KR20090020525A - 음파 및 광을 이용하여 물체의 내부 상태를 나타내는 정보를 취득하기 위한 생체 관측 장치 및 방법 - Google Patents

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올림푸스 메디칼 시스템즈 가부시키가이샤
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Abstract

생체 관측 장치가, 음파를 피검체에 출사하는 음파 출사 유닛과, 상기 음파의 출사를 제어하는 제어 유닛과, 상기 피검체 내로 광을, 그의 파장을 점차 변화시키면서 출사하는 광 출사 유닛과, 상기 피검체의 내부 영역에서 상기 출사된 광이 반사될 때 생성되는 물체광을 수광하는 수광 유닛과, 상기 음파가 출사되지 않는 경우에 수광되는 제1 물체광과 상기 출사된 광 사이의 간섭에 의해 생기는 제1 간섭광을 취득하고, 상기 음파가 출사되는 경우에 수광되는 제2 물체광과 상기 출사된 광 사이의 간섭에 의해 생기는 제2 간섭광을 취득하는 광 검출부와, 상기 제1 간섭광 및 상기 제2 간섭광에 기초하여, 상기 음파가 출사되는 영역의, 상기 출사된 광의 산란 상태를 나타내는 정보를 산출하는 연산 유닛을 포함한다.
Figure P1020080082443
생체 관측, 음파, 산란 상태, 광원, 물체광, 간섭광, 피검체

Description

음파 및 광을 이용하여 물체의 내부 상태를 나타내는 정보를 취득하기 위한 생체 관측 장치 및 방법{BIOLOGICAL OBSERVATION APPARATUS AND METHOD FOR OBTAINING INFORMATION INDICATIVE OF INTERNAL STATE OF AN OBJECT USING SOUND WAVE AND LIGHT}
<관련 출원에 대한 교차 참조>
본 출원은 2007년 8월 23일자로 출원된 일본 특허 출원번호 2007-217488호에 관련되고 그것을 참조로서 포함한다.
<기술분야>
본 발명은 생체 관측 장치 및 방법에 관한 것이고, 특히, 광 및 음파를 이용해서 피검체의 내부 상태를 나타내는 정보를 광학적으로 수집하고 그 피검체를 관찰하는 생체 관측 장치 및 방법에 관한 것이다.
근년, 광단층 이미징(optical tomographic imaging)으로서 알려진, 광 코히어런스 단층 영상법(optical coherence tomography)(이하, "OCT"라고 칭함)이 있다.
주로 광의 간섭을 이용하는 OCT는, 생체의 내부 상태 정보를 취득한다. OCT 는, 단층상(tomogram)과 같은 생체 표면 영역 정보를 단시간에 취득하는 것을 가능하게 한다. 0CT는, 안과 영역에서의 망막 진단에 있어서 이미 실용화되어 있는 기술이며, 그 의학적 관심도는 매우 높다.
전술한 OCT 기술 중, 파장 주사형 OCT(spectral-swept OCT)에 관한 하나의 기술이 「T. Yoshimura and O. Matoba, "Biological Tomography Measurement Using Spectral-swept Interferometry" OPTICAL AND ELECTRO-OPTICAL ENGINEERING CONTACT, Vol.4l, No.7, pp.418-425, 2003」(비특허 문헌(1))에 기재되어 있다. 파장 주사형 OCT에 따르면, 광원으로부터 발하여진 광의 파장을 순차적으로 변화시킴으로써, 생체의 깊이 방향으로 위치된 복수 부분의 생체 정보를 취득가능하다.
게다가, 「M. Hisaka, T. Sugiura, and S. Kawata, "Optical Tomography of a Thick Scattering Medium Using Interaction between Pulsed Ultrasound and Light" KOGAKU 29, pp.631-634, 2000」(비특허 문헌(2))에서, 초음파와 광을 생체 내로 출사하고(radiate), 생체 내에서 펄스 초음파에 의해 변조된 광을 검출함으로써, 점막 표층 이하 1cm 정도에 위치된 부분의 광 이미지를 취득하는 기술이 개시되어 있다.
그러나, 비특허 문헌(1)에서 설명된 파장 주사형 OCT는 생체 표면보다 수 밀리미터(mm) 또는 더 낮게 위치된 부분으로부터 생체 정보가 취득될 때 생체 정보의 S/N이 저하한다는 문제를 갖는다. 이것은 광원으로부터 발하여진 광이 생체 내에 서 변조될 때 생성되는 물체광(object light), 및 광원으로부터 발하여진 광과 실질적으로 동일한 참조광(reference light)이 적절하게 서로 간섭하지 않는 경우가 있기 때문이다.
비특허 문헌(2)에 기재된 광학 이미징은, 포인트 스캐닝(point scanning)이 이용되기 때문에, 생체의 원하는 영역의 생체 정보를 얻을 때에 매우 긴 시간을 필요로 한다는 문제가 있다.
본 발명은, 전술한 종래의 사정을 감안하여 이루어진 것으로, 피검체의 심부(deep portion)에 있어서의 정보를, 고S/N 및 고속으로 취득하는 생체 관측 장치 및 방법을 제공하는 것을 목적으로 하고 있다.
위의 목적을 달성하기 위해, 본 발명에 따른 생체 관측 장치는, 소정의 파장 또는 주파수를 갖는 음파를 피검체 내로 출사하는 음파 출사 유닛과, 음파 출사 유닛으로부터 피검체에 출사된 음파의 출사 상태를 제어하는 제어 유닛과, 광의 파장을 점차 변화시키면서 광을 피검체 내로 출사하는 광 출사 유닛과, 광 출사 유닛으로부터 출사된 광이 피검체의 내부 영역에서 반사될 때 생성되는 물체광을 수광하는 수광 유닛과, 음파가 출사되지 않도록 제어 유닛에 의해 제어될 경우 수광 유닛에 의해 수광된 제1 물체광과 출사된 광 사이의 간섭에 의해 생기는 제1 간섭광(interference light)을 취득하고, 음파가 출사되도록 제어 유닛에 의해 제어될 경우 수광 유닛에 의해 수광된 제2 물체광과 출사된 광 사이의 간섭에 의해 생기는 제2 간섭광을 취득하는 광 검출부와, 광 검출부에 의해 취득된 제1 간섭광과 제2 간섭광에 기초하여, 음파가 출사되는 피검체 내부 영역의 정보를 산출하는 연산 유닛을 포함하고, 상기 정보는 출사된 광의 산란 상태를 나타낸다.
본 발명의 생체 관측 장치에 의하면, 피검체 심부에 있어서의 피검체 정보를, 종래에 비해 고S/N 및 고속으로 취득가능하다.
이하, 본 발명의 실시예들이 이제 첨부도면과 관련하여 기술될 것이다.
도 1 내지 도 7을 참조하여, 본 발명의 실시예에 따른 생체 관측 장치가 이제 기술될 것이다.
