KR20140097727A - 치과용 3d 혈관 유속 촬영장치 및 그 방법 - Google Patents
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Abstract
본 발명에 따른 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치는, 대상체에 방사한 광원의 파장 데이터 및 픽셀 데이터를 획득하고, 상기 획득한 파장 데이터 및 픽셀 데이터를 프레임 데이터로 변환하여 출력하는 광 도플러 촬영수단에 있어서, 상기 변환된 프레임 데이터를 순환 구조의 메모리에 저장하여 2차원 및 3차원 영상 데이터로 변환하도록 프레임 데이터를 제공한 후, 변환된 2차원 및 3차원 영상 데이터를 입력받아 출력하는 중앙처리수단과; 상기 중앙처리수단으로부터 프레임 데이터를 제공받아 상기 프레임 데이터를 적어도 하나 이상의 연산 프로세서를 통해 연산을 수행하여 3차원 영상 데이터로 변환하고, 상기 3차원 영상 데이터에서 혈류 속도를 계산하여 정상치 혈류 속도와 비교하여 출력하는 그래픽 처리 수단을 포함하는 점에 그 특징이 있다.
본 발명에 따르면, 광 유속 단층 촬영을 이용하여 치아 혈관 신경 손상을 정량적으로 측정함으로써 치료의 신뢰성을 확보하고 질병의 조기 진단을 할 수 있다.
본 발명에 따르면, 광 유속 단층 촬영을 이용하여 치아 혈관 신경 손상을 정량적으로 측정함으로써 치료의 신뢰성을 확보하고 질병의 조기 진단을 할 수 있다.
Description
본 발명은 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치 및 그 방법에 관한 것으로, 특히 광 유속 단층 촬영을 이용하여 치아 혈관 신경 손상을 정량적으로 측정함으로써 진료의 신뢰성을 확보하고 질병의 조기 진단을 할 수 있는 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치 및 그 방법에 관한 것이다.
최근 사회가 고령화 되면서 노인들의 치과 이용이 늘어나고 있다. 임플란트, 치아 교정 등 치과가 치료뿐 아니라 그 이용 목적이 다양화됨으로써 진단 기기의 목적도 다양해졌다. 하지만 치과용 진단기기는 CBCT, X-선 장치가 유일한 실정이다.
이러한 진단 기기들은 많이 사용 시 방사능 피폭의 위험이 있고, 해상도가 낮아 치아의 미세한 구조를 확인할 수 없으며, 최초 진단 후 의사의 소견에 따라 진료를 해야만 했다. 가령, 기존의 치과용 진단 기기인 CBCT나 X-선 촬영 장치는 방사능 피폭의 위험으로 인해 최초의 진단만으로 진료를 해야 하며, 해상도가 낮아 치아의 잇몸 상태의 확인이 매우 어려웠다.
이러한 진료 과정을 확인할 수 없어서, 치아의 치료 상태의 실시간 확인이 불가능하였다. 기존 치과용 진단 기기는 그 부피가 매우 커서 진료 절차가 복잡하고, 진료의 편의성을 저하시키는 요인이었으며, 질병의 조기 진단의 어려움이 있었다.
또한, 현재 치과 진료의 대부분은 법랑질의 감소로 인한 충치와 외부 충격으로 인한 치아 혈관 신경 손상으로 인한 질병으로 나눌 수 있다. 혈관 신경 손상의 경우 미세 전류를 치아에 흘려 손상 정도를 측정하는 검사와 임상의사의 소견만으로 진료가 이루어지고 있다. 이러한 방법들은 정량적 수치화가 되지 않아 오진의 확률이 높다는 문제점이 있다.
본 발명이 해결하고자 하는 기술적 과제는 광 유속 단층 촬영을 이용하여 치아 혈관 신경 손상을 정량적으로 측정함으로써 치료의 신뢰성을 확보하고 질병의 조기 진단을 할 수 있는 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치 및 그 방법을 제공하는데 있다.
본 발명에서 이루고자 하는 기술적 과제들은 이상에서 언급한 기술적 과제들로 제한되지 않으며, 언급하지 않은 또 다른 기술적 과제들은 아래의 기재로부터 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.
