KR102654984B1 - 분광영역 광비선형성 단층촬영장치 - Google Patents

분광영역 광비선형성 단층촬영장치 Download PDF

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Abstract

본 발명에 따르는, 광학단층촬영장치는, 광원에서 주사된 광을 생체조직에 해당하는 샘플로 주입하는 샘플광로계; 상기 광원에서 주사된 광을 채집하는 기준광로계; 및 상기 샘플광로계로부터 전달된 상기 샘플로부터 반사된 샘플광과 상기 기준광로계로부터 전달된 기준광을 간섭시켜 상기 샘플에 대한 단층영상을 검출하는 검출부를 포함한다. 상기 검출부는, 상기 샘플광과 상기 기준광을 입사받아 상기 샘플광 및 상기 기준광과 다른 파장을 갖는 비선형광을 생성시키는 비선형결정; 및 상기 비선형광으로부터 깊이방향신호를 검출하는 이미지센서;를 포함한다.

Description

분광영역 광비선형성 단층촬영장치{SPECTRAL DOMAIN - OPTICAL NONLINEARITY TOMOGRAPHY (SD-ONT) DEVICE}
본 발명은 분광영역 광비선형성 단층촬영장치에 관한 것으로서, 보다 상세하게는, 종래의 OCT장치보다 영상 대조비와, 영상 검출속도, 관찰 깊이가 더 우수한 단층촬영장치에 관한 것이다.
광결맞음단층촬영(optical coherence tomography; OCT)은 빛을 이용하여 생체 조직의 내부를 관찰할 수 있는 기술로서 안과, 심혈관 등 분야에서 사용되는 첨단 의료진단기술이다. OCT 방식 중에는 시간영역(time domain), 분광영역(spectral domain) 및 스웹소스(swept source) 방식 등이 있다. 이 중 분광영역 방식의 OCT 시스템은 일정 수준 이상의 성능을 확보하면서도 제조원가는 그다지 높지 않아 각광을 받는 방식이다.
도 1을 참조하면, 종래의 OCT 장치의 구조를 확인할 수 있다. 도 1은 분광영역(spectral domain : SD) OCT 장치(이하, SD-OCT라고 함)에 관한 것이다. 구체적으로, 광원부, 광분리기, 샘플광로계, 기준광로계, 검출부를 포함하는 구조로 형성된다. 이때, 광원부는 파장대역이 넓고 저간섭성(low-coherence) 광원을 사용하는데, 광원부에서 발생된 광원은 광분리기를 거쳐 샘플광로계와 기준광로계로 나뉘어 주사된다. 이때, 샘플광로계의 경우, 샘플(단층촬영에서는 주로, 생체조직)로 입사되어 반사 또는 산란된 광이 다시 돌아오게 되며, 기준광로계의 경우, 광분리기에서 나온 광이 거울에 반사되어 다시 돌아오게 된다. 이때, 다시 돌아온 기준광과 샘플광이 검출부에서 합쳐져 간섭을 일으키게 되고, 이 간섭신호를 검출하여 샘플에 대한 단층촬영영상을 획득하게 된다. SD-OCT의 경우 좀더 자세히 언급하면, 검출부는 되돌아온 기준광과 샘플광의 스펙트럼을 펼쳐서, 일반적으로 선형스캔카메라(line scan camera)라고 불리우는 선 형태의 검출어레이(Detector Array)(또는 이미지센서)에 집광시켜 각 파장별로 입력광을 전기신호로 바꾸게 된다.
일반적으로 검출기(detector)가 하는 일은, 입사되는 광자(photon)을 전류로 바꿔 주는 것인데, 출력되는 전류는 입사광의 에너지에 비례하므로, OCT에서 검출기에서 측정되는 전류는 수학적으로는 아래와 같이 표현될 수 있다.
여기서, ρ는 입력광파워에 대한 출력전류값의 반응도(responsivity)이고, < > 표시는 노출시간동안의 적분의 의미이며, | |는 복소수의 크기(amplitude)이고, Er과 Es는 각각 기준광 전기장, 샘플광 전기장을 표시하며, *는 컬레복소수를 의미한다. 위 식을 추가로 연산하면
와 같이 되는데, 4개의 항 중 첫번째 항()은 기준광의 세기, 두번째항()은 샘플광의 세기인데 보통 기준광보다 훨씬 약하여 무시되고, 세번째항()과 네번째 항()은 추가 연산되어 2 Re {ER Es *}로 표현되는데, 2ER Es *의 실수값이란 의미로, OCT의 핵심인 간섭항이 된다.
SD-OCT에서, 이미지센서에서 측정된 신호는 일반적으로 도 2와 같다. 도2의 그래프를 참조하면, X축은 이미지센서의 각 픽셀의 일련번호인데, 대략적으로 입력광의 파장성분에 비례하며, Y축은 수학식2 의 전류값이 전압값으로 변환된 세기값에 해당된다. 도2의 그래프를 참조하면, 특정한 추세선을 따라 요동치는 잡음과 같은 형태의 성분들이 검출됨을 확인할 수 있다. 이때, 전기신호 분석에서의 명칭을 차용하여, 요동치는 잡음과 같은 형태의 성분을 AC(alternating current) 성분이라 호칭하고, 이러한 AC성분이 따르는 특정한 추세선을 DC(direct current) 성분이라 호칭할 수 있다. 수학식2를 참조하면, 첫번째 항, 즉 기준광의 세기가 DC성분에 해당하고, 세번째 및 네번째 항의 합, 즉, 간섭신호가 AC 성분에 해당한다. 두번째 항은 첫번째 항보다 매우 작아 무시될 수 있다.
도2의 그래프에서 표현된 바와 같이, SD-OCT의 검출부에서는 간섭신호에 해당하는 AC 성분만 필요함에도 불구하고, 이미지 센서의 동적범위 (Dynamic range)의 대부분을 DC성분이 점유하게 된다. 따라서, 최종적인 단층촬영영상의 대조비는 DC 성분이 차지하는 만큼 낮아지게 된다. 안과에서 가장 많이 쓰는 장비임에도 제한된 대조비를 갖는 영상이 제공될 수 밖에 없는 것이다. 이는 가장 성능이 좋은 스웹소스 OCT (SS-OCT : Swept Source - OCT) 방식에서도 마찬가지이다. SS-OCT에서는 주로 balanced detector가 사용되어, 동일한 신호를 2개의 검출기가 AC성분의 위상만 180도 차이가 나게 검출한 후 그 차이만 뽑아낸다. 즉, 첫번째 검출기에서는 DC+AC 성분을, 두번째 검출기에서는 DC-AC 성분을 검출한 후 차이를 구하면 2AC의 값을 얻을 수 있는 것이다. 이 과정에서 DC를 제거하는 편리함이 있지만, 여전히 간섭신호에 해당하는 AC성분만을 검출하지 못하고 훨씬 크기가 큰 DC 성분까지 같이 측정하면서 대조비를 감소시키게 된다.
따라서 광학단층촬영 기술에 있어서, DC 성분 없이 AC 성분만을 검출해 낸다면 영상의 대조비를 극대화되어 매우 이상적인 기술을 구현해내었다고 볼 수 있게 된다.