도 1은 생체 관측 장치(1)의 윤곽을 도시한다. 이러한 생체 관측 장치(1)는 도 1에 도시된 바와 같이, 피검체로서 기능하는 생체 조직(체조직)(living tissue, LT)을 향해 초음파 및 광을 출사하고 생체 조직(LT)으로부터 출사된 광의 반사 및 산란에 의해 생성된 광(이하, 반사되고 산란된 광을 "물체광"이라 칭함)을 수광하는 출사/수광 유닛(radiation/reception unit)(2)을 포함한다. 또한, 생체 관측 장치(1)는 스캔 유닛(3), 구동 신호 발생부(4), 증폭부(5), 신호 처리부(6), 퍼스널 컴퓨터(이하, PC라 불림)(7), 표시 유닛(8) 및 스캔 신호 발생부(9)를 포함한다.
스캔 유닛(3)은 스캔 신호 발생부(9)로부터 발행된 스캔 신호에 응답하여, 생체 조직(LT)에 대한 출사/수광 유닛(2)의 위치(즉, 스캔 위치)를 변경하고 초음파 및 광을 출사하도록 구성된다.
구동 신호 발생부(4)는, 주파수들이 점차 변화하는 광을 출사/수광 유닛(2)으로부터 출사시키기 위한 광원 구동 신호를 생성하고, 생성된 광원 구동 신호를 출력한다. 구동 신호 발생부(4)는, 소정의 파장(또는 소정의 주파수)을 갖는 초음파를 출사/수광 유닛(2)으로부터 출사시키기 위한 초음파 구동 신호를 생성하고, 생성된 초음파 구동 신호를 출력한다. 또한, 제어 유닛으로서의 기능을 하는 구동 신호 발생부(4)는, 신호 처리부(6)의 제어 하에 광원 구동 신호 및 초음파 구동 신호의 출력 상태를 변화시킨다. 구체적으로는, 구동 신호 발생부(4)는, 신호 처리부(6)의 제어 하에 초음파 구동 신호의 출력 상태를 변화시켜, 출사/수광 유닛(2)(의 초음파 트랜스듀서(transducer)(26))으로부터 출사되는 초음파의 출사 상태를 "오프"로부터 "온"으로, 또는 그 반대로 전환한다.
증폭부(5)는 파워 앰프(power amplifier)를 포함한다. 이러한 증폭부(5)는 구동 신호 발생부(4)로부터 출력된 초음파 구동 신호의 전력을 증폭하고, 증폭된 초음파 구동 신호를 출사/수광 유닛(2)에 제공한다.
수광소자(photo detector)로서의 기능을 갖는 출사/수광 유닛(2)은, 광원(21)과, 하프 미러(22)와, 참조 미러(25)와, 중앙부에 개구부(26a)가 형성된 초음파 트랜스듀서(26)와, 광 검출부(27)를 갖고 구성되어 있다.
광원(21)은, 생체 조직(LT)에 들어갈 수 있는 광을, 광의 파장을 점차 변화시키면서 방출한다. 광원(21)은, 예를 들면, 파장 가변 레이저 광원(wavelength tunable laser source)(도시하지 않음), 또는 SLD(Super Luminescent Diode)와 간섭 필터와의 조합(도시하지 않음)으로 구성되어 있다. 광원(21)은, 구동 신호 발 생부(4)로부터 제공된 광원 구동 신호에 기초하여, 예를 들면, 광원으로부터의 조명광의 파장을 최대 파장(λmax)으로부터 최소 파장(λmin)까지 점차 변화시키면서, 광을 하프 미러(22)로 방출한다. 본 실시예에 있어서, 광원(21)으로부터의 조명광은, 연속파의 광 또는 펄스 광일 수 있다. 또한, 광원(21)은, 예를 들면 600nm∼1000nm 범위의 중심 파장을 갖는 광을 방출하도록 구성된다. 그러나 광원(21)의 구성은 위의 구성에 한정되지 않는다.
하프 미러(22)는, 광원(21)으로부터 전파된(traveled) 광 중에서, 그 광의 일부를 반사해서 반사된 광을 참조 미러(25)를 향하여 출사하고, 그 광의 남은 일부를 초음파 트랜스듀서(26)를 향하여 투과시킨다. 하프 미러(22)로부터 참조 미러(25)로 전파된 광은, 참조 미러(25)에 의해 반사된 후, 하프 미러(22)에 참조광으로서 입사된다. 하프 미러(22)로부터 초음파 트랜스듀서(26)로 전파된 광은, 생체 조직(LT)을 향하여 출사되기 전에 개구부(26a)를 통과한다.
본 실시예에 있어서, 출사/수광 유닛(2)(의 초음파 트랜스듀서(26))과 생체 조직(LT) 사이의 공간은, 생체 관측 장치(1)의 각 유닛에 의해 생체 조직(LT)의 생체 정보를 취득하기 위한 동작들이 행해지기 전에, 예를 들어, 물 등의 초음파 전달 매체(UM)에 의해 채워진다.
초음파 트랜스듀서(26)는 초음파 발생부로서 기능한다. 이 초음파 트랜스듀서(26)는 구동 신호 발생부(4)로부터 제공된 초음파 구동 신호에 응답하여 구동되고, 개구부(26a)를 통과하는 광의 축을 따라, 연속파인 소정의 초음파를 생체 조 직(LT)을 향하여 출사한다. 초음파는 수 메가헤르츠(㎒) 내지 수십 메가헤르츠(㎒)의 주파수를 갖는다. 이러한 초음파는, 주기적인 압축파(cyclic compressional wave)로서 생체 조직(LT)의 내부를 통해 전파한다. 본 실시예에 있어서, 초음파는 수속되지 않은 상태로 생체 조직(LT)을 향해 출사된다. 그러나 음향 렌즈(acoustic lens) 등의 수속 수단(convergence means)이 초음파를 수속하는 데 사용되어 수속된 초음파가 생체 조직(LT)으로 출사될 수 있다. 초음파 트랜스듀서(26)로부터 출사된 초음파는, 연속파에 한정되지 않는다는 것을 주의해야 한다. 예를 들면, 펄스파가 이용될 수 있다.
초음파 트랜스듀서(26)가 초음파를 출사하지 않는 동안(즉, 초음파의 출사 상태가 "오프"인 동안), 출사/수광 유닛(2)으로부터 출사된 광은, 그 광의 파장과 연관된 부분(영역)에 도달할 때까지 깊이 방향으로 생체 조직(LT)의 내부를 전파한다. 광은 그 부분에서 반사된다. 반사된 광은 개구부(26a)를 통과한 후, 하프 미러(22)에 제1 물체광으로서 입사된다.
한편, 초음파 트랜스듀서(26)가 초음파를 출사하는 동안(즉, 초음파의 출사 상태가 "온"인 동안), 출사/수광 유닛(2)으로부터 출사된 광은, 초음파에 의해 밀도가 극대화된 부분(영역)에서 반사된다. 반사된 광은 개구부(26a)를 통과한 후, 하프 미러(22)에 제2 물체광으로서 입사된다. 즉, 하프 미러(22)를 투과한 광은, 초음파에 의해 밀도가 증대된, 생체 조직(LT) 내부의 부분에서 반사된 후, 하프 미러(22)에 물체광으로서 입사된다.
하프 미러(22)는 광을 둘로 분기하는 광 분기 유닛으로서의 기능을 한다. 하프 미러(22)는, 참조 미러(25)로부터 나오는 참조광이 초음파 트랜스듀서(26)로부터 나오는 물체광과 간섭하게 하여, 2다발의 광(two fluxes of light) 사이의 간섭에 의해 생기는 간섭광을 광 검출부(27)측으로 출사한다.