상기 기술적 과제를 해결하기 위한 본 발명에 따른 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치는, 대상체에 방사한 광원의 파장 데이터 및 픽셀 데이터를 획득하고, 상기 획득한 파장 데이터 및 픽셀 데이터를 프레임 데이터로 변환하여 출력하는 광 도플러 촬영수단에 있어서, 상기 변환된 프레임 데이터를 순환 구조의 메모리에 저장하여 2차원 및 3차원 영상 데이터로 변환하도록 프레임 데이터를 제공한 후, 변환된 2차원 및 3차원 영상 데이터를 입력받아 출력하는 중앙처리수단과; 상기 중앙처리수단으로부터 프레임 데이터를 제공받아 상기 프레임 데이터를 적어도 하나 이상의 연산 프로세서를 통해 연산을 수행하여 3차원 영상 데이터로 변환하고, 상기 3차원 영상 데이터에서 혈류 속도를 계산하여 정상치 혈류 속도와 비교하여 출력하는 그래픽 처리 수단을 포함하는 점에 그 특징이 있다.
여기서, 특히 상기 중앙처리수단은 상기 신호 획득부에서 획득한 프레임 데이터를 저장하고, 상기 입력된 2차원 및 3차원 영상 데이터를 저장하는 호스트 메모리부 및 상기 입력된 2차원 및 3차원 영상 데이터를 출력하는 영상 출력부를 포함하는 점에 그 특징이 있다.
여기서, 특히 상기 그래픽 처리 수단은 상기 출력된 프레임 데이터를 입력받아 k- 도메인 선형화 및 배경 제거를 한 후, 고속 푸리에 변환을 수행하여 2차원 OCT 또는 2차원 ODT 영상 데이터로 출력하는 제 1 신호 처리부와; 상기 제 1 신호 처리부에서 출력된 상기 2차원 ODT 영상 데이터를 3차원 ODT 영상 데이터로 변환하는 3차원 영상 변환부와, 상기 3차원 영상 데이터에서 치아 혈류 속도를 측정하는 연산부 및 상기 연산부에서 측정된 혈류 속도와 정상치 혈류 속도를 비교하는 비교부로 구성된 제 2 신호 처리부를 포함하는 점에 그 특징이 있다.
여기서, 특히 상기 제 1 신호 처리부는 상기 고속 푸리에 변환 이후 로그 스케일 변환 과정을 통해 2차원 OCT 영상 데이터로 출력하거나 상기 고속 푸리에 변환 이후 도플러 주파수 연산 과정을 통해 2차원 ODT 영상 데이터를 출력하는 점에 그 특징이 있다.
여기서, 특히 상기 3차원 영상 변환부에서 상기 입력된 2차원 ODT 영상 데이터를 텍스쳐 맵핑 및 레이-케스팅 과정을 통해 3D ODT 영상 데이터로 출력하는 점에 그 특징이 있다.
여기서, 특히 상기 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치에서 상기 대상체에 방사한 광원이 프로브 단의 MEMS 스캔 미러를 통하여 치아의 단층에 집속하는 점에 그 특징이 있다.
또한, 본 발명에 따른 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치에 있어서, 촬영수단에서 촬영된 픽셀별 파장 데이터에서 프레임 데이터를 획득하여 출력하는 단계와; 상기 프레임 데이터를 메모리에 저장한 후 k- 도메인 선형화 및 배경 제거를 수행하는 단계와; 상기 배경 제거된 프레임 데이터 신호를 고속 푸리에 변환을 수행하여 2차원 OCT 또는 2차원 ODT 영상 데이터로 변환하는 단계와; 상기 2차원 ODT 영상 데이터를 3차원 ODT 영상 데이터로 변환하는 단계와; 상기 3D 영상 데이터에서 혈류 속도를 계산하는 단계와; 상기 계산된 혈류 속도와 정상치 혈류 속도를 비교하여 결과를 출력하는 단계를 포함하는 점에 그 특징이 있다.
여기서, 특히 상기 2차원 OCT 영상 데이터는 상기 고속 푸리에 변환 이후 로그 스케일 변환 처리 과정을 통해 출력하는 점에 그 특징이 있다.
여기서, 특히 상기 2차원 ODT 영상 데이터는 상기 고속 푸리에 변환 이후 도플러 주파수 연산 과정을 통해 출력하는 점에 그 특징이 있다.
여기서, 특히 상기 입력된 2차원 ODT 영상 데이터를 텍스쳐 맵핑 및 레이-케스팅 과정을 통해 3D ODT 영상 데이터로 출력하는 점에 그 특징이 있다.
이상의 본 발명에 따르면, 광 유속 단층 촬영을 이용하여 치아 혈관 신경 손상을 정량적으로 측정함으로써 치료의 신뢰성을 확보하고 질병의 조기 진단을 할 수 있다.
