KR20180126500A

KR20180126500A - 압축 센싱을 이용한 구강 내 oct

Info

Publication number: KR20180126500A
Application number: KR1020187028754A
Authority: KR
Inventors: 추안마오 판; 빅터 씨 웡
Original assignee: 케어스트림 덴탈 테크놀로지 톱코 리미티드
Priority date: 2016-04-06
Filing date: 2016-05-16
Publication date: 2018-11-27
Also published as: WO2017176300A1; JP2019518936A; JP2023155486A; CN109414171A; US20190117076A1; EP3439536A1; JP2022103205A; JP7345009B2; US11497402B2

Abstract

영상 데이터를 획득하기 위한 방법은 구강 내 특징에 대해, 세 개 차원의 광간섭 단층촬영(OCT) 데이터를 취득 - 적어도 하나의 차원은 의사-무작위로 또는 무작위로 샘플링됨 - 하고 압축 센싱을 사용하여 구강 내 특징의 영상 볼륨을 재구성하며, 재구성된 영상 볼륨의 밀도는 적어도 하나의 차원에서 또는 대응하는 변환에 따라서 취득된 OCT 데이터의 밀도보다 크다. 방법은 디스플레이를 위해 재구성된 영상 볼륨을 렌더링한다.

Description

압축 센싱을 이용한 구강 내 OCT

본 개시내용은 일반적으로 광간섭 단층촬영 영상화(optical coherence tomography imaging)를 위한 방법 및 장치에 관한 것으로, 보다 상세하게는 압축 센싱(compressive sensing)을 이용하여 OCT하기 위한 방법 및 장치에 관한 것이다.

광간섭 단층촬영(OCT)은 간섭계 원리를 이용하여 샘플의 깊이 구조를 특성화하는 고해상도 횡단면 단층촬영 영상을 취득하는 비침습적 영상화 기술이다. 인간 조직의 생체 내 영상화에 특히 적합한 OCT는 안과학, 피부과학, 종양학 및 기타 분야뿐만 아니라 귀-코-목(ear-nose-throat, ENT) 및 치과 영상화와 같은 다양한 생물 의학 연구 및 의료 영상화 애플리케이션에서 그 유용성을 보여 왔다.

OCT는 살아있는 조직 내부에서 반사되는 에너지를 영상화하여 횡단면 데이터를 취득하는 일종의 "광학 초음파(optical ultrasound)"로서 묘사되어 왔다. OCT 영상화 시스템에서, 초발광 다이오드(super luminescent diode, SLD) 또는 다른 광 소스와 같은 넓은 대역폭의 소스로부터의 광은 두 개의 상이한 광학 경로, 즉, 알려진 길이의 기준 아암(reference arm) 및 연구중인 조직 또는 다른 대상을 조명하는 샘플 아암(sample arm)을 따라 지향된다. 기준 및 샘플 아암으로부터의 반사되고 후방 산란된 광은 이후 OCT 장치에서 재결합되며, 간섭 효과는 샘플의 표면 및 샘플의 근 표면 하부 구조(near-surface underlying structure)의 특성을 결정하는데 사용된다. 샘플을 가로 지르는 샘플 조명을 빠르게 스캐닝함으로써 간섭 데이터가 획득될 수 있다. 수천 개의 포인트 각각에서, OCT 장치는 광 소스 간섭성(light source coherence)의 요인인 물질 안에 축 방향 깊이로 A-스캔을 재구성하는데 사용될 수 있는 간섭 프로파일을 취득한다. 대부분의 조직 영상화 애플리케이션에서, OCT는 광대역 조명 소스를 사용하고 수 밀리미터(mm)의 깊이에서 영상 콘텐츠를 제공할 수 있다.

