 포함하면서,
상기 확산된 레이저 빔이 상기 어레이형 트랜듀서를 빠져나오는 광방출 영역과, 상기 어레이형 트랜듀서가 초음파를 센싱하는 초음파 센서 엘리먼트(element)들이 분포하는 영역이 서로 중첩되도록 구비된, 광음향-초음파 내시경. - 내시경 프로브의 삽입부 내부를 따라 배치되는 광섬유;
상기 광섬유를 통해 전달된 레이저 빔을 상기 내시경 프로브의 말단에서 소정의 방향으로 확산시킬 수 있도록 구비된 광확산기;
상기 확산된 레이저 빔이 통과할 수 있고, 초음파를 자체적으로 발생시키거나 피검체로부터 전파해 오는 초음파를 검출할 수 있도록 구비된 어레이형 트랜듀서(array-type transducer); 및
상기 검출된 초음파 신호를 처리하는 시스템 콘솔부;를 포함하면서,
상기 확산된 레이저 빔이 상기 어레이형 트랜듀서를 빠져나오는 광방출 영역과, 상기 어레이형 트랜듀서가 초음파를 센싱하는 초음파 센서 엘리먼트(element)들이 분포하는 영역이 서로 중첩되도록 구비되며,
상기 시스템 콘솔부는 상기 확산된 레이저 빔이 상기 어레이형 트랜듀서에 일부 흡수되면서 발생한 광음향파가 상기 피검체쪽으로 전파해 간 후 상기 피검체로부터 반사되어 돌아옴으로 인해 상기 피검체 자체에서 발생한 광음향 신호와 섞일 경우, 상기 광음향 신호에 의해 발생된 광음향 이미지 상의 아티팩트(artifact)를 상기 광음향 이미지와 별개로 수행한 초음파 이미지를 바탕으로 디콘볼루션(deconvolution)하여 제거하는, 광음향 초음파 내시경.
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020170115911A KR102045470B1 (ko) | 2017-09-11 | 2017-09-11 | 래디얼 어레이 트랜듀서 기반 광음향-초음파 내시경 시스템 |
| US16/127,097 US11660071B2 (en) | 2017-09-11 | 2018-09-10 | Radial array transducer-based photoacoustic and ultrasonic endoscopy system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020170115911A KR102045470B1 (ko) | 2017-09-11 | 2017-09-11 | 래디얼 어레이 트랜듀서 기반 광음향-초음파 내시경 시스템 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| KR20190028955A KR20190028955A (ko) | 2019-03-20 |
| KR102045470B1 true KR102045470B1 (ko) | 2019-11-15 |
Family
ID=65630152
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| KR1020170115911A KR102045470B1 (ko) | 2017-09-11 | 2017-09-11 | 래디얼 어레이 트랜듀서 기반 광음향-초음파 내시경 시스템 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US11660071B2 (ko) |
| KR (1) | KR102045470B1 (ko) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2022163944A1 (ko) * | 2021-02-01 | 2022-08-04 | 포항공과대학교 산학협력단 | 투명 초음파 센서가 결합된 광음향 검출 시스템 |
Families Citing this family (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR102277630B1 (ko) | 2019-05-15 | 2021-07-14 | 서강대학교산학협력단 | 소형 프로브 |
| KR102262755B1 (ko) * | 2019-05-15 | 2021-06-08 | 서강대학교산학협력단 | 초음파 변환기 및 초음파 변환기의 제작방법 |
| WO2021016767A1 (zh) * | 2019-07-26 | 2021-02-04 | 深圳先进技术研究院 | 一种超声波内窥镜探头及超声波内窥镜系统 |
| WO2021028882A1 (en) * | 2019-08-14 | 2021-02-18 | Baylis Medical Company Inc | Medical sheath and systems and methods for using medical sheath |
| CN110367943A (zh) * | 2019-08-23 | 2019-10-25 | 中国科学技术大学 | 相控阵超声换能器和超声相控检测系统 |
| KR102411284B1 (ko) * | 2019-09-20 | 2022-06-21 | 포항공과대학교 산학협력단 | 투명 초음파 센서 및 그 제조방법 |
| CN110811496A (zh) * | 2019-10-29 | 2020-02-21 | 四川知周光声医疗科技有限公司 | 一种光声内窥镜探头及系统 |
| CN112450882B (zh) * | 2020-11-20 | 2022-07-29 | 深圳先进技术研究院 | 超声探头、内窥镜、内窥成像系统以及内窥成像方法 |
| JP2022158714A (ja) * | 2021-04-02 | 2022-10-17 | 日立金属株式会社 | 周面発光線状導光体及びその製造方法 |
| WO2023220445A2 (en) * | 2022-05-12 | 2023-11-16 | Light Field Lab, Inc. | Haptic devices |
| WO2023250132A1 (en) * | 2022-06-24 | 2023-12-28 | The Johns Hopkins University | Devices and methods for ultrasound and photoacoustic scanning |
| CN116158720B (zh) * | 2022-12-30 | 2023-11-21 | 深圳开立生物医疗科技股份有限公司 | 光学-光声-超声复合内窥镜和内窥镜系统 |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006212077A (ja) * | 2005-02-01 | 2006-08-17 | Olympus Medical Systems Corp | 電子ラジアル型超音波プローブ |