또한, 질병의 원인에 따른 처방을 신속히 제공하여 정확한 진료 기간의 확보와 함께 오진을 줄일 수 있고 환자 데이터 확보에 용이한 치과 진료를 제공할 수 있다.
도 1은 본 발명의 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치의 구성을 개략적으로 도시한 도면.
도 2는 본 발명에 따른 그래픽 처리 수단의 각 구성에서 데이터 처리 과정을 도시한 도면.
도 3은 본 발명에 따른 치과용 3D 혈관 유속 촬영 방법에 대한 순서도를 도시한 도면.
도 4는 본 발명에 따른 다양한 유속에 따른 광 유속 변화 2D 이미지를 보여주는 도면.
도 5는 본 발명에 따른 3D 이미지의 혈류 흐름을 보여주는 도면.
도 2는 본 발명에 따른 그래픽 처리 수단의 각 구성에서 데이터 처리 과정을 도시한 도면.
도 3은 본 발명에 따른 치과용 3D 혈관 유속 촬영 방법에 대한 순서도를 도시한 도면.
도 4는 본 발명에 따른 다양한 유속에 따른 광 유속 변화 2D 이미지를 보여주는 도면.
도 5는 본 발명에 따른 3D 이미지의 혈류 흐름을 보여주는 도면.
이하 첨부된 도면을 참조하여 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명을 용이하게 실시할 수 있는 바람직한 실시 예를 상세히 설명한다. 다만, 본 발명의 바람직한 실시 예에 대한 동작 원리를 상세하게 설명함에 있어 관련된 공지 기능 또는 구성에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우에는 그 상세한 설명을 생략한다.
또한, 도면 전체에 걸쳐 유사한 기능 및 작용을 하는 부분에 대해서는 동일한 도면 부호를 사용한다.
덧붙여, 명세서 전체에서, 어떤 부분이 다른 부분과 '연결'되어 있다고 할때, 이는 '직접적으로 연결'되어 있는 경우뿐만 아니라, 그 중간에 다른 소자를 사이에 두고 '간접적으로 연결'되어 있는 경우도 포함한다. 또한 어떤 구성 요소를 '포함'한다는 것은, 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라, 다른 구성요소를 더 포함할 수 있는 것을 의미한다.
이하 본 발명의 일 실시 예를 첨부된 도면을 참조하여 상세히 설명한다.
도 1은 본 발명의 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치의 구성을 개략적으로 도시한 도면이다. 도 1에 도시된 바와 같이, 본 발명에 따른 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치는, 광원(110), 광 커플러, 레퍼런스단(120), 샘플단(130) 및 스펙트로미터(150)를 포함하는 광 도플러 촬영수단, 프레임 그래버(160), 중앙처리수단(170), 디스플레이부(190) 및 그래픽처리수단(180)을 포함하여 구성된다.
상기 광 도플러 촬영수단은 먼저 근적외선 브로드밴드 광원(Broadband Light Source)(110)에서 나온 빛은 50:50 광 커플러 FC(Fiber Coupler)(도면부호생략)를 통과하여 레퍼런스단(Reference path)(120)와 샘플단(Sample path)(130)로 각각 진행된다.
상기 레퍼런스단(120)으로 진행된 빛은 콜리메이터(CL;Collimator)(121)를 통과하여 평행광으로 진행되어 포커스 렌즈 FL(Focusing Lens)(122)를 통과하여 미러(Mirror)(123)로 집속되며, 이렇게 집속된 빛은 다시 광 커플러FC(Fiber Coupler)로 돌아오게 된다.
상기 샘플단(Sample path)(130)으로 진행된 빛은 콜리메이터CL(Collimator)(131)를 통과하여 평행광으로 진행되며 MEMS(Micro Electro Mechanical Systems) 스캔 미러(Scan Mirror)(132)를 통과하여 포커스 렌즈FL(Focusing Lens)(133)를 통과하여 치아의 단층(140)에 집속된다. 이렇게 집속된 빛은 광 커플러 FC(Fiber Coupler)를 통과하여 다시 돌아오게 된다. 여기서, PC(Polarization Controller)(도면부호생략)는 영상의 해상도 향상을 위하여 조절할 수 있도록 해준다. 이때 샘플단(130)는 소형 프로브로 제작하여 치아의 혈관 촬영이 용이하도록 제작한다.