도2 또는 각 파장별로 수학식 2와 같이 측정된 신호는 일반적으로 도3의 과정을 거쳐서 깊이에 대한 신호로 변환된다. 첫째, DC성분 제거 단계에서는, 샘플광의 입사를 막았을 때 검출되는 신호를 미리 저장하여 매번 빼주는 방식 등을 이용하여 간섭신호를 제외한 배경신호( 즉 DC성분)을 제거한다. 둘째, 이렇게 취득된 간섭신호는 파장축에 따라 표시되는데, 이를 파수(wavenumber)에 따라 표시될 수 있도록 재샘플링(resampling)하는 작업을 거친다. 이는 푸리에변환을 통하여 대응되는 물리적인 개념이 시간과 주파수 아니면 길이와 파수에 해당하기 ‹š문에, 깊이방향의 신호를 얻기 위해서는 파수에 따른 간섭신호를 푸리에 변환해야 하기 때문이다. 여기에서는 파수는 파장의 역수관계, 엄밀히는, k = 2π/λ의 관계식이 사용된다. 셋째, 푸리에 변환을 실행한다. 푸리에변환은, 중앙선을 기준으로 좌우대칭인 신호에 대해서는 비대칭인 결과를 도출하고, 비대칭인 입력에 대해서는 좌우 대칭인 결과를 도출한다. 따라서, 비대칭적인 신호인, 파수에 따른 간섭신호에 대한 푸리에변환의 결과는, 도 4의 가로축의 값 중 깊이 z = 0에 해당하는 값은 기준광과 샘플광 간의 경로차가 없는 것을 의미하는데, 이 z = 0을 기준으로 그래프 상의 신호는 좌우대칭인 결과로 나타난다. 따라서, 거울영상(mirror image)에 해당하는 z=0을 기준으로 좌측의 신호는 폐기하게 된다. 이후, z > 0인 영역의 신호만을 추출한 후, 추출한 신호를 절대값 제곱하여, 위상을 제거한 크기 성분만을 만든 후 로그연산을 하여 크기가 큰 성분들은 압축한다. 이를 통해 샘플의 한 지점에서 깊이에 따른 OCT값을 얻어낸다(이를 A-scan이라고 부른다). 빔스캐너(beam scanner 또는 beam steering)를 이용하여 샘플광이 샘플의 횡축에 따라 이동하도록 하면서, 이 A-scan을 반복하여 모으면 OCT 단면영상의 한 프레임을 완성한다 (이를 B-scan이라고 한다). 이상의, SD-OCT의 신호처리 과정은 대표적인 것으로, 이밖에 해닝윈도우, 분산제거 등 최상의 영상 품질을 위한 추가 과정들이 있을 수 있다.
도4의 그래프에는, 도 2의 DC 성분이 푸리에변환된 후, z = 0 부근에 표시되어 있다. 푸리에변환 이전에 DC 성분이 제거되지 않으면, 불필요한 이 부분의 세기가 커져서 최종 단면영상이 좋지 않아, 사전 제거작업이 필요하다. 일반적으로, 도3의 과정들은 컴퓨터로 수행되는데, 연산을 빠른 속도로 반복적으로 수행한 후 매번 거울영상을 버려야 하기 때문에, 분광영역 OCT에서는 컴퓨터 연산의 낭비가 초래된다. 이는 동일한 과정이 필요한 스웹소스 OCT에서도 마찬가지이다.
깊이 z > 0의 영역은 샘플광 경로가 기준광 경로보다 클 때를 의미하는데, 만약 샘플광 경로가 기준광 경로보다 작아져서 z<0이 되면, z<0의 영역은 제거되므로, 연속적으로 볼 수 없게 된다. 따라서, z<0의 영역은 z>0의 영역에 거울영상으로 나타나는 것을 통해 볼 수 있게 된다. 따라서 샘플광의 신호 중 기준광보다 가까운 곳에서 돌아오는 신호는 뒤집힌 영상으로 보인다. 구체적으로, 도 5a 내지 도 5c를 참고하여 설명한다. 도 5a 내지 도 5c는 OCT 장치를 통해 망막을 촬영한 단층촬영영상의 모식도이다. 도 5a 에서 도 5c로 갈수록 OCT장치를 눈에 더 가까이 가져가서 촬영한 것을 의미한다. 각 도면에서 zero delay line은 기준광과 샘플광 간의 경로차가 없는 지점을 의미하는 것으로서, 도 4의 z = 0인 지점과 대응된다. 도 5a 를 참조하면, 망막표면에 해당하는 LINE이 영상 내에서 하단 일 영역에 위치해 있다. 그런데, 도 5b를 참조하면, 망막표면에 해당하는 LINE이 영상의 상단으로 약간 상향 이동한 것을 확인할 수 있다. 즉, 도 5a에서 도5b로 갈수록, 즉, OCT 장치에 피검자의 눈이 더 가까이 갈수록, 단층영상과 zero delay line이 인접하게 됨을 알 수 있습니다. 도 5b에서 보다 더 OCT장치와 눈이 더 가까워졌을 경우, 도 5c와 같이, 망막표면에 해당하는 LINE이 zero delay line을 넘어서게 되는 부분이 발생되는데, zero delay line을 넘는 부분은 미러(mirror) 이미지 처럼 뒤집혀서 보여 질 수 있다.
즉, 종래 OCT 장치의 경우, 대칭적인 단층영상을 취득하기 때문에, 도출된 전체 영상의 1/2 밖에 활용하지 못하게 되고, z<0인 영역은 뒤집힌 채로 기존 영상에 중첩되어 표현된다는 한계가 존재하는 것이다.
본 발명은 전술한 종래 기술의 문제점을 해결하기 위한 것으로서, 종래의 OCT 장치보다 영상 대조비가 더 높고, 처리속도가 더 빠르고, 생체조직 관찰가능깊이가 더 깊은 결과물을 가져다줄 수 있는 광학단층촬영장치를 제공하는 것을 목적으로 한다.
이러한 경우, 본 발명의 장치가 안과에서 사용될 때, 망막 내부 깊은 곳 까지 정확한 진단이 가능하도록 한다.
본 발명의 일 실시예에 따르는, 광학단층촬영장치는, 광원에서 주사된 광을 생체조직에 해당하는 샘플로 주입하는 샘플광로계; 상기 광원에서 주사된 광을 채집하는 기준광로계; 및 상기 샘플광로계로부터 전달된 후 상기 샘플로부터 반사된 샘플광과 상기 기준광로계로부터 전달된 기준광을 조합하여 상기 샘플에 대한 단층영상을 검출하는 검출부를 포함하되, 상기 검출부는, 상기 샘플광과 상기 기준광을 입사받아, 분광영역 OCT처럼 간섭을 일으키는 대신 상기 샘플광 및 상기 기준광이 분광영역에서 비선형 결정(nonlinear crystal)을 통과하면서 믹싱(mixing)되어 생성된 비선형광으로부터 깊이방향신호를 이미지센서에서 검출하는 장치이다. 이때, 상기 샘플광과 상기 기준광의 분광영역에서의 파장성분들은, 비선형결정에서 서로 만날 때에, 시간과 공간에 따라 변하는 위상성분이 서로 상쇄되면서 비선형광이 생성될 수 있도록 분포하게 하여, 생성된 비선형광이 렌즈를 통과하면서 공간상의 푸리에변환이 일어났을 때 공간상에서 스윕(sweep)하도록 하는 성분이 더 이상 존재하지 않도록 하여, 이미지센서 상에 깊이 방향의 신호가 검출이 되도록 한다. 상기 검출부는, 분광영역에서 검출부가 동작할 수 있도록 하는 분광적 분해광 생성기가 필요한데, 대표적으로 분광영역 OCT에서처럼 회절격자와 렌즈 조합으로 이루어질 수 있다. 따라서, 상기 검출부는, 상기 샘플광과 상기 기준광이 위상성분이 서로 상쇄되면서 비선형광이 생성될 수 있도록 각 파장영역별로 펼쳐진 스펙트럼 형태로 변환한 다음 집광하는 분광적 분해광 생성기; 상기 분광적 분해광 생성기를 통해 입사된 상기 샘플광과 상기 기준광을 믹싱하여 비선형광을 생성하기 위해 비선형결정(nonlinear crystal)을 포함하는 상기 비선형광 생성기; 렌즈를 포함하여, 상기 비선형광생성기로부터 출력된 광을 푸리에변환시키는 푸리에변환기; 및 상기 렌즈의 초점거리에 위치하여, 상기 푸리에변환된 비선형광을 전기신호로 변환하여, 깊이방향에 따라 표시할 수 있는 이미지 센서를 포함하는 영상취득기;를 포함할 수 있다.