초기의 OCT 장치는 예를 들어, 압전 액추에이터와 같은 일부 유형의 기계적 메커니즘을 사용하여 기준 암의 길이를 급격히 변화시킴으로써 깊이 스캐닝이 달성되는 시간 도메인(time domain)(TD-OCT) 아키텍처를 이용하였다. TD-OCT 방법은 포인트 별 스캐닝을 사용하기에, 영상화 세션 동안 조명 프로브가 한 위치에서 다음 위치로 이동되거나 스캔되어야 한다. 보다 최근의 OCT 장치는 신호가 발생하는 신호의 광학 주파수에 따라 상이한 깊이의 반사를 구별하는 푸리에 도메인(Fourier-domain) 아키텍처(FD-OCT)를 사용할 수 있다. FD-OCT 방법은 여러 깊이로부터의 정보를 동시에 수집함으로써 축 방향 스캔 요건을 단순화하거나 없애주고 개선된 획득 속도 및 신호 대 잡음비(signal-to-noise ratio, SNR)를 제공한다.

저비용으로 더 높은 성능을 달성할 수 있는 가능성 때문에, 스웹트 주파수(swept-frequency) 레이저 소스를 기반으로 하는 FD-OCT 시스템이 산란이 매우 많은 조직에서 표면 아래를 영상화하해야 하는 의료 애플리케이션에 상당한 관심을 모으고 있다. 푸리에 도메인 OCT의 두 가지 구현예인 스펙트럼 도메인 OCT(spectral domain OCT, SD-OCT) 및 스웹트 소스 OCT(swept-source OCT, SS-OCT)가 있다.

SD-OCT 영상화는 샘플을 광대역 조명 소스로 조명하고 반사되고 산란된 광을 분광계를 이용하여 예를 들어, 전하 결합 소자(charge-coupled device, CCD) 검출기와 같은 같은 어레이 검출기에 분산시킴으로써 달성될 수 있다. SS-OCT 영상화는 급속 파장 동조 레이저(rapid wavelength-tuned laser)로 샘플을 조명하고 단일 광검출기 또는 평형 광검출기만을 사용하여 파장 스윕 동안 반사된 광을 수집한다. SD-OCT 및 SS-OCT 둘 모두에 있어서, 상이한 깊이에서 반사된 산란된 광의 프로파일은 신호 분석 기술 분야에서 통상의 기술자에게 잘 알려진 고속 푸리에 변환(Fast-Fourier transform, FFT)과 같은 푸리에 변환을 사용하여 기록된 간섭 신호를 조작함으로써 취득된다.

SS-OCT의 과제 중 하나는 필요한 파장 시퀀스를 연거푸 생성할 수 있는데 적합한 광 소스를 제공하는 것이다. 이러한 필요성을 충족하기 위해, 스웹트 소스 OCT 시스템은 통상적으로 캐비티 내 모노크로미터(intracavity monochrometer)가 장착된 고속의 파장 스위핑 레이저(highspeed wavelength sweeping laser)를 사용하거나 또는 레이저 출력을 동조하기 위해 몇몇 유형의 외부 캐비티 협대역 파장 스캐닝 필터(external cavity narrowband wavelength scanning filter)를 사용한다. 이러한 목적을 위해 사용된 외부 장치의 예는 캐비티 길이가 조정되어 종 방향 모드의 선형 변화를 제공하는 파장 가변 패브리-페롯 필터(tunable Fabry-Perot filter) 및 분산 파장 광을 선택적으로 반사하는 폴리곤 스캐너 필터(polygon scanner filter)를 포함한다. 푸리에 도메인 모드 잠금(Fourier domain mode locking)은 일반적으로 광대역 근적외선(broadband near infrared, BNIR) 파장을 사용하여 OCT 영상화하는데 가장 유용한 스위핑 주파수를 생성하는데 사용된 최근에 보고된 기술이다.

파장 가변 레이저(tunable laser)를 제공하는 참조문헌은 다음을 포함한다:

S. R. Chinn, E. A. Swanson, and J. G. Fujimoto, "Optical coherence tomography using a frequency-tunable optical source," Opt. Lett. 22, 340-342 (1997);

B. Golubovic, B. E. Bouma, G. J. Tearney, and J. G. Fujimoto, "Optical frequency-domain reflectometry using rapid wavelength tuning of a Cr4+: forsterite laser," Opt. Lett.22, 1704-1706 (1997);