보다 구체적으로, 상기 2축 MEMS 미러(132)가 사용된다. 기존의 2축 스캐닝 미러(도시되지 않음)는 2개의 미러가 2개의 축에 의하여 각각 구동되기 때문에 미러의 사이즈가 크고, 미러 액츄에이터 또한 커질 수밖에 없다. 따라서 장비의 경량화 및 소형화에 장애물로 작용하였다. 그러나 본 발명의 MEMS 미러(132)는 1개의 미러가 2축으로 회전하기 때문에 미러와 액츄에이터가 작아진다.
예컨대 본 발명에서 치과용 프로브를 형성함에 있어서, MEMS 기술을 사용하기 때문에 부품의 사이즈가 크게 줄어들고, 작동 속도는 빨라지며, 작동에 필요한 에너지 소비도 작아진다. 이와 같이 2축 MEMS 미러(132)는 2축으로 회전하기 때문에 3차원 영상을 획득할 수 있다.
상기 광 커플러로 되돌아온 빛은 상기 레퍼런스단(120)과 샘플단(130)의 거리가 같을 때 간섭무늬를 발생하게 되고 이렇게 발생한 간섭무늬는 상기 스펙트로미터( Spectrometer)(150)로 입력되게 된다.
상기 스펙트로미터(Spectrometer)(150)의 구성은 콜리메이터 CL (Collimator)(151)와 DG(Diffection Grating)(152)을 통과하여 파장 별로 분리되어 (포커싱 렌즈 FL focusing Lens)를 통과하여 라인 스캔 카메라 LSC(Line Scan Camera)(154)로 입력되게 된다. 이때 LSC(154)의 픽셀 별 파장 정보가 입력되어 영상화하게 된다. 이렇게 입력된 데이터는 프레임 그래버 FG(Frame Grabber)(160)에서 데이터를 수집하여 프레임 그래버(160) 내의 메모리에서 중앙처리수단(CPU)(170)의 메모리로 전달하게 된다.
상기 프레임 그래버(160)는 상기 광 도플러에서 출력된 전기적 신호를 데이터 처리하여 픽셀 정보와 각 픽셀에 대응하는 프레임 데이터를 출력하게 된다.
상기 중앙처리수단(170)은 상기 변환된 프레임 데이터를 순환 구조의 호스트 메모리부(171)에 저장하여 2차원 및 3차원 영상 데이터로 변환하도록 프레임 데이터를 제공한 후, 영상 출력부(172)를 통해 상기 변환된 2차원 및 3차원 영상 데이터를 전송받아 디스플레이부(190)에 출력한다.
상기 그래픽 처리 수단(180)은 상기 중앙처리수단(170)으로부터 프레임 데이터를 제공받아 상기 프레임 데이터를 적어도 하나 이상의 연산 프로세서를 통해 연산을 수행하여 3차원 영상 데이터로 변환하고, 상기 3차원 영상 데이터에서 혈류 속도를 계산하여 정상치 혈류 속도와 비교하여 출력한다.
도 2는 본 발명에 따른 그래픽 처리 수단의 각 구성에서 데이터 처리 과정을 도시한 도면이다. 도 2에 도시된 바와 같이, 그래픽 처리 수단(180)은 서로 병렬 연결된 제 1 신호 처리부(181)와 제 2 신호 처리부(182)로 구성되어 있다.
상기 제 1 신호 처리부(181)는 상기 호스트 메모리부(171)에 저장된 프레임 데이터를 입력받아 k-도메인 선형화부, 고속 푸리에 변환부, 2D OCT부 및 2D ODT부에서 각각 변환하여 처리한다.
보다 구체적으로, 먼저 상기 제 1 신호 처리부(181)의 k-도메인 선형화부(201)는 상기 그래픽 메모리부(221)에 저장된 프레임 데이터의 파장 데이터 및 픽셀 데이터를 교정한다. 즉, 상기 라인 스캐너 카메라에서 합성된 광의 입사 및 반사에 의해 픽셀 강도 어레이 및 파장 어레이를 획득하여 각 픽셀 정보 및 각 픽셀에 대응하는 파장 정보를 획득하게 되는데 상기 k-도메인 선형화부(201)에서는 이를 정확한 데이터 획득을 위해 교정하게 된다. 즉, 상기 데이터 교정은 k-도메인 선형화(k-domain linearzation)에 의해 연산을 수행하여 교정하게 되며, 이러한 교정 연산은 상기 그래픽 처리 수단(180)에서의 고속 연산이 가능하게 된다.