상기 비선형결정에서는 세 파동 믹싱(three wave mixing) 또는 네 파동 믹싱(four wave mixing)의 비선형현상이 일어날 수 있다. 세 파동 믹싱에서는 2개의 입력광이 믹싱되어 새로운 파장의 파동이 생성되고, 네 파동 믹싱에서는 3개의 입력광이 믹싱되어 4번째 새로운 파장의 파동이 생성된다.
상기 검출부의 비선형결정에서 세 파동 믹싱이 일어나게 하면, 두 개의 입력광의 파장을 λ1 및 λ2라고 할 때, 생성된 비선형광의 파장은 1/λ3 = 1/λ1 + 1/λ2 이 되고, 이 경우를 합주파수믹싱(sum frequency mixing)으로 부른다.이 때, 전술한 대로, 두 입력광의 공간상 스윕(sweep)을 일으키는 위상성분을 상쇄시키기 위해서, 상기 분광적 분해광 생성기에서의 회절격자는, 상기 샘플광을 회절시키는 제 1 회절격자와 상기 기준광을 회절시키는 제 2 회절격자를 포함하되, 상기 제 1 회절격자와 제 2 회절격자는 서로 대칭적으로 배치되고, 상기 샘플광의 스펙트럼과 상기 기준광의 스펙트럼이 서로 반대로 배치되어 동일한 초점거리의 렌즈를 통과하여 상기 비선형결정으로 입사되도록 설계될 수 있다. 즉, 이 광단층촬영장치의 광원의 중심파장이 λc, 최저파장이 λmin, 최고파장이 λmax라고 할 때, 비선형결정에 입사되는 두 입사광의 중심파장 λc 은 동일한 위치로 입사하고, 상기 샘플광의 파장이 λ1 = λmin인 위치에서 상기 기준광의 파장은 λ2 = λmax 가 되고, 반대로 상기 샘플광의 파장이 λ1 = λmax인 위치에서 상기 기준광의 파장은 λ2 = λmin가 된다. 이 때, 전술한 대로, 합주파수믹싱에서 만족해야 하는 수식 1/λ3 = 1/λ1 + 1/λ2에 따라, 생성되는 비선형광의 파장은 모든 위치에서 λ3
Figure 112021136466474-pat00007
λc/2가 되어 유사단파장(quasi-monochromatic) 성분이 된다. 예를 들어, 상기 광단층촬영장치의 광원의 파장이 1060nm이면 생성되는 파장은 530nm가 되는 것이다.
또한, 상기 제 1 및 제 2 회절격자는, 서로 대칭적으로 배치되고, 샘플광의 스펙트럼과 기준광의 스펙트럼이 서로 대칭적으로 분해되어 비선형 광학계로 입사하되, 회절되는 빛은 비선형결정을 향하여 출력되게 배치한다.
상기 샘플광과 상기 기준광은 상기 제 1및 제2 회절격자에 의하여 회절한 후 동일한 렌즈를 통과하여 비선형결정에 도달할 수도 있고, 동일한 초점거리의 각각 다른 렌즈를 통과하여 비선형결정에 도달할 수도 있다. 이러한 렌즈를 통칭하여 제 1렌즈라고 하는데, 제 1렌즈의 앞쪽 초점거리(전방 초점거리)에는 상기 회절격자들을 위치시키고, 제 1렌즈의 뒤쪽 초점거리(후방 초점거리)에는 비선형결정이 오도록 위치시킨다.
상기 분광적 분해광 생성기에서 상기 제 1및 제 2회절격자가 수직으로 교차하며 배치될 경우에는 제 1렌즈의 상부는 위쪽에 있는 회절격자에서 회절된 광이 통과하고, 제 1렌즈의 하부는 아래쪽에 있는 회절격자에서 회절된 광이 통과하도록 하여 제 1렌즈의 초점거리에 위치한 비선형결정의 중심부에서 위쪽의 회절광과 아래쪽의 회절광이 서로 만날 수 있도록 한다.
상기 제 1및 제 2회절격자가 수평으로 나란히 배치될 경우에는 제 1렌즈의 왼쪽은 왼쪽에 있는 회절격자에서 회절된 광이 통과하고, 제 1렌즈의 오른쪽은 오른쪽에 위치한 회절격자에서 회절된 광이 통과하도록 하여 제 1렌즈의 초점거리에 위치한 비선형결정의 중심부에서 왼쪽의 회절광과 오른쪽의 회절광이 서로 만날 수 있도록 한다. 이때의 제 1렌즈는 좌우 방향으로만 집광의 역할을 하는 원통형 렌즈일 수 있다.
다른 실시예로, 제 1 및 제 2 회절격자가 단일 회절격자로서 서로 반대방향에서 입사된 두 광의 회절광이 비선형결정 방향으로 진행하게 배치할 수도 있다. 이 경우, 일반적으로 어느 한쪽 광의 회절효율이 다른 쪽보다 낮아지는 단점이 있을 수 있다. 또한, 복수의 회절격자를 사용할 경우와는 달리, 두 회절된 빔이 동일선상으로(collinearly) 진행할 수도 있다.
한편, 상기 검출부의 비선형결정에서 네 파동 믹싱이 일어나게 하면, 두 개의 입력광의 파장을 λ1 및 λ2라고 할 때, 생성된 비선형광의 파장은 1/λ4 = 2/λ1 - 1/λ2이 된다. 이때 생성되는 비선형광의 파장은 입사된 광의 파장과 동일하여, 1060nm의 입력광을 사용할 경우 출력광도 1060nm의 파장을 가지게 된다. 전술한 대로, 두 입력광의 공간상 스윕(sweep)을 일으키는 위상성분을 상쇄시키기 위해서는, 이 경우에 상기 분광적 분해광 생성기에서의 회절격자는, 제 1 회절격자의 홈 밀도(Groove density)가 제 2 회절격자보다 2배가 되도록 하고 동일한 초점거리의 렌즈를 사용하거나, 동일한 회절격자를 사용하고, 어느 한쪽의 렌즈의 초점거리를 다른쪽 렌즈보다 2배로 크게 만들어 구성하면 된다.
상기 검출부에서, 상기 비선형결정은 입력되는 광의 파장에 따라, 여러 결정물질 가운데 선택될 수 있고, 각, 편광 또는 온도를 조정하여 위상매칭을 시켜 생성되는 비선형광의 세기를 극대화시킬 수 있다.
또한, 상기 검출부는, 상기 비선형결정 다음에 생성된 비선형광을 집광하기 위한 제 2렌즈를 위치시키되, 일반적으로 제2렌즈의 앞쪽 초점거리에는 비선형결정을 위치시키면, 제 2렌즈의 뒤쪽 초점거리에는 비선형결정에서 생성된 비선형광의 공간상의 분포가 푸리에변환된 상, 즉 깊이방향의 신호가 공간상으로 맺히게 된다. 이 위치에 이미지센서를 위치시키면 깊이방향의 영상을 전기적으로 취득할 수 있고, 아니면 릴레이(relay) 광학계를 위치시키면 깊이 방향의 신호를 확대하거나 축소하는 줌 기능을 부여한 후 이미지센서를 위치시켜 전기신호로 바꿀 수 있다.
또한, 상기 검출부는, 상기 비선형결정에서 생성된 비선형광을 필터링하여 상기 이미지센서로 전달하는 필터를 더 포함하되, 상기 필터는, 상기 비선형결정이 상기 샘플광, 상기 기준광을 통과시키면서, 상기 비선형광을 생성시킬 때, 통과된 상기 샘플광과 상기 기준광은 제거하고, 상기 비선형광만을 통과시킬 수 있다. 특히, 전술한 대로, 단일 회절격자가 사용되어 회절된 상기 샘플광과 상기 기준광이 동일선상으로(collinearly) 진행할 경우에는 비선형결정 이후 두 개의 입력광과 생성된 비선형광이 역시 동일선상으로 진행하므로 필터가 필수적이다.