S. H. Yun, C. Boudoux, G. J. Tearney, and B. E. Bouma, "High-speed wavelength-swept semiconductor laser with a polygon-scanner-based wavelength filter," Opt. Lett.28, 1981-1983 (2003);

Woojin Shin, Boan-Ahn Yu, Yeung Lak Lee, Tae Jun Yu, Tae Joong Eom, Young-Chul Noh, Jongmin Lee, and Do-Kyeong Ko, "Tunable Q-switched erbium-doped fiber laser based on digital micromirror array," Opt. Express 14, 5356-5364 (2006);

Xiao Chen, Bin-bin Yan, Fei-jun Song, Yi-quan Wang, Feng Xiao, and amal Alameh, "Diffraction of digital micro-mirror device gratings and its effect on properties of tunable fiber lasers," Appl. Opt. 51, 7214-7220 (2012).

또한 다음의 문헌이 참조된다.

Huang, D; Swanson, EA; Lin, CP; Schuman, JS; Stinson, WG; Chang, W; Hee, MR; Flotte, T et al. (1991). "Optical coherence tomography". Science 254 (5035): 1178-81. Bibcode:1991Sci...254.1178H.

doi: 10.1126/science.1957169.PMID 1957169;

U.S. Patent No. 7355721 B2 entitled "Optical coherence tomography imaging" to Quadling et al.;

U.S. Patent No. 8345261 B2 entitled "Optical coherence tomography imaging" to Quadling et al.;

U.S. Patent Nos. 8928888 B2 and 8345257 B2, "Swept source optical coherence tomography (OCT) method and system", both to Bonnema et al.

U. S. Patent Application No. US20130330686A1 entitled "Dental optical measuring device and dental optical measuring/diagnosing tool" by Kaji et al.;

Hung, K.-W.; Siu, W.-C, "Fast image interpolation using the bilateral filter," in Image Processing, IET, vol.6, no.7, pp.877-890, October 2012. doi: 10.1049/iet-ipr.2011.0050;

D. L. Donoho, "Compressed Sensing," IEEE Trans. Inf. Theory 52(4), 1289-1306 (2006);

E. Candes, J. Romberg, and T. Tao, "Robust uncertainty principles: Exact signal reconstruction from highly incomplete frequency information," IEEE Trans. Inf. Theory 52(2), 489-509 (2006);

Foucart, Simon, and Holger Rauhut. A mathematical introduction to compressive sensing. Vol. 1. No. 3. Basel: Birkhauser, 2013;

Evgeniy Lebed, Paul J. Mackenzie, Marinko V. Sarunic, and Faisal M. Beg, "Rapid Volumetric OCT Image Acquisition Using Compressive Sampling," Opt. Express 18, 21003-21012 (2010);

Xuan Liu and Jin U. Kang, "Compressive SD-OCT: the application of compressed sensing in spectral domain optical coherence tomography," Opt. Express 18, 22010-22019 (2010).

의료 및 치과 영상화 애플리케이션에 대해 실제 사용성과 유효성을 제약하는 OCT 영상화의 한 측면은 데이터 획득 속도에 관련이 있다. OCT 스캔은 표면을 따라 이격된 수많은 포인트에서 표면 샘플링을 해야 하기 때문에, 스캐너는 샘플링 기간 동안 정지 상태로 유지되어야 한다. 데이터를 취득하는 동안 스캐너 프로브가 움직이면 샘플링 프로세스에 지장을 줄 수 있으며 표면 재구성에 충분하고 정확한 데이터의 취득을 못하게 하거나 지연시킬 수 있다.

따라서, 효율을 개선할 수 있고 OCT를 보다 유용하게 하는데 도움을 줄 수 있는 OCT 영상화를 위한 개선된 스캐닝 장치 및 방법이 필요하다는 것을 인식할 수 있다.

본 출원의 양태는 치과 영상화 시스템의 기술을 진전시키는 것이다.

본 출원의 다른 양태는 관련 기술 분야에서 적어도 전술한 결점 및 다른 결점을 전체적으로 또는 부분적으로 해결하는 것이다.

본 출원의 다른 양태는 전체적으로 또는 부분적으로 본 명세서에서 설명된 장점을 제공하는 것이다.