상기 고속 푸리에 변환부(202)는 상기 교정된 파장 데이터를 주파수 영역의 데이터 신호로 변환한다. 보다 상세하게는, 상기 획득한 파장 데이터는 스펙트럼 도메인(SD:Spectral Domain) OCT로 주파수 영역(FD:Fourier Domain)으로 파장 정보가 사용되기 때문에 이를 주파수 영역으로의 신호 변환이 필요하다. 따라서, 주파수 영역으로 신호 변환을 위해 고속 푸리에 변환 FFT(Fast Fourier Transform)을 이용하여 주파수 신호로 변환하게 된다. 이때, 고속 푸리에 변환 연산은 CUFFT(CUDA Fast Fourier Transform) 라이브러리를 적용하여 고속 연산이 가능하도록 한다.
한편, 상기 제 1 신호 처리부(181)는 상기 고속 푸리에 변환 연산을 한 후, 2D OCT 이미지 또는 2D OCT 이미지로 변환하기 위해 각 신호 처리 과정을 하게 된다.
보다 구체적으로, 상기 2D OCT(203)부에서는 이미지로의 변환을 위해 상기 변환된 주파수 데이터 신호의 세기를 교정한다. 상기 고속 푸리에 변환 연산을 하게 되면 신호의 형태가 신호의 중심에서 가장 높고 멀어질수록 급격하게 낮아지는 형태를 갖게 된다. 따라서, 상기 변환된 주파수 신호를 로그 스케일링(Log scaling) 연산을 통해서 신호의 세기를 교정하게 된다. 그리고, 교정된 2D OCT 이미지를 디스플레이부(190)에 출력하게 된다.
또한, 상기 2D ODT부(204)는 상기 고속 푸리에 변환된 데이터를 2D ODT 이미지로 변환하기 위해 출력된 프레임 데이터의 주파수 데이터 신호를 복수의 연산 유닛에 의해 연산하여 출력한다. 상기 프레임 데이터의 주파수 데이터 신호를 복수의 연산 유닛에서 위상차를 이용하여 도플러 주파수 연산을 수행한다.
상기 제 2 신호 처리부(182)는 3차원 이미지 변환부, 혈류 속도 연산부 및 혈류 속도 비교부를 포함하고, 상기 변환된 2D ODT 이미지가 단층의 유속만 측정이 가능하기 때문에 3차원의 치아 혈관 유속 측정을 위해 구성된다.
상기 3차원 이미지 변환부(205)는 상기 호스트 메모리(171)에 저장된 데이터를 가져와 3D 렌더링(Rendering)의 버퍼로 이동하여 3D 렌더링을 위한 텍스쳐 맵핑(Texture Mapping)과 레이-캐스팅(Ray-casting)을 거쳐 3D 볼륨(Volume) 이미지로 변환한다. 변환된 3D 볼륨(Volume) 이미지를 상기 디스플레이부(190)에 출력된다.
그리고, 상기 혈류 속도 연산부(206)에서 상기 3D 볼륨(Volume) 이미지에서 혈류속도를 계산하게 된다.
상기 혈류 속도 비교부(207)에서는 상기 계산된 혈류 속도와 정상치의 혈류속도를 비교하여 정상 여부를 판단하게 된다. 다시 말해, 상기 촬영된 치아 혈관의 혈류 속도를 계산하고 정상치와 비교하여 정상치 범위를 벗어나게 됨에 따라 치아 혈관의 혈류 흐름을 분석하여 수치화된 정확한 정보를 제공할 수 있다.
또한, 도 3은 본 발명에 따른 치과용 3D 혈관 유속 촬영 방법에 대한 순서도를 도시한 도면이다. 도 3에 도시된 바와 같이, 먼저, 촬영수단에서 촬영된 픽셀별 파장 데이터에서 프레임 데이터를 획득하여 출력하는 단계가 수행된다(S301). 즉, 상기 프레임 그래버(160)는 상기 광 도플러에서 출력된 전기적 신호를 데이터 처리하여 픽셀 정보와 각 픽셀에 대응하는 프레임 데이터를 출력하게 된다.
그리고, 상기 프레임 데이터를 메모리에 저장한 후(S302) k- 도메인 선형화 및 배경 제거를 수행하는 단계가 수행된다(S303).