또한, 상기 비선형결정이 상기 샘플광, 상기 기준광을 통과시키고, 상기 비선형광을 생성시킬 때, 상기 제 2 렌즈는 상기 샘플광과 상기 기준광은 이미지센서의 검출 가능한 영역을 벗어나고, 상기 비선형광만 이미지센서에 집광될 수 있는 크기로 설계될 수 있다.
또한, 상기 이미지센서는, 상기 샘플광 또는 상기 기준광의 파장이 상기 비선형광의 파장보다 클 때(세 파동 믹싱의 경우), 상기 비선형광의 파장보다 높으나 상기 샘플광 또는 상기 기준광보다 낮은 파장까지 인식할 수 있도록 설계되어, 상기 이미지센서에 상기 샘플광과 상기 기준광이 인식되지 않고, 상기 비선형광이 인식될 수 있다.
또한, 상기 영상취득기에 수집된 비선형광의 푸리에 변환 값은 기준광과 샘플광 간의 경로차가 없는 깊이값을 기준으로 한 미러(mirror) 이미지를 일반적으로 포함하지 않는다.
본 발명의 다른 실시예에 따르는, 광학단층촬영방법은, 광학단층촬영장치를 통해, 내부의 광원에서 주사된 광을 생체조직에 해당하는 샘플로 주입하고, 상기 샘플로부터 반사된 샘플광과 상기 광원으로부터 주사된 기준광을 조합하여 상기 샘플에 대한 단층영상을 검출하는 단계를 포함하되, 상기 단층영상을 검출하는 단계는, 상기 샘플광과 상기 기준광을 분광적 분해광 생성기를 거쳐서 비선형결정으로 입사받아 상기 샘플광 및 상기 기준광과 다른 파장을 갖는 비선형광을 생성시키고, 공간적 푸리에변환을 수행하는 렌즈와 이미지 센서를 통해 상기 비선형광으로부터 깊이방향신호를 검출하는 단계;를 포함 수 있다.
본 발명은 종래의 OCT 장치보다 영상 대조비가 더 높고, 처리속도가 더 빠르고, 생체조직 관찰가능깊이가 더 깊은 결과물을 가져다줄 수 있다.
또한, 본 발명의 SD-ONT 검출부는 종래 OCT장치보다 훨씬 더 저렴한 가격대로 제공할 수 있다. 구체적으로, OCT의 광원의 파장이 길면 생체조직의 더 깊은 곳까지 침투가 가능한데, 파장이 1μm보다 크면 기존의 Si이미지센서로는 검출이 어려워 InGaAs 이미지 센서를 사용하게 된다. 그러나, InGaAs 이미지센서는 Si 센서보다 비싸 OCT장치의 가격을 높이게 되는 원인이 된다. 본 발명의 SD-ONT는 1μm 이상의 광원을 사용하더라도 검출부에서 발생되는 비선형광은 가시광선 영역 대이므로, 기존의 Si이미지센서를 사용할 수 있다. 따라서, 종래 InGaAs 이미지센서를 사용하는 OCT장치보다 동일하거나 더 높은 성능을 나타내면서 더 저렴한 장치를 제공할 수 있다.
또한, 종래의 OCT장치는 이미지센서에 검출된 간섭신호에 대한 DC성분제거, 푸리에 변환 등의 신호처리를 전기신호를 취득한 후 컴퓨터에서 수행하는데, 본 발명의 SD-ONT는 이러한 과정이 광학셋업에서 순간적으로 일어나고, 컴퓨터에서의 별도 처리가 불필요하여 처리속도가 월등히 높다고 할 수 있다.
또한, 종래의 OCT장치는 간섭신호를 검출한 후 푸리에변환을 수행하는 방식을 채택하는데, 이미지센서의 픽셀크기와 간격이 작을수록 샘플링할 수 있는 신호의 최대주파수가 증가하게 되어 더 깊은 관찰깊이의 생체조직을 검출할 수 있다. 그러나, 이미지센서의 픽셀크기와 간격이 무한히 작아질 수 없기에, 종래의 OCT장치에서는 관찰할 수 있는 생체조직의 깊이에 제한이 있다. 본 발명의 SD-ONT는 렌즈에 의해 푸리에 변환 후 검출되므로 신호 샘플링시의 픽셀크기와 간격의 제한을 없앨 수 있고, 이에 따라 종래 OCT장치보다 더 깊은 위치의 생체조직을 관찰 할 수 있다.
도 1은 종래기술에 따르는 OCT장치의 구조도이다.
도 2는 종래기술에 따르는 SD-OCT장치의 이미지센서 에 검출되는 분광영역의 간섭신호를 나타내는 그래프이다.
도 3은 도2의 깊이방향 신호를 도출하기 위한 컴퓨터에서 동작하는 신호처리 프로세스에 관한 블록도이다.
도 4는 도3의 과정에 의해 도 2의 간섭신호를 깊이축에 대하여 변환(transformation)한 그래프이다.
도 5a는 종래 OCT장치를 기초로 촬영한 망막 영상에 대한 모식도이다.
도 5b는 종래 OCT장치를 기초로 촬영한 망막 영상에 대한 모식도로서, 도 5a보다 종래OCT장치를 눈에 더 가까이 접근시켜 망막 영상을 검출했을 때의 사진이다.
도 5c는 종래 OCT장치를 기초로 촬영한 망막 영상에 대한 모식도로서, 도 5b보다 종래OCT장치를 눈에 더 가까이 접근시켜 망막 영상을 검출했을 때의 사진이다.
도6은 본 발명의 일 실시예에 따르는 SD-ONT 장치의 구조도이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따르는 검출부의 구조에 대한 블록도이다.
도 8a는 본 발명의 일 실시예에 따르는 분광적 분해광 생성기와 제 1 렌즈의 구조를 나타내는 도식도이다.
도 8b는 본 발명의 일 실시예에 따르는 비선형광 생성기의 구조에 대한 도식도이다.
도 8c는 본 발명의 일 실시예에 따르는 푸리에변환기의 구조에 대한 도식도이다.
도 8d는 본 발명의 일 실시예에 따르는 영상취득기의 구조에 대한 블록도이다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따르는 SD-ONT장치의 비선형광의 신호를 푸리에 변환(transformation)한 그래프이다.
아래에서는 첨부한 도면을 참조하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 본 발명의 실시예를 상세히 설명한다. 그러나 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하는 실시예에 한정되지 않는다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략하였으며, 명세서 전체를 통하여 유사한 부분에 대해서는 유사한 도면 부호를 붙였다.
명세서 전체에서, 어떤 부분이 다른 부분과 "연결"되어 있다고 할 때, 이는 "직접적으로 연결"되어 있는 경우뿐 아니라, 그 중간에 다른 소자를 사이에 두고 "전기적으로 연결"되어 있는 경우도 포함한다. 또한 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있는 것을 의미한다.