간섭 신호 출력 유닛으로서 기능을 하는 광 검출부(27)는, 하프 미러(22)로부터 나오는 간섭광에 헤테로다인 검출(heterodyne detection)을 적용하고, 검출한 간섭광을 전기 신호인 간섭 신호로 변환해서 그 간섭 신호를 신호 처리부(6)에 출력한다.
신호 처리부(6)는, 예를 들면, 스펙트럼 애널라이저(spectrum analyzer) 또는 디지털 오실로스코프(digital oscilloscope)를 구비하고, 연산 유닛으로서 기능을 한다. 신호 처리부(6)는, 제1 간섭 신호 및 광원 구동 신호에 기초하여, 광원(21)으로부터 발하여지는 광의 파장이 변화하는 타이밍과 연관된 비트(beat) 주파수(fb)를 산출한다. 제1 간섭 신호는 파장이 점차 변화하는 광이 생체 조직(LT)에 대하여 발하여지는 타이밍에서 입력된다. 광원 구동 신호는 구동 신호 발생부(4)로부터 출력된다. 신호 처리부(6)는 산출 결과를 PC(7)에 출력한다. 비트 주파수(fb)의 산출에 대해서는 나중에 상세하게 설명한다.
또한, 광원(21)으로부터 발하여지는 광의 파장이 점차 변화하는 타이밍과 연관된 비트 주파수(fb)의 산출이 완료된 후, 신호 처리부(6)는 초음파 트랜스듀서(26)로부터 소정의 초음파를 생체 조직(LT)에 출사시키고 광원(21)으로부터 발하여지는 광의 주파수를 최대 파장(λmax)으로부터 최소 파장(λmin)까지 점차 변화시키 도록 구동 신호 발생부(4)를 제어한다. 그 다음, 신호 처리부(6)는, 상기 제어 하에서 입력되는 제2 간섭 신호와, 구동 신호 발생부(4)로부터 출력되는 초음파 구동 신호 및 광원 구동 신호에 기초하여, 광원(21)으로부터 발하여지는 광의 파장이 변화된 타이밍과 연관된 비트 주파수(fb)와, 상기 타이밍과 연관된 도플러 시프트 양(Doppler shift amount)(주파수 변조의 양)(fd)과의 합(즉, fb+fd)을 산출한다. 신호 처리부(6)는 산출 결과를 PC(7)에 출력한다. (fb+fd)의 산출에 대해서는 나중에 상세하게 설명한다.
PC(7)는, 각종 연산 및 처리를 행하는 CPU(central processing unit)(7a)와, 저장 유닛으로서 기능을 하고 각종 데이터 등을 저장하는 메모리(7b)를 포함한다. 연산 유닛으로서 기능을 하는 PC(7)의 CPU(7a)는, 비트 주파수(fb) 및 (fb+fd)의 값에 기초하여 산출 처리를 행한다. 따라서, 생체 조직(LT)의 깊이 방향(도 1에 도시된 Z-축 방향)의 화상 데이터가 생성된다. 또한, PC(7)는 생성된 화상 데이터를, 스캔 유닛(3)에 의해 스캔이 수행될 수 있는 스캔 범위 내의 위치들(X-축 및 Y-축 방향들)을 나타내는 스캔 위치 정보와 관련시키며, 서로 관련되는 화상 데이터 및 스캔 위치 정보는 메모리(7b)에 저장된다.
또한, PC(7)의 CPU(7a)는, 화상 데이터를 제공하는 현재의 스캔 위치가 스캔 유닛(3)에 의해 제어된 스캔 범위의 종단 위치인지의 여부를 결정한다. 현재의 스캔 위치가 종단이 아니라고 결정된 경우, 스캔 신호 발생부(9)는 스캔 위치를 변경시키면서 초음파 및 광을 출사시키도록 제어된다. 또한, PC(7)의 CPU(7a)는 1 프 레임분의 화상 데이터가 메모리(7b)에 저장되어 있는지의 여부를 결정한다. 이 저장에 대한 결정이 긍정이면, 화상 데이터는 화상 신호들로 변환되어 표시 유닛(8)에 출력된다.
스캔 신호 발생부(9)는, PC(7)의 제어 하에서 X-축 및 Y-축 방향들로 스캔 위치를 변경시키면서 초음파 및 광을 출사시키기 위한 스캔 신호들을 스캔 유닛(3)에 제공한다.
이제 본 실시예에 따른 생체 관측 장치(1)의 동작들에 대해서 도 2에 도시된 흐름도를 참조하여 설명한다.
우선, 오퍼레이터(operator)는, 생체 관측 장치(1)의 각 부분에 전원을 투입하고, 도 1에 도시된 Z-축 방향(즉, 생체 조직(LT)의 깊이 방향)으로 초음파 및 광이 출사되도록, 출사/수광 유닛(2)의 초음파 트랜스듀서(26)를 배치한다. 동시에, 초음파 트랜스듀서(26)와 생체 조직(LT) 사이의 공간을 예를 들어, 물 등의 초음파 전달 매체(UM)로 채운다.
그 후, 오퍼레이터는, 조작 장치(도시되지 않음)에 장착된 스위치들을 턴온(turn on)하여, 생체 조직(LT)에 대한 생체 정보의 취득을 개시하도록 지시한다.
구동 신호 발생부(4)는, 이러한 지시(instruction)에 응답하여, 파장이 최대 파장(λmax)으로부터 최소 파장(λmin)까지 점차 변화(감소)하는 광을 출사/수광 유닛(2)으로부터 출사하기 위한 광원 구동 신호를 생성하고, 광원(21)에 광원 구동 신호를 제공한다.
단계(S1)에서, 광원(21)은 구동 신호 발생부(4)로부터 제공된 광원 구동 신호에 기초하여, 광원(21)이 그로부터 발하여진 광의 파장을 최대 파장(λmax)으로부터 최소 파장(λmin)까지 점차 변화(감소)시키면서, 하프 미러(22)에 광을 방출한다.
광원(21)으로부터 발하여진 광의 일부는 하프 미러(22)를 통과하고, Z-축 방향(생체 조직(LT)의 깊이 방향)으로 개구부(26a)를 통해 출사된다. 개구부(26a)를 통해 출사된 광은, 광의 파장과 연관된 부분에 도달할 때까지, 생체 조직(LT)의 내부를 깊이 방향으로 전파한다. 광은 그 부분에서 반사된다. 반사된 광은 개구부(26a)를 통과한 후, 제1 물체광으로서 하프 미러(22)에 입사된다.
한편, 광원(21)으로부터 발하여진 광의 다른 일부는 하프 미러(22)에 의해 반사되고, 참조 미러(25)로 출사된다. 참조 미러(25)로 출사된 광은 참조 미러(25)에 의해 반사되고, 그 후 참조광으로서 하프 미러(22)에 입사된다.
하프 미러(22)는, 참조 미러(25)로부터 나오는 참조광이 초음파 트랜스듀서(26)로부터 나오는 제1 물체광과 간섭하게 하여, 2다발의 광 사이의 간섭에 의해 생기는 간섭광을 제1 간섭광으로서 광 검출부(27)로 향하여 출사한다.