| CN101912250A (zh) * | 2010-05-24 | 2010-12-15 | 华南师范大学 | 一种血管内光声超声双模成像内窥镜装置及其成像方法 |
| JP2015016020A (ja) * | 2013-07-09 | 2015-01-29 | オリンパス株式会社 | 照明装置 |
Family Cites Families (24)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4543960A (en) | 1983-04-11 | 1985-10-01 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Transesophageal echo cardiography scanhead |
| SU1478064A1 (ru) * | 1987-05-18 | 1989-05-07 | Киевский технологический институт легкой промышленности | Способ измерени оптической длины волоконных световодов |
| US4982724A (en) | 1987-12-28 | 1991-01-08 | Olympus Opicals Co. | Endoscope apparatus |
| JP2886973B2 (ja) | 1990-04-09 | 1999-04-26 | オリンパス光学工業株式会社 | 体腔内超音波診断装置 |
| US5337381A (en) * | 1993-01-21 | 1994-08-09 | Fiberguide Industries | Fiber optic cylindrical diffuser |
| US6515402B2 (en) * | 2001-01-24 | 2003-02-04 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Array of ultrasound transducers |
| US20070206193A1 (en) * | 2004-01-13 | 2007-09-06 | Glucon, Inc. | Photoacoustic Sensor |
| US7692364B2 (en) | 2004-09-16 | 2010-04-06 | Olympus Medical Systems Corporation | Ultrasonic probe |
| US7386203B2 (en) * | 2005-06-30 | 2008-06-10 | Lawrence Livermore National Security, Llc | System for diffusing light from an optical fiber or light guide |
| US8758251B2 (en) | 2006-02-16 | 2014-06-24 | Fujifilm Corporation | Ultrasound endoscope |
| US20110021924A1 (en) | 2007-02-09 | 2011-01-27 | Shriram Sethuraman | Intravascular photoacoustic and utrasound echo imaging |
| EP2231018A4 (en) * | 2007-12-12 | 2012-11-21 | Jeffrey J L Carson | THREE-DIMENSIONAL PHOTOACUSTIC IMAGING APPARATUS AND METHOD FOR CALIBRATING AN IMAGING APPARATUS |
| WO2010009412A2 (en) * | 2008-07-18 | 2010-01-21 | University Of Rochester Medical Center | Low-cost device for c-scan photoacoustic imaging |
| US8764666B2 (en) * | 2008-10-28 | 2014-07-01 | The Regents Of The University Of California | Ultrasound guided optical coherence tomography, photoacoustic probe for biomedical imaging |
| WO2010080991A2 (en) * | 2009-01-09 | 2010-07-15 | Washington University In St. Louis | Miniaturized photoacoustic imaging apparatus including a rotatable reflector |
| US8932223B2 (en) | 2009-11-02 | 2015-01-13 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Catheter for intravascular ultrasound and photoacoustic imaging |
| JP5647941B2 (ja) * | 2011-04-27 | 2015-01-07 | 富士フイルム株式会社 | 光音響撮像装置およびそれに用いられるプローブユニット並びに内視鏡 |
| JP5856032B2 (ja) * | 2012-09-28 | 2016-02-09 | 富士フイルム株式会社 | 光音響計測装置および光音響計測装置用プローブ |
| US9274688B2 (en) | 2012-12-14 | 2016-03-01 | Micro Focus (IP) Development Limited | Interfacing systems and methods |
| US10939826B2 (en) * | 2012-12-20 | 2021-03-09 | Philips Image Guided Therapy Corporation | Aspirating and removing biological material |
| KR20140126554A (ko) | 2013-04-23 | 2014-10-31 | 한국전기연구원 | 의료용 영상 스캐너 |