본 명세서에 있어서 '부(部)'란, 하드웨어에 의해 실현되는 유닛(unit), 소프트웨어에 의해 실현되는 유닛, 양방을 이용하여 실현되는 유닛을 포함한다. 또한, 1 개의 유닛이 2 개 이상의 하드웨어를 이용하여 실현되어도 되고, 2 개 이상의 유닛이 1 개의 하드웨어에 의해 실현되어도 된다. 한편, '~부'는 소프트웨어 또는 하드웨어에 한정되는 의미는 아니며, '~부'는 어드레싱 할 수 있는 저장 매체에 있도록 구성될 수도 있고 하나 또는 그 이상의 프로세서들을 재생시키도록 구성될 수도 있다. 따라서, 일 예로서 '~부'는 소프트웨어 구성요소들, 객체지향 소프트웨어 구성요소들, 클래스 구성요소들 및 태스크 구성요소들과 같은 구성요소들과, 프로세스들, 함수들, 속성들, 프로시저들, 서브루틴들, 프로그램 코드의 세그먼트들, 드라이버들, 펌웨어, 마이크로코드, 회로, 데이터, 데이터베이스, 데이터 구조들, 테이블들, 어레이들 및 변수들을 포함한다. 구성요소들과 '~부'들 안에서 제공되는 기능은 더 작은 수의 구성요소들 및 '~부'들로 결합되거나 추가적인 구성요소들과 '~부'들로 더 분리될 수 있다. 뿐만 아니라, 구성요소들 및 '~부'들은 디바이스 또는 보안 멀티미디어카드 내의 하나 또는 그 이상의 CPU들을 재생시키도록 구현될 수도 있다.
이하에서 언급되는 "장치"는 네트워크를 통해 서버나 타 단말에 접속할 수 있는 컴퓨터나 휴대용 단말기로 구현될 수 있다. 또한, "네트워크"는 단말들 및 서버들과 같은 각각의 노드 상호 간에 정보 교환이 가능한 연결 구조를 의미하는 것으로, 근거리 통신망(LAN: Local Area Network), 광역 통신망(WAN: Wide Area Network), 인터넷 (WWW: World Wide Web), 유무선 데이터 통신망, 전화망, 유무선 텔레비전 통신망 등을 포함한다. 무선 데이터 통신망의 일례에는 3G, 4G, 5G, 3GPP(3rd Generation Partnership Project), LTE(Long Term Evolution), WIMAX(World Interoperability for Microwave Access), 와이파이(Wi-Fi), 블루투스 통신, 적외선 통신, 초음파 통신, 가시광 통신(VLC: Visible Light Communication), 라이파이(LiFi) 등이 포함되나 이에 한정되지는 않는다.
이하, 도 6을 참조하여, 본 발명의 일 실시예에 따르는 광학단층촬영장치(optical tomography device)에 대하여 구체적으로 설명하도록 한다.
본 발명의 일 실시예에 따르는 광학단층촬영장치는 SD-ONT (SPECTRAL DOMAIN - OPTICAL NONLINEARITY TOMOGRAPHY) 장치 라고 호칭할 수도 있다.
본 발명의 일 실시예의 광학단층촬영장치는, 광원부(110), 광분리기(120), 샘플광로계(130), 기준광로계(140), 검출부(150)를 포함한다.
광원부(110)는 소정의 파장대역을 갖는 결맞음 길이(coherence length)가 짧은 광을 출사하는 구성요소이다. 예를 들면, 초발광다이오드(super-luminescent diode: SLD) 등이 쓰인다. 다만, 반드시 이에 한하지 않으며 다양한 광원이 활용될 수 있다.
광분리기(120)는 광원에서 발생된 광을 두 갈래로 나누는 역할을 수행하는 구성요소이다. 광분리기(120)는 빔스플리터(beam splitter) 또는 방향성 커플러(directional coupler) 등을 포함하는 구조로 형성되어 광을 분리시킬 수 있다. 광분리기(120)에서 분리된 광은 각각 샘플광로계(130)와 기준광로계(140)로 입사된다.
샘플광로계(130)는 광을 생체조직 등의 샘플로 입사시키는 구성요소이다. 샘플광로계(130)는 샘플로 광을 입사시킨 후 샘플로부터 반사된 광을 검출부(150)로 전달한다. 이때, 샘플광로계(130)를 거친 광을 샘플광이라 호칭하도록 한다. 샘플광로계(130)에서 입사되는 광의 경로가 변동이 없으면 샘플 내의 한 점에서의 깊이방향 신호를 얻을 수 있다. 따라서 대부분의 경우에는, 샘플광로계(130) 샘플광의 경로 상에 빔스캐너(beam scanner) 등을 배치하여 하나의 축(예를 들어, 종방향 축) 내에서 샘플광을 입사시키고 돌아온 샘플광을 검출하여 2차원의 샘플 단면영상을 획득할 수 있다. 또는, 두 개의 축(예를 들어, 종방향 축 및 횡방향 축) 내에서 샘플광을 입사시키고 돌아온 샘플광을 검출하여 3차원의 샘플 단면 영상을 획득할 수 있다.
기준광로계(140)는 반사거울을 포함하도록 구성되어, 광분리기(120)로부터 입사된 광을 반사시켜 검출부(150)로 전달하는 구성요소이다. 기준광로계(140)를 거친 광을 기준광(reference light)이라 호칭하도록 한다. 일반적으로 기준광로계(140)의 길이(즉, 기준광이 기준광로계(140) 내에서 이동하게 되는 길이에 연관된 값)는 샘플광로계(130)의 길이(즉, 샘플광이 샘플광로계(130) 내에서 이동하게 되는 길이에 연관된 값)에 따라 달라진다. OCT에서는 기준광로계(140)의 길이가 샘플의 단면영상의 최상단 (샘플광로계(130)의 최단경로) 또는 최하단 (샘플광로계(130)의 최장경로)에 일치하도록 설정한 후, 샘플에 대한 단면영상을 획득한다. 하지만, 본 발명의 일 실시예에 따르는 SD-ONT에서는 단면영상의 중앙부에 위치하도록 기준광로계(140)의 길이를 조정한다.
검출부(150)는 샘플광과 기준광을 입사받아, 적절한 광학 처리를 수행한 다음 이미지 센서(159c)로 입사시켜 샘플의 깊이 정보를 추출해내는 기능을 수행한다.
본 발명의 일 실시예에 따르는 검출부(150)는 샘플광과 기준광을 간섭시키지 않고, 샘플광과 기준광을 믹싱하여 비선형광을 생성하고, 비선형광을 이미지 센서(159c)에 입사시킴으로써 깊이방향신호를 검출해내는 것을 특징으로 한다.
이를 위해, 비선형결정(155b)은 세 개 이상의 파동의 믹싱이 일어날 경우, 샘플광 및 기준광과 다른 파장을 갖는 비선형광을 생성시킬 수 있다.
이러한 비선형광은, 종래의 OCT장치와 달리 DC 성분을 비선형광으로부터 광학적으로 제거한 후, 이미지 센서(159c)로부터 전기신호로 획득할 수 있다. 그에 따라, 이미지 센서(159c)의 DR(dynamic range) 전체를 활용할 수 있게 되어, 종래의 OCT 장치보다 영상대조비를 향상시킬 수 있다. 따라서, 검출대상이 되는 생체조직의 내부 깊은 곳까지 촬영할 수 있으며, 정확한 영상으로 촬영할 수 있어, 의료기기용으로 사용시 정확한 진단을 도출하는 데에 매우 유용하게 활용될 수 있다.
도 7을 통해, 본 발명의 일 실시예에 따르는 검출부(150)를 더 자세히 설명하도록 한다.
본 발명의 일 실시예에 따르는 검출부(150)는 분광적 분해광 생성기(151)(spectrally dispersed beam generator), 비선형성광 생성기(nonlinear beam generator), 푸리에변환기(157)(Fourier transformer), 및 영상취득기(159)(image acquirer) 를 포함한다.