단계(S2)에서, 광 검출부(27)는 하프 미러(22)로부터 나온 제1 간섭광에 대해 헤테로다인 검출을 적용하고 검출된 제1 간섭광을 전기 신호인 제1 간섭 신호로 변환하여 그 제1 간섭 신호를 신호 처리부(6)로 출력한다. 단계(S3)에서, 신호 처리부(6)는, 구동 신호 발생부(4)로부터 제공된 광원 구동 신호 및 제1 간섭 신호에 기초하여, 광원(21)으로부터 발하여진 광의 파장이 변화되는 타이밍과 연관된 비트 주파수(fb)를 산출한다.
이 후, 신호 처리부(6)에 의해 수행된 비트 주파수(fb)의 산출이 기술될 것이다.
광원(21)으로부터 발하여진 광의 주파수는, 광의 파장이 최대 파장(λmax)으로부터 최소 파장(λmin)까지 점차 감소됨에 따라, 최소 주파수(fmin)로부터 최대 주파수(fmax)까지 점차 증가된다. 즉, 광의 주파수가 점차 증가됨에 따라, 서로 간섭하는 참조광 및 물체광의 주파수들도 점차 증가된다. 본 실시예에서, 참조광의 주파수 및 물체광의 주파수는 둘다 도 3에 도시된 바와 같이 선형적으로 증가한다는 것을 주목한다. 도 3은, 제1 간섭 신호로부터 검출된 물체광 및 참조광의 주파수들의 시간 변화들과 그 제1 간섭 신호에 기초하여 산출된 값들 사이의 상관관계를 도시한다.
본 실시예에서는, 광원(21)으로부터 발하여진 광의 파장이 최대 파장(λmax)으로부터 최소 파장(λmin)까지 점차 변화되고, 최대 파장(λmax)을 갖는 광이 우선적으로 출사/수광 유닛(2)으로부터 출사되고, 최소 파장(λmin)을 갖는 광이 마지막으로 출사/수광 유닛(2)으로부터 출사된다. 출사된 광이 생체 조직(LT)의 심층(deep layer)(출사되는 가장 깊은 층)에서 반사되는 경우에, 광은, 참조광에 대해 가장 긴 지연 시간을 갖는 물체광으로서 하프 미러(22)에 입사된다. 출사된 광이 생체 조직(LT)의 표층(출사되는 가장 얕은 층)에서 반사되는 경우에, 광은, 참조광에 대해 가장 짧은 지연 시간을 갖는 물체광으로서 하프 미러(22)에 입사된다.
단위 시간 당 광의 주파수 변화량을 나타내는 주파수 변화 레이트(α)가 다음의 수학식 1에 의해 산출된다.
Figure 112008060006925-PAT00001
여기서, Δf는 출사/수광 유닛(2)으로부터 출사된 광의 주파수 변화 범위(fmax-fmin)이고, ΔT는 최소 주파수(fmin)로부터 최대 주파수(fmax)까지 광의 주파수를 변화시키는데 요구되는 시간인 주파수 변화 시간이다.
참조광이 하프 미러(22)에 입사될 때의 시간과 물체광이 하프 미러(22)에 입사될 때의 시간 사이의 기간(a period of time)을 나타내는 지연 시간(τ)은, 다음 수학식 2에 의해 산출된다.
Figure 112008060006925-PAT00002
여기서, c는 광의 속도이고, n은 생체 조직(LT)의 굴절률이고, z는 깊이 방향(Z-축 방향)에 위치된 일부분의 깊이이다.
그 후, 주파수 변화 시간(ΔT) 내의 한 타이밍(ti)(0＜ti≤ΔT)과 연관된 비트 주파수(fb)는 다음의 수학식 3에 의해 산출된다.
Figure 112008060006925-PAT00003
즉, 신호 처리부(6)는, 구동 신호 발생부(4)로부터 제공된 광원 구동 신호 및 제1 간섭 신호에 기초해서, 상기 수학식 1 내지 3을 사용하여 각각의 지연 시간(τ)과 연관된 비트 주파수(fb)를 산출하고, 산출 결과를 PC(7)에 제공한다.
도 3은 제1 간섭 신호로부터 검출된 물체광 및 참조광의 주파수들의 시간 변화들과, 상기 수학식 1 내지 3에서 사용된 파라미터들인 광의 주파수 변화 범위(Δf), 주파수 변화 시간(ΔT), 주파수 변화 레이트(α), 지연 시간(τ), 및 비트 주파수(fb)의 값들 사이의 상관관계를 도시한다는 것에 주목한다.
각각의 지연 시간(τ)에 기초한 비트 주파수(fb)의 산출이 완료된 후, 신호 처리부(6)는 초음파 트랜스듀서(26)로부터 생체 조직(LT)까지 소정의 초음파를 출사시키고, 광원(21)으로부터 발하여진 광의 주파수를 최대 파장(λmax)으로부터 최소 파장(λmin)까지 점차 변화시키도록 구동 신호 발생부(4)를 제어한다.
한편, 단계(S4)에서, PC(7)는 신호 처리부(6)로부터 출력된 비트 주파수(fb)의 값들을 메모리(7b)에 순차 저장한다.
구동 신호 발생부(4)는, 신호 처리부(6)의 제어 하에, 파장이 최대 파장(λmax)으로부터 최소 파장(λmin)까지 점차 변화하는 광을 출사/수광 유닛(2)으로부터 출사시키기 위한 광원 구동 신호를 생성하고, 광원 구동 신호를 광원(21)에 출력한 다. 또한, 구동 신호 발생부(4)는, 신호 처리부(6)의 제어 하에, 소정의 파장(또는 주파수)을 갖는 초음파를 출사/수광 유닛(2)으로부터 출사시키기 위한 초음파 구동 신호를 생성하고, 초음파 구동 신호를 증폭부(5)를 통해 초음파 트랜스듀서(26)에 출력한다.
단계(S5)에서, 초음파 트랜스듀서(26)는, 구동 신호 발생부(4)로부터 제공된 초음파 구동 신호에 응답하여, 개구부(26a)를 통과하는 광의 축을 따라 생체 조직(LT)을 향하여, 연속파인 초음파를 출사한다. 그 후, 초음파 트랜스듀서(26)로부터 출사된 초음파는 주기적인 압축파로서 생체 조직(LT)의 내부를 전파한다. 즉, 초음파 트랜스듀서(26)로부터 출사된 초음파는 그의 저주파 부분들(즉, 긴 파장들)로부터 길이의 압축파(longitudinal compressional wave)로서 생체 조직(LT)의 내부를 깊이 방향으로 순차 전파한다. 따라서, 생체 조직에 입사되는 초음파의 주파수들은 시간에 따라 높아진다(즉, 파장들은 짧아진다). 초음파 트랜스듀서(26)로부터 출사된 초음파는 펄스광일 수 있으며, 연속파의 광으로 한정되지 않는다는 것을 주목한다.