보다 구체적으로, 상기 제 1 신호 처리부(181)의 k-도메인 선형화부(201)는 상기 그래픽 메모리부(221)에 저장된 프레임 데이터의 파장 데이터 및 픽셀 데이터를 교정한다. 즉, 상기 라인 스캐너 카메라에서 합성된 광의 입사 및 반사에 의해 픽셀 강도 어레이 및 파장 어레이를 획득하여 각 픽셀 정보 및 각 픽셀에 대응하는 파장 정보를 획득하게 되는데 상기 k-도메인 선형화부(201)에서는 이를 정확한 데이터 획득을 위해 교정하게 된다. 즉, 상기 데이터 교정은 k-도메인 선형화(k-domain linearzation)에 의해 연산을 수행하여 교정하게 되며, 이러한 교정 연산은 상기 그래픽 처리 수단(180)에서의 고속 연산이 가능하게 된다. 또한, 상기 k-도메인 선형화 된 이미지에서 배경을 제거하여 불필요한 데이터를 줄이게 된다.
그 다음으로, 상기 배경 제거된 프레임 데이터 신호를 고속 푸리에 변환을 수행하여(S304) 2차원 OCT 또는 2차원 ODT 영상 데이터로 변환하는 단계가 수행된다(S305).
보다 구체적으로, 상기 고속 푸리에 변환부(202)에서 상기 교정된 파장 데이터를 주파수 영역의 데이터 신호로 변환한다. 상기 획득한 파장 데이터는 스펙트럼 도메인(SD:Spectral Domain) OCT로 주파수 영역(FD:Fourier Domain)으로 파장 정보가 사용되기 때문에 이를 주파수 영역으로의 신호 변환이 필요하다. 따라서, 주파수 영역으로 신호 변환을 위해 고속 푸리에 변환 FFT(Fast Fourier Transform)을 이용하여 주파수 신호로 변환하게 된다. 이때, 고속 푸리에 변환 연산은 CUFFT(CUDA Fast Fourier Transform) 라이브러리를 적용하여 고속 연산이 가능하도록 한다.
한편, 상기 제 1 신호 처리부(181)는 상기 고속 푸리에 변환 연산을 한 후, 2D OCT 이미지 또는 2D OCT 이미지로 변환하기 위해 각 신호 처리 과정을 하게 된다.
상기 2D OCT(203)부에서는 2D 이미지로의 변환을 위해 상기 변환된 주파수 데이터 신호의 세기를 교정한다. 상기 고속 푸리에 변환 연산을 하게 되면 신호의 형태가 신호의 중심에서 가장 높고 멀어질수록 급격하게 낮아지는 형태를 갖게 된다. 따라서, 상기 변환된 주파수 신호를 로그 스케일링(Log scaling) 연산을 통해서 신호의 세기를 교정하게 된다. 그리고, 교정된 2D OCT 이미지를 디스플레이부(190)에 출력하게 된다.
또한, 상기 2D ODT부(204)는 상기 고속 푸리에 변환된 데이터를 2D ODT 이미지로 변환하기 위해 출력된 프레임 데이터의 주파수 데이터 신호를 복수의 연산 유닛에 의해 연산하여 출력한다. 상기 프레임 데이터의 주파수 데이터 신호를 복수의 연산 유닛에서 위상차를 이용하여 도플러 주파수 연산을 수행한다.
도 4는 본 발명에 따른 다양한 유속에 따른 광 유속 변화 2D 이미지를 보여주는 도면이다. 도 4에 도시된 바와 같이, 상기 2D 이미지 처리된 데이터를 출력하는 것을 보게 되면, 유속이 빠를수록 변화량이 더욱 선명하게 나타나는 것을 2D 이미지를 통하여 확인할 수 있다.
그 다음으로, 상기 2차원 ODT 영상 데이터를 3차원 ODT 영상 데이터로 변환하는 단계가 수행된다(S306). 상기 호스트 메모리(171)에 저장된 데이터를 가져와 3D 렌더링(Rendering)의 버퍼로 이동하여 3D 렌더링을 위한 텍스쳐 맵핑(Texture Mapping)과 레이-캐스팅(Ray-casting)을 거쳐 3D 볼륨(Volume) 이미지로 변환한다. 변환된 3D 볼륨(Volume) 이미지를 상기 디스플레이부(190)에 출력된다.
이어서, 상기 3D 영상 데이터에서 혈류 속도를 계산하는 단계가 수행된다(S307). 상기 혈류 속도 연산부(206)에서 상기 3D 볼륨(Volume) 이미지에서 혈류속도를 계산하게 된다.