분광적 분해광 생성기(151)는 입사된 샘플광과 기준광이 각 파장영역대 별로 펼쳐진 스펙트럼이 되도록 스펙트럼을 생성한 뒤 비선형광 생성기(155)로 집광시킨다. 비선형광 생성기(155)는 입사된 샘플광과 기준광의 스펙트럼을 파장별로 믹싱하여 비선형광을 생성할 수 있다. 비선형광은 샘플광 및 기준광과 다른 파장(파장길이)을 가질 수 있다. 푸리에변환기(157)는 비선형광을 물리적으로 푸리에변환하여 깊이방향의 신호가 영상취득기(159)(즉, 이미지 센서(159c))의 입사영역 내 공간상에 분포하게 만든다. 영상취득기(159)는 푸리에변환된 비선형광을 선형스캔카메라(즉, 이미지센서)로 입사받고, 이로부터 전기신호로 취득하여 깊이방향신호를 검출할 수 있다. 여기서 깊이방향신호란 샘플 상의 특정 지점에서의 깊이에 따른 단층정보에 대한 신호를 의미하는 것으로서, 샘플광경로에 있는 빔스캐너의 횡축 스캔에 따라 샘플 상 여러 지점에 대한 깊이방향신호들이 조합된 것이며, 이로부터 최종적인 2차원 또는 3차원 단층영상이 생성될 수 있다.
도 8a를 참고하면, 분광적 분해광 생성기(151)는, 한 실시예에서, 1개 이상의 회절격자와 제 1 렌즈(151b)를 포함한다. 제 1 렌즈는 추가 실시예에 따라, 적어도 하나의 렌즈로 구성될 수 있다. 분광적 분해광 생성기는 회절격자를 사용하여 샘플광과 기준광의 스펙트럼을 파장별로 분해한 후 1개 이상의 원형 또는 원통형의 렌즈로 구성되는 제 1 렌즈(151b)에 입사시킨다. 제 1 렌즈(151b)를 통과한 샘플광과 기준광은 집광되어 비선형결정(155b)의 중앙에 정확히 정렬되어, 세 개 이상의 파동 믹싱 또는 네 개 이상의 파동 믹싱이 일어나도록 한다.
도 8b를 참고하면, 비선형광 생성기(155)는 제 1 렌즈(151b)를 경유하여 집광된 샘플광과 기준광의 스펙트럼이 믹싱되어 비선형광을 생성하도록 하는 비선형결정(155b)을 포함한다. 이 비선형결정(155b)은 온도 제어를 통해 비선형광의 위상매칭을 최적화시킬 수 있다. 구체적으로, 히터(155d)와 온도센서(155c)를 갖춘 오븐(155a) 내에 비선형결정(155b)이 장착된다. 온도 컨트롤러(155e)는 비선형결정(155b)의 온도에 대한 피드백을 지속적으로 수집하여 비선형결정(155b)을 정해진 온도에 유지할 수 있게 할 수 있다. 별도의 실시예에서 비선형결정(155b)의 각에 의해 위상매칭을 최적화할 경우에는 각을 정밀 조정하기 위한 거치대 위에 비선형 결정을 위치시킨다.
도 8c를 참고하면, 푸리에변환기(157)는 비선형결정(155b)으로부터 생성된 공간상으로 펼쳐진 비선형광에 대해 물리적으로(또는 공간적으로) 푸리에변환을 수행하여 공간상 깊이방향신호로 변환하는 제 2 렌즈(157a)를 포함한다. 즉, 소프트웨어 알고리즘을 통해 푸리에변환하는 것이 아니라, 비선형결정(155b)으로부터 출력된 광을 제 2 렌즈(157a)에 통과시킬 경우, 물리적으로 푸리에 변환이 되어 영상 취득기(159)에 입사하게 된다.
도 8d를 참조하면, 영상획득기는 제 2 렌즈(157a)의 초점위치에 배치되며, 공간상으로 펼쳐진 깊이방향신호를 전기적인 신호로 변환하는 이미지 센서(159c)를 포함한다. 나아가, 비선형광을 제외한 샘플광과 기준광을 필터링하기 위한 필터(159a)가 포함될 수도 있다. 또한, 이미지 센서(159c) 상에 맺히는 깊이방향 프로파일을 줌인 또는 줌아웃하기 위한 적어도 하나의 릴레이 렌즈(159b)가 포함될 수도 있다.
한편, 도 8a를 참고하면, 분광적 분해광 생성기(151)의 구조에 대해 더 상세히 서술하도록 한다. 구체적으로, 분광적 분해광 생성기(151)는 1개 이상의 회절격자와 1개 이상의 렌즈를 포함하여 구성될 수 있는데, 도 8a와 같이, 예를 들어, 샘플광을 회절시키는 제 1 회절격자(151a-1)와 상기 기준광을 회절시키는 제 2 회절격자(151a-2)를 포함하여 구성될 수 있다. 이때, 제 1 회절격자(151a-1)와 제 2 회절격자(151a-2)는 서로 대칭적인 구조로 배치될 수 있다. 또한, 제 1 회절격자(151a-1)와 제 2 회절격자(151a-2)는 서로 수직방향으로 배치되거나, 서로 수평방향으로 나란히 배치되는 것일 수 있다. 도 8a에서 샘플광과 기준광은 각각 거울을 통해 반사되어 회절격자로 입사될 수도 있다. 검출부(150)는 제 1 회절격자(151a-1)로 샘플광이 향하도록 반사시키는 제 1 반사거울(M1)과 제 2 회절격자(151a-2)로 기준광이 향하도록 하는 제 2 반사거울(M2)을 더 포함할 수 있다.
이때, 샘플광은 제 1 회절격자(151a-1)에 의해 회절되어 제 1 렌즈(151b)로 향하며, 기준광은 제 2 회절격자(151a-2)에 의해 회절되어 제 1 렌즈(151b)로 향하게 된다. 제 1 회절격자(151a-1)와 제 2 회절격자(151a-2)는 샘플광의 스펙트럼과 기준광의 스펙트럼이 서로 반대되도록 제 1 렌즈(151b)로 입사되도록 설계된다. 비유적으로, 광 스펙트럼의 양 쪽 가장자리 영역이 각각 빨간색(높은 파장)과 보라색(낮은 파장) 영역으로 규정될 때, 제 1 회절격자(151a-1)는 R1이 빨간색 영역이 되고 R2가 보라색 영역이 되도록 샘플광을 회절시킬 수 있다. 또한, 제 2 회절격자(151a-2)는 R3가 보라색 영역이 되고 R4가 빨간색 영역이 되도록 기준광을 회절시킬 수 있다. 제 1 렌즈(151b)를 통과한 두 스펙트럼은 비선형결정(155b) 내에 집광되어, R1이 R3와, R2가 R4와 만나 믹싱이 일어나게 한다.
회절격자는 광을 회절시키기 위한 소정의 방향성을 갖는 패턴 구조물을 포함하도록 형성된다. 패턴 구조물의 방향을 반대방향으로 변경시키면, 입사된 광의 스펙트럼 방향이 반대방향으로 설정될 수 있는데, 이러한 원리로 제 1 및 제 2 회절격자(151a-1, 151a-2)가 서로 반대 위상의 스펙트럼을 발생시키도록 한다.
샘플광과 기준광의 스펙트럼 방향을 서로 반대방향으로 설정하는 이유는 다음과 같다. 특정 위상을 갖는 광은 복소수 성분으로 표현될 수 있다. 복소수 성분을 갖는 두 개의 광이 믹싱될 때, 이러한 과정을 두 개의 복소수 성분이 서로 연산되는 것으로 표현될 수 있다. 분광적 분해광 생성기(151)를 통과한 광은 시간에 따라 공간상에서 스윕(sweep)되도록 하는 위상 성분을 갖는다. 두 개의 광이 믹싱되면서 이 위상성분이 서로 상쇄되게 하기 위해 샘플광과 기준광의 스펙트럼 방향을 서로 반대방향으로 설정하는 것이다.