생체 조직(LT)의 내부를 전파하는 초음파는 그 강도(intensity)(즉, 진폭)에 의해 결정되는 압축 정도에 따라 내부 조직에 압축을 가하고, 이것은 조직 밀도가 국부적으로 변화되도록 조직에 국부(local) 압축을 제공할 것이다. 이는, 도 1에서 UW에 의해 표시된 바와 같이, 생체 조직(LT)의 밀도들이, 생체 조직(LT)에서의 각각의 Z-축 방향(깊이 방향) 위치들(부분들)에서 국부적으로 최대화되는(즉, 높게 되는) 결과를 가져오고, 여기서 그러한 위치들은 생체 조직(LT)의 내부에서 전송되 는 초음파의 최대 강도들에 공간적으로 대응한다.
그러한 국부적으로 압축된 조직 부분들은 다른 부분들보다 밀도가 더 커서, 그러한 국부적으로 밀도가 최대화된 조직 부분들은 광을 강하게 반사(및 산란)시킬 수 있다. 도 1에서, 생체 조직(LT)의 내부의 Z-축 방향에 위치된 이러한 국부적으로 밀도가 최대화된 조직 부분들은 초음파의 파면들(R1, R2,…, RN)(이후, "초음파 파면들"로서 지칭됨)로서 도시된다. 초음파의 출사가 완료된 그 순간에, 초음파 파면들(R1, R2,…, RN)은 초음파 전송 방향(Z-축 방향)을 따라 공간적으로 순차 배치된다.
한편, 단계(S6)에서, 광원(21)은, 구동 신호 발생부(4)로부터 제공된 광원 구동 신호에 기초하여, 광원(21)이 그로부터 발하여진 광의 파장을 최대 파장(λmax)으로부터 최소 파장(λmin)까지 점차 변화(감소)시키면서 하프 미러(22)에 광을 방출한다.
광원(21)으로부터 출사된 광의 일부는 하프 미러(22)를 통과하고, 그 후 도 1에 도시된 Z-축 방향(생체 조직(LT)의 깊이 방향)으로 개구부(26a)를 통해 출사된다. 생체 조직(LT)에서, 개구부(26a)를 통해 출사된 광은, 다수의 초음파 파면들(R1, R2,…, RN) 각각과 마주쳐, 광이 각각의 파면에 의해 부분적으로 반사(산란을 포함)되게 된다. 각각의 초음파 파면들(R1, R2,…, RN)로부터 나오는 반사 광은 주파수 fd의 도플러 시프트(즉, 주파수 변조)를 받은 물체광(반사 광)으로서 개구 부(26a) 및 변조부(도시되지 않음)를 통해 하프 미러(22)로 되돌려진다.
한편, 광원(21)으로부터 발하여진 광의 다른 일부는 하프 미러(22)에 의해 반사되고 참조 미러(25)로 출사된다. 참조 미러(25)로 출사된 광은 참조 미러(25)에 의해 반사되고 그 후 참조광으로서 하프 미러(22)에 입사된다.
하프 미러(22)는, 참조 미러(25)로부터 나오는 참조광이 초음파 트랜스듀서(26)로부터 나오는 물체광과 간섭하게 하여, 2다발의 광 사이의 간섭에 의해 생기는 간섭광을 제2 간섭광으로서 광 검출부(27)를 향해 출사한다.
단계(S7)에서, 광 검출부(27)는 하프 미러(22)로부터 나오는 제2 간섭광에 대해 헤테로다인 검출을 적용하고, 검출된 제2 간섭광을 전기 신호인 제2 간섭 신호로 변환하여, 제2 간섭 신호를 신호 처리부(6)로 출력한다. 단계(S8)에서, 신호 처리부(6)는, 구동 신호 발생부(4)로부터 제공된 광원 구동 신호 및 초음파 구동 신호 둘다와, 제2 간섭 신호에 기초하여, 광원(21)으로부터 발하여진 광의 파장이 변화되는 타이밍과 연관된 비트 주파수(fbd)를 산출한다.
이 후, 신호 처리부(6)에 의해 수행된 비트 주파수(fbd)의 산출이 설명될 것이다.
생체 조직(LT)에서, 각각의 초음파의 파면들(R1, R2, ..., RN)이 배치되는 각각의 부분의 굴절률은 (n+Δn)으로서 표현되고, 여기서, n은 생체 조직(LT)의 굴절률이고, Δn은 생체 조직(LT)의 밀도가 초음파 트랜스듀서(26)로부터 출사된 초음파에 의해 최대화될 때 생성된 굴절률의 변화량이다. 즉, 비트 주파수(fbd)는 다음 수학식 4에 의해 산출된다.
Figure 112008060006925-PAT00004
여기서, V는 초음파 트랜스듀서(26)로부터 출사된 초음파의 속도이고, λ은 초음파의 파장이다. 전술한 바와 같이, 비트 주파수(fbd)는 주파수 변화 시간(ΔT) 내의 한 타이밍(ti)과 연관된 도플러 시프트 양인 fd를, 타이밍(ti)과 연관된 비트 주파수(fb)에 더함으로써 산출된다.
초음파의 속도(V) 및 초음파의 파장(λ)은 구동 신호 발생부(4)로부터 제공된 초음파 구동 신호에 기초하여 검출된 (소정의) 값들임을 주목한다.
즉, 신호 처리부(6)는, 상기 수학식 1 내지 4를 사용해서 구동 신호 발생부(4)로부터 제공된 초음파 구동 신호 및 광원 구동 신호 둘다와, 제2 간섭 신호에 기초하여 각각의 지연 시간(τ)과 연관된 비트 주파수(fbd)를 산출하고, 산출 결과를 PC(7)에 제공한다.
도 4는, 제2 간섭 신호로부터 검출된 물체광 및 참조광의 주파수들의 시간 변화들과, 상기 수학식 1 내지 4에서 사용된 파라미터들인 주파수 변화 범위(Δf), 주파수 변화 시간(ΔT), 주파수 변화 레이트(α), 지연 시간(τ), 및 비트 주파수(fbd)의 값들 사이의 상관관계를 도시한다는 것을 주목한다.
각각의 지연 시간(τ)과 연관된 비트 주파수(fbd)의 산출이 완료된 후, 신호 처리부(6)는 초음파 트랜스듀서(26)로부터 초음파를 출사하는 것을 중지시키도록 구동 신호 발생부(4)를 제어한다. 신호 처리부(6)는, 초음파 트랜스듀서(26)로부터 초음파를 출사시키고, 초음파의 출사를 중지함과 동시에 또는 중지한 후에 광원(21)으로부터 광을 방출시키도록 구동 신호 발생부(4)를 제어할 수 있다는 것을 주목한다.
한편, 단계(S9)에서, PC(7)는 신호 처리부(6)로부터 출력된 비트 주파수(fbd)의 값들을 순서대로 메모리(7b)에 저장한다. PC(7)의 CPU(7a)는, 메모리(7b)에 저장된 비트 주파수의 값들을 예를 들어, 그 값들이 저장된 시간에 따라 내림차순으로, 소트(sort)한다. 따라서, 한 타이밍(ti)과 연관된 비트 주파수(fb) 및 그 타이밍(ti)과 연관된 비트 주파수(fbd)는 동일하다.
다음으로, 단계(S10)에서, CPU(7a)는, 한 타이밍(ti)과 연관된 비트 주파수(fb)를 그 타이밍(ti)과 연관된 비트 주파수(fbd)로부터 빼는 것에 의해, 그 타이밍(ti)과 연관된 도플러 시프트 양(fd)을 취득한다.