마지막으로, 상기 계산된 혈류 속도와 정상치 혈류 속도를 비교하여(S308) 결과를 출력하고 저장하는 단계가 수행된다(S309). 상기 혈류 속도 비교부(207)에서는 상기 계산된 혈류 속도와 정상치의 혈류속도를 비교하여 정상 여부를 판단하게 된다. 다시 말해, 상기 촬영된 치아 혈관의 혈류 속도를 계산하고 정상치와 비교하여 정상치 범위를 벗어나게 됨에 따라 치아 혈관의 혈류 흐름을 분석하여 수치화된 정확한 정보를 제공할 수 있다.
도 5는 본 발명에 따른 3D 이미지의 혈류 흐름을 보여주는 도면이다. 도 5에 도시된 바와 같이, 2D 이미지는 단층에 대해서만 혈류 흐름을 제공할 수 있었으나 3D 볼륨 이미지로 구성 시 각 좌표별 혈류 흐름을 분석할 수 있어 환자의 치아 혈류 흐름에 대하여 좀 더 정확한 정보를 제공할 수 있다. 또한 혈류 흐름을 수치화된 데이터로 제공할 수 있으므로 정상치와 비정상의 차이를 명확하게 확인하는 것이 가능하다.
한편, 상기 그래픽 처리수단에서는 도플러 주파수를 연산하는 동안에 상기 중앙처리수단에서 다음 프레임 데이터를 입력받아 저장하게 된다. 즉, 다음에 처리해야될 프레임 데이터를 미리 입력받아 바로 상기 그래픽 처리수단으로 전송하게 된다. 따라서, 순차적으로 프레임 데이터를 입력받아 처리하는 경우보다 프레임 데이터를 별도로 입력받는 중앙처리수단과, 상기 그래픽처리수단의 다수의 연산 유닛에 의해 고속으로 데이터를 처리할 수 있게 된다.
이상에서 설명한 바와 같이, 본 발명의 상세한 설명에서는 본 발명의 바람직한 실시 예에 관하여 설명하였으나, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 본 발명의 범주에서 벗어나지 않는 한도 내에서 여러 가지 변형이 가능함은 물론이다. 따라서 본 발명의 권리 범위는 설명된 실시 예에 국한되어 정해져서는 안되며, 후술하는 청구범위뿐만 아니라, 이와 균등한 것들에 의해 정해져야 한다.
<도면의 주요부분에 대한 부호의 설명>
110 --- 광원 120 --- 레퍼런스단
130 --- 샘플단 140 --- 치아 이미지
150 --- 스펙트로미터 160 --- 프레임그래버
170 --- 중앙처리수단 180 --- 그래픽처리수단
181 --- 제 1 신호 처리부 182 --- 제 2 신호 처리부
190 --- 디스플레이부
110 --- 광원 120 --- 레퍼런스단
130 --- 샘플단 140 --- 치아 이미지
150 --- 스펙트로미터 160 --- 프레임그래버
170 --- 중앙처리수단 180 --- 그래픽처리수단
181 --- 제 1 신호 처리부 182 --- 제 2 신호 처리부
190 --- 디스플레이부
Claims (10)
- 대상체에 방사한 광원의 파장 데이터 및 픽셀 데이터를 획득하고, 상기 획득한 파장 데이터 및 픽셀 데이터를 프레임 데이터로 변환하여 출력하는 광 도플러 촬영수단에 있어서,
상기 변환된 프레임 데이터를 순환 구조의 메모리에 저장하여 2차원 및 3차원 영상 데이터로 변환하도록 프레임 데이터를 제공한 후, 변환된 2차원 및 3차원 영상 데이터를 입력받아 출력하는 중앙처리수단과;
상기 중앙처리수단으로부터 프레임 데이터를 제공받아 상기 프레임 데이터를 적어도 하나 이상의 연산 프로세서를 통해 연산을 수행하여 3차원 영상 데이터로 변환하고, 상기 3차원 영상 데이터에서 혈류 속도를 계산하여 정상치 혈류 속도와 비교하여 출력하는 그래픽 처리 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치.
- 제 1항에 있어서,
상기 중앙처리수단은 상기 신호 획득부에서 획득한 프레임 데이터를 저장하고, 상기 입력된 2차원 및 3차원 영상 데이터를 저장하는 호스트 메모리부 및 상기 입력된 2차원 및 3차원 영상 데이터를 출력하는 영상 출력부를 포함하는 것을 특징으로 하는 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치.