제 1 렌즈(151b)를 통과한 샘플광과 기준광은 비선형결정(155b)으로 입사된다. 비선형결정(155b)은 특정한 제 1 광과 제 2 광을 입사받았을 때, 새로운 파장의 광을 발생하게 된다. 예를 들어, λ1의 파장을 갖는 제 1 광과, λ2의 파장을 갖는 제 2광이 입사되어 믹싱될 경우, 1/λ3=1/λ1+1/λ2를 만족하는 λ3이라는 파장을 갖는 제 3 광이 발하게 될 수 있다. 이를 합 주파수 믹싱(sum frequency mixing) 현상이라한다. 만약 λ1= λ2으로 되어, λ3 = λ1 / 2이라는 파장을 갖는 제 3광이 발하게 되는 경우, second harmonic generation이라 호칭한다. 이때, λ3는λ1 또는 λ2 와 상이 하기 때문에, 결과적으로 비선형 결정은 입사된 광의 파장과 상이한 다른 파장의 광을 출사하게 된다.
비선형결정(155b)은 LBO, BBO, KBO, PPLN 등의 소재로 구성될 수 있으나, 반드시 이에 한하지는 않는다.
상기 검출부(150)는 일반적으로 4f 구조를 가질 수 있다. 구체적으로, 제 1 렌즈(151b)의 앞쪽 초점거리에 회절격자가 위치하고 뒤쪽 초점거리에 비선형결정(155b)이 위치하도록 배치될 수 있다. 또한, 이와 유사하게 제 2렌즈의 앞쪽 초점거리에 비선형결정(155b)이, 뒤쪽 초점거리에 이미지 센서(159c)가 위치하도록 배치될 수 있다.
푸리에변환기(157)는 컴퓨터로 수행되지 않고, 물리적으로 순간적으로 수행되기 때문에, 종래OCT장치처럼 이미지 센서(159c)를 통해 간섭신호를 수신한 후 컴퓨터로 별도 푸리에변환 처리를 수행할 필요가 없게 되므로, SD-ONT장치의 내부적인 처리속도가 향상될 수 있게 된다.
한편, 필터(159a)는 이미지 센서(159c)로 샘플광이나 기준광이 입사되지 않도록 제거하는 역할을 수행한다. 비선형결정이 오로지 비선형광만을 출사시키는 것은 아니다. 입사된 샘플광과 기준광이 투과되어 비선형결정으로부터 출사되기도 한다. 즉, 비선형결정으로부터 샘플광, 기준광, 비선형광 이 세가지 광이 발생되는데, 샘플광과 기준광이 이미지 센서(159c)에 입사될 경우, 종래 OCT장치에서 문제가된 DC성분을 만들어낼 수 있다. 따라서, 필터(159a)는 샘플광과 상기 기준광을 제거하고, 상기 비선형광을 통과시킬 수 있다. 이 필터(159a)는 샘플광과 기준광이 동일선상에서 진행하는 collinear 구조에서 꼭 필요하다.
한편, 필터(159a) 대신에 다른 방법으로 비선형광만을 통과시킬 수도 있다. 예를 들어, 제 2 렌즈(157a)가 샘플광과 기준광을 제거하고, 비선형광을 통과시킬 수 있는 크기로 설계될 경우, 자연스럽게 샘플광 및 기준광 필터링을 수행할 수 있다.
또 다른 방법으로 비선형광만 검출되도록 할 수도 있다. 일반적으로 InGaAs 든 Si든 모든 이미지 센서(159c)는 검출이 가능한 파장영역이 따로 있다. 예를 들어서 Si 센서는 1um보다 큰 파장의 광은 검출하기가 어렵다. 따라서, 이미지 센서(159c)가, 비선형광의 파장보다 높으나 샘플광 또는 상기 기준광보다 낮은 파장까지 인식할 수 있는 매질로 구성되어 있거나, 그런 성질의 필름형 필터(159a)로 도포되어 있는 경우에는, 별도의 필터(159a)없이도 이미지 센서(159c)에 샘플광과 상기 기준광이 인식되지 않고, 비선형광만 인식될 수 있다.
푸리에변환의 원리에 의하면, 비대칭적인 신호를 입력한 변환 결과는 중앙을 기준으로 대칭적인 신호를, 중앙을 기준으로 대칭적인 신호의 입력에 대해 비대칭적인 신호를 도출한다. 도2와 같은 비대칭적인 신호를 입력받아 푸리에변환을 수행하는 종래의 OCT에서는 출력되는 결과가 도4와 같이 z=0을 기준으로 좌우대칭인 신호이므로, 주로 좌측은 제거하고 z>0인 부분만을 단층영상으로 획득한다. 즉, 본 발명의 일 실시예의 비선형광에 대한 파장-강도(intensity) 그래프는 비선형결정(155b)에서 처음부터 대칭적인 형태로 생성되므로, 비선형광을 제 2 렌즈(157a)에 의하여 푸리에 변환할 경우, 도 9와 같이 깊이값을 기준으로 대칭적이지 않도록 산출된다. 도2와 확연하게 다른 형태의 그래프가 산출됨을 알 수 있다. 즉, 종래의 경우, 컴퓨터에서 프로세싱한 깊이방향신호 중 절반을 버려야했지만, 본 발명의 경우, 이미지 센서(159c)가 검출한 모든 깊이방향신호를 활용하여 단층영상을 생성할 수 있다. 그에 따라, 본 발명의 일 실시예에서, 별도로 이미지 센서(159c)로 검출한 영역 중 절반을 버리는 낭비요소도 제거된다.
또한, 본 발명의 일 실시예에 따르는 검출부(150)는 기준광을 이미지 센서(159c)에 입사시키지 않기 때문에, DC 성분이 검출되지 않는다. 도 9의 그래프를 보면 DC성분이 없는 것을 확인할 수 있다. 그에 따라, 이미지 센서(159c)의 dynamic range를 모두 활용할 수 있게 되고 DC제거 프로세스를 거칠 필요도 없기 때문에, 영상 대조비가 향상되고 처리속도도 더 빨라질 수 있다.
한편, 추가적으로, 검출부(150)는 복수의 대물렌즈로 구성된 현미경처럼, 제 2 렌즈(157a)를 복수개로 구성하여 교체하면서 초점거리를 변경함으로써, 단층영상에 대한 줌인 및 줌아웃 기능을 실현할 수 있다. 또 다른 방식으로는 제 2 렌즈(157a)는 고정시키고, 별도의 릴레이렌즈군을 후단에 부착하여 교체하면서 줌기능을 구현할 수도 있다. 종래 OCT장치의 경우, 이미 얻어진 깊이방향신호를 binning 하여 관찰된 깊이값을 희생함으로써 줌인 기능을 구현하지만, 본 발명의 경우, 이미지 센서(159c)가 획득한 광의 에너지 값은 유지한 채 깊이 방향 스케일만 변경한 것이므로, 줌인/줌아웃 구현시 매우 단순한 방법으로 더 선명한 줌인/줌아웃 영상을 제공할 수 있다.
이하, 본 발명의 일 실시예에 따르는 광학단층촬영방법에 대해 구체적으로 설명하도록 한다.
광학단층촬영방법은, 광학단층촬영장치를 통해, 내부의 광원에서 주사된 광을 생체조직에 해당하는 샘플로 주입하는 단계; 및 광학단층촬영장치를 통해, 상기 샘플로부터 반사된 샘플광과 상기 광원으로부터 주사된 기준광을 조합하여 상기 샘플에 대한 단층영상을 검출하는 단계를 포함한다. 이때, 단층영상을 검출하는 단계는, 샘플광과 상기 기준광을 비선형결정(155b)으로 입사받아 상기 샘플광 및 상기 기준광과 다른 파장을 갖는 비선형광을 생성시키고, 이미지 센서(159c)를 통해 상기 비선형광으로부터 깊이방향신호를 검출하는 단계;를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예는 컴퓨터에 의해 실행되는 프로그램 모듈과 같은 컴퓨터에 의해 실행가능한 명령어를 포함하는 기록 매체의 형태로도 구현될 수 있다. 컴퓨터 판독 가능 매체는 컴퓨터에 의해 액세스될 수 있는 임의의 가용 매체일 수 있고, 휘발성 및 비휘발성 매체, 분리형 및 비분리형 매체를 모두 포함한다. 또한, 컴퓨터 판독가능 매체는 컴퓨터 저장 매체를 모두 포함할 수 있다. 컴퓨터 저장 매체는 컴퓨터 판독가능 명령어, 데이터 구조, 프로그램 모듈 또는 기타 데이터와 같은 정보의 저장을 위한 임의의 방법 또는 기술로 구현된 휘발성 및 비휘발성, 분리형 및 비분리형 매체를 모두 포함한다.