그 후, CPU(7a)는, 초음파 트랜스듀서(26)로부터 출사된 초음파의 주파수의 2배인 (2V/λ)로 도플러 시프트 양(fd)을 나누는 것에 의해, 산란 정보(산란 상태를 나타내는 정보)인 (n+Δn)를 취득한다.
한편, 비트 주파수(fb) 및 비트 주파수(fbd)의 값들은 수학식 3 및 4에 나타낸 바와 같이, 지연 시간(τ)의 값에 비례하여 증가한다. 그 후, 생체 조직(LT)의 심층에서 반사된 물체광의 지연 시간은 주파수 변화 시간(ΔT)과 가장 가까운(비트 주파수(fb) 및 비트 주파수(fbd)가 최대로 되는) 값이고, 생체 조직(LT)의 표층에서 반사된 물체광의 지연 시간은 "0"에 가장 가까운(비트 주파수(fb) 및 비트 주파수(fbd)가 최소로 되는) 값이다. 즉, CPU(7a)는, 심층과 표층 사이에 위치되고 각각의 초음파의 파면들(R1, R2,…, RN)이 도 1에 도시된 바대로 발생되는 비트 주파수(fb) 및 비트 주파수(fbd)의 소트된 값들을 참조하는 것에 의해, 각각의 부분에서의 (n+Δn)(산란 정보)의 값을 고유하게 특정(identify)할 수 있다. 결과적으로, 신호 처리부(6) 및 PC(7)는, 오퍼레이터에 의해 요구되는 관찰(observation) 위치에 배치되고 Z-축 방향(즉, 생체 조직(LT)의 깊이 방향)에 배치된 부분들(N개)의 생체 정보를 한번에 취득할 수 있다.
도 1에 도시된 바대로 각각의 초음파의 파면들(R1, R2,…, RN)이 발생되는 각각의 부분에서의 (n+Δn)의 값이 특정된 후, CPU(7a)는 (n+Δn)의 값들을 맵핑하여 Z-축 방향(즉, 생체 조직(LT)의 깊이 방향)에 배치된 부분들의 화상 데이터를 생성한다. CPU(7a)는, 생성된 화상 데이터를 스캔 범위 내의 위치들(X-축 및 Y-축 방향들)을 나타내는 스캔 위치 정보와 관련시키고, 여기서 스캔은 스캔 유닛(3)에 의해 수행될 수 있고, 서로 관련된 스캔 위치 정보 및 화상 데이터를 메모리(7b)에 저장한다. 단계(S11)에서, CPU(7a)가, 화상 데이터를 공급하는 현재의 스캔 위치가 스캔 유닛(3)에 의해 제어되는 스캔 범위의 종단(end) 위치가 아닌 상태를 검출한 경우, 단계(S12)에서, CPU(7a)는 도 1에 도시된 X-축 또는 Y-축 방향으로 스캔 위치를 변화시켜 초음파 및 광을 출사하도록 스캔 신호 발생부(9)를 제어한다.
신호 처리부(6)가, 스캔 위치를 변화시키기 위한 제어가 PC(7)에 의해 수행되는 상태를 검출한 경우, 신호 처리부(6)는, 변화된 스캔 위치에서 제1 간섭 신호를 취득하기 위해 광원(21)으로부터 발하여진 광의 파장을 최대 파장(λmax)으로부터 최소 파장(λmin)까지 점차 변화시키도록 구동 신호 발생부(4)를 제어한다. 그 후, 생체 관측 장치(1)의 각각의 부분은, 스캔 위치가 스캔 유닛(3)에 의해 제어되는 스캔 범위의 종단 위치에 도달할 때까지, 단계(S1)로부터 전술한 동작들을 반복적으로 수행한다.
그 다음, PC(7)의 CPU(7a)가, 생성된 화상 데이터의 스캔 위치가 스캔 유닛(3)에 의해 제어된 스캔 범위의 종단 위치에 도달한 상태, 즉, 1 프레임분의 화상 데이터가 메모리(7b)에 저장된 상태를 검출하면, CPU(7a)는 화상 데이터를 영상신호로 변환해서 그 영상 신호를 표시 유닛(8)에 출력한다. 이에 의해, 표시 유닛(8)은, 오퍼레이터에 의해 요구되는 생체 조직(LT)의 관찰 영역의 단층상(tomogram)(이차원 화상 또는 삼차원 화상)을 표시한다.
이상 설명한 바와 같이, 본 실시예의 생체 관측 장치(1)는, 생체 조직(LT)에 대하여 광만을 출사했을 경우에 취득되는 제1 비트 주파수, 및 생체 조직(LT)에 대 하여 광과 음파를 둘다 출사했을 경우에 취득되는 제2 비트 주파수에 기초하여, 음파에 의해 밀도가 증대된 깊이 방향으로 위치한 부분들을, 그 부분들의 산란 정보와 고유하게 관련시킬 수 있다. 그 결과, 본 실시예의 생체 관측 장치(1)는, 피검체(생체)의 심부의 정보(생체 정보)를, 종래에 비해서 고S/N 및 고속으로 취득할 수 있다.
전술한 실시예에 있어서, 초음파 및 광이 출사되는 방향들은 도 1에 도시된 Z-축 방향에 대하여 평행하지만, 이것에 한정되지 않는다. 예를 들면, 초음파 및 광 중 어느 하나가 Z-축 방향에 대하여 비스듬히 출사될 수 있다.
또한, 구동 신호 발생부(4)로부터 제공되는 광원 구동 신호에 기초하여 광원(21)으로부터 발하여진 광의 상태는, 광의 파장이 최대 파장(λmax)으로부터 최소 파장(λmin)까지 점차 감소하는 전술한 상태에 한정되지 않는다. 광의 파장은 최소 파장(λmin)으로부터 최대 파장(λmax)까지 점차 증가할 수 있다. 또한, 전술한 실시예에 있어서, 제1 간섭 신호 및 제2 간섭 신호가 하나의 스캔 위치에서 취득되고 그 후에 그 스캔 위치가 스캔 범위 내에서 변화되는 동작이 반복하여 수행된다. 그러나, 제1 간섭 신호들이 스캔 범위 내의 모든 스캔 위치들에서 취득되고 그 후에 제2 간섭 신호들이 동일 스캔 범위 내의 모든 스캔 위치들에서 취득되는 동작이 수행될 수 있다.
한편, 전술한 효과와 마찬가지의 효과를 얻기 위해, 도 1에 도시된 생체 관측 장치(1)는 도 5에 도시된 생체 관측 장치(1A)로 수정될 수 있다. 도 1과 동일 한 참조 번호들은 도 5에서의 동일 부분을 나타낸다.
실제로는, 생체 관측 장치(1A)는, 스캔 유닛(3), 구동 신호 발생부(4), 증폭부(5), 신호 처리부(6), PC(7), 표시 유닛(8), 스캔 신호 발생부(9), 광원(21), 참조 미러(25), 초음파 트랜스듀서(26), 및 광 검출부(27) 이외에, 광 파이버(52a, 52b, 52c 및 52d), 광 커플러(53), 및 시준 렌즈(collimating lens)(56)를 주요부로서 포함한다.