- 제 1항에 있어서,
상기 그래픽 처리 수단은 상기 출력된 프레임 데이터를 입력받아 k- 도메인 선형화 및 배경 제거를 한 후, 고속 푸리에 변환을 수행하여 2차원 OCT 또는 2차원 ODT 영상 데이터로 출력하는 제 1 신호 처리부와;
상기 제 1 신호 처리부에서 출력된 상기 2차원 ODT 영상 데이터를 3차원 ODT 영상 데이터로 변환하는 3차원 영상 변환부와, 상기 3차원 영상 데이터에서 치아 혈류 속도를 측정하는 연산부 및 상기 연산부에서 측정된 혈류 속도와 정상치 혈류 속도를 비교하는 비교부로 구성된 제 2 신호 처리부를 포함하는 것을 특징으로 하는 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치.
- 제 3항에 있어서,
상기 제 1 신호 처리부는
상기 고속 푸리에 변환 이후 로그 스케일 변환 과정을 통해 2차원 OCT 영상 데이터로 출력하거나 상기 고속 푸리에 변환 이후 도플러 주파수 연산 과정을 통해 2차원 ODT 영상 데이터를 출력하는 것을 특징으로 하는 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치.
- 제 3항에 있어서,
상기 3차원 영상 변환부에서 상기 입력된 2차원 ODT 영상 데이터를 텍스쳐 맵핑 및 레이-케스팅 과정을 통해 3D ODT 영상 데이터로 출력하는 것을 특징으로 하는 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치.
- 제 1항에 있어서,
상기 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치에서 상기 대상체에 방사한 광원이 프로브 단의 MEMS 스캔 미러를 통하여 치아의 단층에 집속하는 것을 특징으로 하는 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치.
- 치과용 3D 혈관 유속 촬영장치에 있어서,
촬영수단에서 촬영된 픽셀별 파장 데이터에서 프레임 데이터를 획득하여 출력하는 단계와;
상기 프레임 데이터를 메모리에 저장한 후 k- 도메인 선형화 및 배경 제거를 수행하는 단계와;
상기 배경 제거된 프레임 데이터 신호를 고속 푸리에 변환을 수행하여 2차원 OCT 또는 2차원 ODT 영상 데이터로 변환하는 단계와;
상기 2차원 ODT 영상 데이터를 3차원 ODT 영상 데이터로 변환하는 단계와;
상기 3D 영상 데이터에서 혈류 속도를 계산하는 단계와;
상기 계산된 혈류 속도와 정상치 혈류 속도를 비교하여 결과를 출력하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 치과용 3D 혈관 유속 촬영방법.
- 제 7항에 있어서,
상기 2차원 OCT 영상 데이터는 상기 고속 푸리에 변환 이후 로그 스케일 변환 처리 과정을 통해 출력하는 것을 특징으로 하는 치과용 3D 혈관 유속 촬영방법.
- 제 7항에 있어서,
상기 2차원 ODT 영상 데이터는 상기 고속 푸리에 변환 이후 도플러 주파수 연산 과정을 통해 출력하는 것을 특징으로 하는 치과용 3D 혈관 유속 촬영방법.
- 제 7항에 있어서,
상기 입력된 2차원 ODT 영상 데이터를 텍스쳐 맵핑 및 레이-케스팅 과정을 통해 3D ODT 영상 데이터로 출력하는 것을 특징으로 하는 치과용 3D 혈관 유속 촬영방법.
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|---|---|---|---|
| KR1020130009997A KR20140097727A (ko) | 2013-01-29 | 2013-01-29 | 치과용 3d 혈관 유속 촬영장치 및 그 방법 |
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|---|---|---|---|
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| KR20140097727A true KR20140097727A (ko) | 2014-08-07 |
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|---|---|---|---|---|
| KR20180082218A (ko) * | 2017-01-10 | 2018-07-18 | 한국광기술원 | 광단층영상시스템 기반 3d 구강 스캐너 및 이를 이용한 치아 상태 진단 방법 |
| CN112136157A (zh) * | 2018-05-29 | 2020-12-25 | 麦迪西姆有限公司 | 根据图像对牙齿牙髓区域分割的方法、系统和计算机程序 |
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-
2013
- 2013-01-29 KR KR1020130009997A patent/KR20140097727A/ko active IP Right Grant
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|---|---|---|---|---|
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