| US20150208924A1 (en) * | 2014-01-27 | 2015-07-30 | Covidien Lp | Photoacoustic sensors with diffusing elements for patient monitoring |
| US10813555B2 (en) * | 2014-01-30 | 2020-10-27 | The General Hospital Corporation | Apparatus, systems and methods for characterizing, imaging and/or modifying an object |
| EP3443886A1 (en) * | 2017-08-16 | 2019-02-20 | Helmholtz Zentrum München - Deutsches Forschungszentrum für Gesundheit und Umwelt (GmbH) | Device for endoscopic optoacoustic imaging, in particular for endoscopic optoacoustic imaging of cavities and hollow objects |
-
2017
- 2017-09-11 KR KR1020170115911A patent/KR102045470B1/ko active IP Right Grant
-
2018
- 2018-09-10 US US16/127,097 patent/US11660071B2/en active Active
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006212077A (ja) * | 2005-02-01 | 2006-08-17 | Olympus Medical Systems Corp | 電子ラジアル型超音波プローブ |
| CN101912250A (zh) * | 2010-05-24 | 2010-12-15 | 华南师范大学 | 一种血管内光声超声双模成像内窥镜装置及其成像方法 |
| JP2015016020A (ja) * | 2013-07-09 | 2015-01-29 | オリンパス株式会社 | 照明装置 |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2022163944A1 (ko) * | 2021-02-01 | 2022-08-04 | 포항공과대학교 산학협력단 | 투명 초음파 센서가 결합된 광음향 검출 시스템 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| KR20190028955A (ko) | 2019-03-20 |
| US11660071B2 (en) | 2023-05-30 |
| US20190076119A1 (en) | 2019-03-14 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| KR102045470B1 (ko) | 래디얼 어레이 트랜듀서 기반 광음향-초음파 내시경 시스템 | |
| KR101994937B1 (ko) | 어레이 트랜듀서 기반 측면 스캔 광음향-초음파 내시경 시스템 | |
| KR101903074B1 (ko) | 회전형 동축 광-전자기 도파관 집합체를 포함하는 광음향-초음파 내시경 시스템과 그 구현 방법 | |
| KR102001980B1 (ko) | 광음향-초음파 미니 내시경 프로브 | |
| JP6174658B2 (ja) | 対象体の断層光音響撮像用の手持ち式装置及び方法 | |
| US9702854B2 (en) | Photoacousticbracket, photoacoustic probe and photoacoustic imaging apparatus having the same | |
| US20150005613A1 (en) | Method and apparatus to enhance light illuminating intensity and diffusivity | |
| JP6625746B2 (ja) | 超音波内視鏡、及びその製造方法 | |
| US20220133273A1 (en) | Transparent ultrasound transducers for photoacoustic imaging | |
| JP6571870B2 (ja) | 超音波内視鏡 | |
| CN109199332B (zh) | 基于光反射式的光声及超声双模态内窥成像装置及方法 | |
| US20190117200A1 (en) | Ultrasonic endoscope | |
| WO2018003737A1 (ja) | 超音波内視鏡 | |
| JP5876196B1 (ja) | 超音波内視鏡 | |
| WO2016031700A1 (ja) | 光音響波検出器および光音響画像化装置 | |
| KR20140126554A (ko) | 의료용 영상 스캐너 | |
| KR102011975B1 (ko) | 회전형 동축 광-전자기 도파관 집합체를 포함하는 광음향-초음파 내시경 시스템과 그 구현 방법 | |
| US20230243967A1 (en) | Transparent ultrasound transducer with light beam shaping and the method for assembling the same | |
| JP5194839B2 (ja) | 回転型光照射装置 | |
| JP2010042042A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JPWO2018003310A1 (ja) | 超音波内視鏡 | |
| KR20220141507A (ko) | 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브, 내시경 장치 및 카테터 장치 | |
| KR20160149269A (ko) | 광음향 아이솔레이터를 구비한 프로브 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A201 | Request for examination | ||
| E902 | Notification of reason for refusal | ||
| E701 | Decision to grant or registration of patent right | ||
| GRNT | Written decision to grant |