광 커플러(53)는, 도 6에 도시한 바와 같이, 제1 커플러(53a)와 제2 커플러(53b)를 포함한다.
광 파이버(52a)는, 도 5 및 도 6에 도시된 바와 같이, 일단측이 광원(21)에 접속되어 있고 타단측이 제1 커플러(53a)에 접속되어 있다.
광 파이버(52b)는, 도 6에 도시된 바와 같이, 수광용의 파이버 번들(60a)과 송광용의 파이버 번들(60b)을 포함한다. 파이버 번들(60a)은, 일단측이 제2 커플러(53b)에 접속되어 있고 타단측이 초음파 트랜스듀서(26)의 중앙부에 형성된 개구부(예를 들면, 도 5에는 도시하지 않은 개구부(26a))에 삽입 관통되면서 접속되어 있다. 한편, 파이버 번들(60b)은, 일단측이 제1 커플러(53a)에 접속되어 있고 타단측이 초음파 트랜스듀서(26)의 중앙부에 형성된 개구부(예를 들면, 도 5에는 도시하지 않은 개구부(26a))에 삽입 관통되면서 접속되어 있다. 파이버 번들(60a 및 60b)의 각 단부는, 초음파 트랜스듀서(26)의 개구부에서 도 7에 도시된 바와 같이 배치되어 있다. 도 7에서, 파이버 번들(60a)은 중심부(core)에 적응되고 파이버 번들(60b)에 의해 둘러싸여 있다.
또한, 광 파이버(52c)는, 도 6에 도시한 바와 같이, 수광용의 파이버 번들(60c)과 송광용의 파이버 번들(60d)을 포함한다. 파이버 번들(60c)은, 일단측이 제2 커플러(53b)에 접속되어 있고 타단측이 시준 렌즈(56)로부터 광이 나오는 소정 위치에 배치되어 있다. 또한, 파이버 번들(60d)은, 일단측이 제1 커플러(53a)에 접속되어 있고 타단측이 시준 렌즈(56)로 광이 출사될 수 있는 소정 위치에 배치되어 있다.
광 파이버(52d)는, 도 5 및 도 6에 도시한 바와 같이, 일단측이 제2 커플러(53b)에 접속되어 있고 타단측이 광 검출부(27)에 접속되어 있다.
전술한 바와 같이, 이 생체 관측 장치(1A)에서는, 파장이 최대 파장(λmax)으로부터 최소 파장(λmin)까지 점차 변화(감소)되면서 광원(21)으로부터 발하여진 광은, 광 파이버(52a), 제1 커플러(53a) 및 파이버 번들(60b)을 통해서 생체 조직(LT)에 대하여 출사됨과 함께, 광 파이버(52a), 제1 커플러(53a) 및 파이버 번들(60d)을 통해서 시준 렌즈(56)에 대하여 출사된다.
시준 렌즈(56)에 입사된 광은, 평행한 광속을 갖는 광(parallel-flux light)으로 변환되어, 참조 미러(25)에 출사된다. 이 광은 참조 미러(25)에 의해 반사되고, 반사된 광은 다시 시준 렌즈(56)를 통과하고, 참조광으로서 파이버 번들(60c)에 출사된다. 그 다음, 파이버 번들(60c)에 입사된 참조광은 제2 커플러(53b)에 출사된다.
한편, 생체 조직(LT)에 대하여 출사된 광은, 그 광의 파장과 연관된 부분에 도달할 때까지 깊이 방향으로 생체 조직(LT)의 내부를 전파하고(travel), 그 부분에서 반사된다. 그 부분에서 반사된 광은, 물체광으로서 파이버 번들(60a)에 입사된다.
파이버 번들(60a)로부터 나오는 물체광은, 제2 커플러(53b)에 있어서, 파이버 번들(60c)로부터 나오는 참조광과 간섭하고, 이에 의해 간섭광을 생성한다. 간섭광은 광 파이버(52d)를 통해 광 검출부(27)에 출사된다.
그 후, 광 검출부(27)로부터 제공되는 제1 간섭 신호에 대하여, 생체 관측 장치(1)에서 수행되는 것과 동일한 처리(전술한 수학식 1 내지 3에 기초하는 처리)가 실시되는 것에 의해, 각 비트 주파수(fb)가 취득된다. 비트 주파수(fb)의 값이 메모리(7b)에 순차 저장된다.
비트 주파수(fb)의 산출이 완료된 후, 연속파인 초음파가 초음파 트랜스듀서(26)로부터 생체 조직(LT)에 대하여 출사되고, 그 후, 주파수가 최대 파장(λmax)으로부터 최소 파장(λmin)까지 점차 변화하는 광이 전술한 경로를 통해 광원(21)으로부터 생체 조직(LT)에 대하여 출사된다.
생체 조직(LT)에 대하여 출사된 광은, 초음파에 의해 생긴 각 초음파 파면(R1, R2,…, RN)에서 부분적으로 순차 반사되고, 여기서, 주파수들(fd)의 도플러 시프트(주파수 변조)를 받은 물체광(반사된 광)이 설명된 바와 같이 생성된다. 이 물체광은 파이버 번들(60a)에 입사된 후, 수광부로서의 기능을 갖는 제2 커플 러(53b)에 출사된다.
파이버 번들(60a)로부터 나오는 물체광은, 제2 커플러(53b)에 있어서, 파이버 번들(60c)로부터 나오는 참조광과 간섭하고, 이에 의해 간섭광을 생성한다. 간섭광은 광 파이버(52d)를 통해 광 검출부(27)에 출사된다.
그 후, 광 검출부(27)로부터 제공되는 제2 간섭 신호에 대하여, 생체 관측 장치(1)에서 수행되는 것과 동일한 처리(전술한 수학식 1 내지 4에 기초하는 처리)가 실시되는 것에 의해, 각 비트 주파수(fbd)가 취득된다. 비트 주파수(fbd)의 값이 메모리(7b)에 순차 저장된다. 이에 의해, 메모리(7b)에 저장된 비트 주파수(fb) 및 비트 주파수(fbd)의 값들에 기초하여, 초음파의 파면들(R1, R2,…, RN)의 각각이 생성된 각 부분에 있어서의 산란 정보가 고유하게 식별된다. 그러므로, 도 5에 도시된 생체 관측 장치(1A)는 전술한 생체 관측 장치(1)의 효과와 마찬가지의 효과를 얻을 수 있다.
본 발명의 생체 관측 장치 및 방법에 따르면, 피검체의 심부의 정보가 고S/N 및 고속으로 취득될 수 있다.
전술한 설명은 많은 특정을 포함하고 있지만, 이것들은 본 발명의 범위를 한정하는 것으로 해석되어서는 안 되며, 단지 본 발명의 바람직한 실시예들의 일부에 대한 예시를 제공하는 것으로서 해석되어야 한다. 그러므로, 본 발명의 범위는 첨부된 특허청구범위에 의해 결정되어야 한다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 생체 관측 장치의 윤곽을 예시하는 블록도.
도 2는 생체 관측 장치의 동작들을 도시하는 흐름도.