본 발명의 방법 및 시스템은 특정 실시예와 관련하여 설명되었지만, 그것들의 구성 요소 또는 동작의 일부 또는 전부는 범용 하드웨어 아키텍쳐를 갖는 컴퓨터 시스템을 사용하여 구현될 수 있다.
전술한 본 발명의 설명은 예시를 위한 것이며, 본 발명이 속하는 기술분야의 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고서 다른 구체적인 형태로 쉽게 변형이 가능하다는 것을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 이상에서 기술한 실시예들은 모든 면에서 예시적인 것이며 한정적이 아닌 것으로 이해해야만 한다. 예를 들어, 단일형으로 설명되어 있는 각 구성 요소는 분산되어 실시될 수도 있으며, 마찬가지로 분산된 것으로 설명되어 있는 구성 요소들도 결합된 형태로 실시될 수 있다.
본 발명의 범위는 상기 상세한 설명보다는 후술하는 특허청구범위에 의하여 나타내어지며, 특허청구범위의 의미 및 범위 그리고 그 균등 개념으로부터 도출되는 모든 변경 또는 변형된 형태가 본 발명의 범위에 포함되는 것으로 해석되어야 한다.
100: 광학단층촬영장치 110: 광원부
120: 광분리기 130: 샘플광로계
140: 기준광로계 150: 검출부
151 : 분광적 분해광 생성기 155 : 비선형광 생성기
157 : 푸리에 변환기
159 : 영상 취득기

Claims (12)

  1. 광학단층촬영장치에 있어서,
    광원에서 주사된 광을 생체조직에 해당하는 샘플로 주입하는 샘플광로계; 상기 광원에서 주사된 광을 채집하는 기준광로계; 및 상기 샘플광로계로부터 전달된 상기 샘플로부터 반사된 샘플광과 상기 기준광로계로부터 전달된 기준광을 결합하여 상기 샘플에 대한 단층영상을 검출하는 검출부를 포함하되,
    상기 검출부는,
    상기 샘플광과 상기 기준광이 각 파장성분별로 펼쳐진 스펙트럼 형태가 되도록 변환한 다음 집광하는 분광적 분해광 생성기;
    상기 분광적 분해광 생성기를 통해 입사된 상기 샘플광과 상기 기준광을 믹싱하여, 상기 샘플광 및 상기 기준광과 다른 파장을 갖는 비선형광을 생성하기 위해 비선형결정을 포함하는 비선형광 생성기; 및
    상기 비선형광으로부터 깊이방향신호를 검출하는 영상취득기;를 포함하는 것인, 광학단층촬영장치.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 분광적 분해광 생성기는
    상기 샘플광을 회절시키는 제 1 회절격자와 상기 기준광을 회절시키는 제 2 회절격자를 포함하되,
    상기 제 1 회절격자와 제 2 회절격자는 서로 대칭적으로 배치되고, 상기 샘플광의 스펙트럼과 상기 기준광의 스펙트럼이 서로 대칭적으로 분해되어 상기 비선형광 생성기로 입사되도록 설계되는 것인, 광학단층촬영장치.
  3. 제 2 항에 있어서,
    상기 제 1 및 제 2 회절격자는 서로 수직으로 교차하며 배열되거나, 수평으로 나란히 배치되는 것인, 광학단층촬영장치.
  4. 제 2 항에 있어서,
    상기 분광적 분해광 생성기는
    상기 제 1 및 제 2 회절격자를 경유한 샘플광과 기준광을 집광하는 제 1 렌즈;를 더 포함하고,
    제 1 렌즈는 한 개 이상의 렌즈로 구성되는 것인, 광학단층촬영장치.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 분광적 분해광 생성기는
    서로 반대방향에서 입사되는 샘플광과 기준광의 회절광이 비선형결정 방향으로 진행되도록 배치되는 단일 회절격자를 포함하는 것인, 광학단층촬영장치.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 비선형광 생성기는 3개의 파장을 믹싱하거나, 4개의 파장을 믹싱하여 상기 비선형광을 생성할 수 있는 것인, 광학단층촬영장치.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 검출부는,
    제 2 렌즈를 포함하여, 상기 비선형광생성기로부터 출력된 광을 공간적으로 푸리에변환시키는 푸리에변환기; 및
    상기 제 2 렌즈를 경유한 상기 비선형광으로부터 깊이방향신호를 검출하는 상기 영상취득기;를 포함하는, 광학단층촬영장치.
  8. 제 7 항에 있어서,
    상기 영상취득기는, 상기 푸리에변환기의 제2렌즈를 경유한 비선형광으로부터 기준광과 샘플광을 제거하는 필터를 더 포함하는 것인,
    광학단층촬영장치.
  9. 제 7 항에 있어서,
    상기 비선형결정이 상기 샘플광, 상기 기준광을 통과시키고, 상기 비선형광을 생성시킬 때, 상기 푸리에변환기의 제2렌즈는 상기 샘플광과 상기 기준광을 제거하고 상기 비선형광을 통과시킬 수 있도록 설계되는 것인, 광학단층촬영장치.
  10. 제 7 항에 있어서
    상기 비선형광 생성기는 상기 분광적 분해광 생성기에 포함된 제 1 렌즈의 후방 초점거리와 상기 푸리에변환기에 포함된 제 2 렌즈의 전방 초점거리에 대응하는 위치에 배치되고, 회절격자가 상기 제 1 렌즈의 전방 초점거리에 대응하는 위치에 배치되며, 상기 영상 취득기 내의 이미지센서는 상기 푸리에변환기에 포함된 제 2 렌즈의 후방 초점거리에 대응하는 위치에 배치되는 것인, 광학단층 촬영장치.
  11. 제 10 항에 있어서,
    상기 푸리에변환기의 렌즈가 복수개로 구성되거나, 상기 영상취득기가 복수의 렌즈로 구성된 릴레이 렌즈들을 포함함으로써, 렌즈의 초점거리를 변경함으로써, 단층영상에 대한 줌인 및 줌아웃 기능을 실현하는 것인, 광학단층촬영장치.
  12. 광학단층촬영방법에 있어서,
    광학단층촬영장치를 통해, 내부의 광원에서 주사된 광을 생체조직에 해당하는 샘플로 주입하는 단계; 및
    광학단층촬영장치를 통해, 상기 샘플로부터 반사된 샘플광과 상기 광원으로부터 주사된 기준광을 조합하여 상기 샘플에 대한 단층영상을 검출하는 단계를 포함하되,
    상기 단층영상을 검출하는 단계는,
    상기 샘플광과 상기 기준광이 각 파장성분별로 펼쳐진 스펙트럼 형태가 되도록 변환한 다음 집광하는 분광적 분해광 생성 단계; 및
    상기 샘플광과 상기 기준광을 비선형결정으로 입사받아 상기 분광적 분해광 생성 단계를 통해 입사된 상기 샘플광과 상기 기준광을 믹싱하여, 상기 샘플광 및 상기 기준광과 다른 파장을 갖는 비선형광을 생성시키고, 이미지 센서를 통해 상기 비선형광으로부터 깊이방향신호를 검출하는 단계;를 포함하는 것인, 광학단층촬영방법.
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