도 3은 제1 간섭 신호로부터 검출된 물체광 및 참조광의 주파수의 시간 변화와, 상기 제1 간섭 신호에 기초하여 산출된 값들 사이의 상호 관계를 도시하는 도면.
도 4는 제2 간섭 신호로부터 검출된 물체광 및 참조광의 주파수의 시간 변화와, 상기 제2 간섭 신호에 기초하여 산출된 값들 사이의 상호 관계를 도시하는 도면.
도 5는 본 발명의 실시예에 따른 생체 관측 장치의 변경예를 도시하는 블록도.
도 6은 상기 변경예의 광학 커플러의 구성을 상세하게 도시하는 도면.
도 7은 상기 변경예의 광 파이버의 단부의 구성을 예시하는 단면도.
<도면의 주요 부분에 대한 부호의 설명>
2: 출사/수광 유닛
3: 스캔 유닛
4: 구동 신호 발생부
5: 증폭부
6: 신호 처리부
7: 퍼스널 컴퓨터(PC)
7b: 메모리
8: 표시 유닛
9: 스캔 신호 발생부
21: 광원
22: 하프 미러
25: 참조 미러
26: 초음파 트랜스듀서
26a: 개구부
27: 광 검출부

Claims (19)

  1. 생체 관측 장치로서,
    소정의 파장 또는 주파수를 갖는 음파를 피검체에 출사하는 음파 출사 유닛(sound wave radiating unit)과,
    상기 음파 출사 유닛으로부터 상기 피검체에 출사되는 상기 음파의 출사 상태를 제어하는 제어 유닛과,
    상기 피검체 내로 광을, 상기 광의 파장을 점차 변화시키면서 출사하는 광 출사 유닛과,
    상기 피검체의 내부 영역에서 상기 광 출사 유닛으로부터 출사되는 상기 광이 반사될 때 생성된 물체광(object light)을 수광하는 수광 유닛과,
    상기 제어 유닛에 의해 상기 음파가 출사되지 않도록 제어되어 있을 경우에 상기 수광 유닛에 의해 수광되는 제1 물체광과 상기 출사된 광 사이의 간섭에 의해 생기는 제1 간섭광을 취득하고, 상기 제어 유닛에 의해 상기 음파가 출사되도록 제어되어 있을 경우에 상기 수광 유닛에 의해 수광되는 제2 물체광과 상기 출사된 광 사이의 간섭에 의해 생기는 제2 간섭광을 취득하는 광 검출부와,
    상기 광 검출부에 의해 취득된 상기 제1 간섭광 및 상기 제2 간섭광에 기초하여, 상기 음파가 출사되는 상기 피검체의 내부 영역의 정보를 산출하는 연산 유닛
    을 포함하고,
    상기 정보는 상기 출사된 광의 산란 상태(scattered state)를 나타내는 생체 관측 장치.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 연산 유닛은, 상기 광 출사 유닛으로부터 출사되는 광의 파장 또는 주파수의 시간 변화에 따라서 상기 제1 물체광과 상기 제2 물체광 사이에 생기는 주파수 변조량을, 상기 제1 간섭광 및 상기 제2 간섭광에 기초하여 검출하고, 상기 주파수 변조량에 기초하여 상기 정보를 산출하는 생체 관측 장치.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 광 출사 유닛은 상기 광을, 상기 광의 파장을 점차 감소시키면서 출사하는 생체 관측 장치.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 광 출사 유닛은 상기 광을, 상기 광의 파장을 점차 증가시키면서 출사하는 생체 관측 장치.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 음파 출사 유닛으로부터 출사되는 상기 음파는 연속파(continuous wave)인 생체 관측 장치.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 음파 출사 유닛으로부터 출사되는 상기 음파는 펄스파(pulse wave)인 생체 관측 장치.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 음파 출사 유닛으로부터 출사되는 상기 음파는 초음파(ultrasound wave)인 생체 관측 장치.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 음파는, 상기 광 출사 유닛으로부터 출사되는 상기 광의 축(axis)을 따라 출사되는 생체 관측 장치.
  9. 제1항에 있어서,
    상기 피검체에 대해 상기 음파 출사 유닛 및 상기 광 출사 유닛의 위치들을 변화시키는 스캔 유닛을 더 포함하는 생체 관측 장치.
  10. 제1항에 있어서,
    상기 정보는 상기 피검체 내부의 굴절률을 포함하는 생체 관측 장치.
  11. 제1항에 있어서,
    상기 연산 유닛은 상기 정보에 기초하여 상기 피검체의 화상 데이터를 생성하는 생체 관측 장치.
  12. 제11항에 있어서,
    상기 화상 데이터를 저장하는 저장 유닛을 더 포함하고, 상기 화상 데이터는 상기 피검체의 내부 위치에 관련되어 있는 생체 관측 장치.
  13. 제11항에 있어서,
    상기 화상 데이터에 기초하여 상기 피검체의 화상을 표시하는 표시 유닛을 더 포함하는 생체 관측 장치.
  14. 생체 관측 방법으로서,
    피검체 내로 제1 광을, 상기 제1 광의 파장을 점차 변화시키면서 출사하는 단계와,
    상기 피검체의 내부 영역에서 상기 제1 광이 반사될 때 생성되는 제1 물체광을 수광하는 단계와,
    상기 제1 물체광과 상기 제1 광 사이의 간섭에 의해 생기는 제1 간섭광을 취득하는 단계와,
    소정의 파장 또는 주파수를 갖는 음파를 상기 피검체에 출사하는 단계와,
    상기 피검체 내로 제2 광을, 상기 제2 광의 파장을 점차 변화시키면서 출사하는 단계와,
    상기 피검체의 내부 영역에서 상기 제2 광이 반사될 때 생성되는 제2 물체광을 수광하는 단계와,
    상기 제2 물체광과 상기 제2 광 사이의 간섭에 의해 생기는 제2 간섭광을 취득하는 단계와,
    상기 제1 간섭광 및 상기 제2 간섭광에 기초하여, 상기 음파가 출사되는 상기 피검체의 내부 영역의 정보를 산출하는 단계
    를 포함하고,
    상기 정보는 상기 제2 광의 산란 상태를 나타내는 생체 관측 방법.
  15. 제14항에 있어서,
    상기 제1 광 및 상기 제2 광의 파장들 또는 주파수들의 시간 변화들에 따라서 상기 제1 물체광과 상기 제2 물체광 사이에 생기는 주파수 변조량은, 상기 제1 간섭광 및 상기 제2 간섭광에 기초하여 검출되고, 상기 정보는 상기 주파수 변조량에 기초하여 산출되는 생체 관측 방법.
  16. 제14항에 있어서,
    상기 제1 광 및 상기 제2 광은, 상기 제1 광 및 상기 제2 광의 파장들이 점차 감소되면서 출사되는 생체 관측 방법.
  17. 제14항에 있어서,
    상기 제1 광 및 상기 제2 광은, 상기 제1 광 및 상기 제2 광의 파장들이 점차 증가되면서 출사되는 생체 관측 방법.
  18. 제14항에 있어서,
    상기 음파는 연속파인 생체 관측 방법.
  19. 제14항에 있어서,
    상기 음파는, 상기 제1 광 및 상기 제2 광의 축을 따라 출사되는 생체 관측 방법.
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