본 개시내용의 목적은 진단 영상화의 기술을 진전시키고 OCT 스캐닝에 필요한 획득 시간을 줄이기 위한 필요성을 해결하는 것이다. 본 발명의 실시예는 OCT 샘플링을 개선하고 공간 도메인 및 스펙트럼 도메인 둘 모두에서 압축 센싱(compressive sensing)을 활용하는데 도움을 줄 수 있는 장치 및 방법을 제공한다.

이러한 목적은 단지 예시적인 예로서만 제시될 뿐이고, 이러한 목적은 본 발명의 하나 이상의 실시예의 전형일 수 있다. 개시된 방법에 의해 본질적으로 달성되는 다른 바람직한 목적 및 장점은 관련 기술분야에서 통상의 기술자에게 생길 수 있거나 명백해질 수 있다. 본 발명은 첨부된 청구범위에 의해 정의된다.

본 개시내용의 양태에 따르면, 영상 데이터를 획득하는 방법이 제공되며, 이 방법은,

구강 내 특징에 대해, 3 차원의 광간섭 단층촬영(OCT) 데이터를 취득하는 단계 - 적어도 하나의 차원은 의사-무작위로 또는 무작위로 샘플링됨 - 와,

압축 센싱을 사용하여 구강 내 특징의 영상 볼륨을 재구성하는 단계 - 복원된 영상 볼륨의 데이터 밀도는 적어도 하나의 차원에서 또는 대응하는 변환에 따라 취득한 OCT 데이터의 데이터 밀도보다 큼 - 와,

디스플레이를 위해 재구성된 영상 볼륨을 렌더링하는 단계를 포함한다.

본 발명의 전술한 목적, 특징 및 장점과 다른 목적, 특징 및 장점은 첨부 도면에 도시된 바와 같이 본 발명의 실시예에 관한 다음의 보다 상세한 설명으로부터 명백해질 것이다.
도면의 요소는 반드시 서로에 대비하여 축척될 필요는 없다. 동작의 기본적인 구조적 관계 또는 원리를 강조하기 위해 약간의 과장이 필요할 수 있다. 예를 들어, 전력을 제공하고, 패키징하고, 시스템 광학기(system optic)을 장착하고 보호하기 위해 사용되는 지지 구성요소와 같이, 설명된 실시예를 구현하는데 필요하였을 몇몇 통상적인 구성요소는 설명을 단순화하기 위해 도면에 도시되지 않는다.
도 1은 본 개시내용의 실시예에 따른 프로그램 가능 필터를 도시하는 개략도이다.
도 2a는 프로그램 가능 필터가 선택된 파장 대역의 광을 어떻게 제공하는지를 도시하는 단순화된 개략도이다.
도 2b는 프로그램 가능 필터의 마이크로미러 어레이의 일부의 확대도이다.
도 3은 어레이 내 마이크로미러의 배열을 도시하는 평면도이다.
도 4는 본 개시내용의 대안적인 실시예에 따라, 프리즘을 분산 광학기로서 사용하는 프로그램 가능 필터를 도시하는 개략도이다.
도 5는 본 개시내용의 대안적인 실시예에 따라, 파장-파수 변환(wavelength-to-wavenumber transformation)을 수행하는 프로그램 가능 필터를 도시하는 개략도이다.
도 6a는 마하젠더 간섭계(Mach-Zehnder interferometer)를 사용하는 본 개시내용의 실시예에 따른 프로그램 가능 필터를 사용하는 스웹트 소스 OCT(swept-source OCT SS-OCT) 장치를 도시하는 개략도이다.
도 6b는 마이켈슨 간섭계(Michelson interferometer)를 사용하는 본 개시내용의 실시예에 따른 프로그램 가능 필터를 사용하는 스웹트 소스 OCT(SS-OCT) 장치를 도시하는 개략도이다.
도 7은 본 개시내용의 실시예에 따른 프로그램 가능 필터를 사용하는 파장 가변 레이저를 도시하는 개략도이다.
도 8은 광대역 광 소스로부터 파장 대역을 선택하기 위한 프로그램 가능 필터의 사용을 도시하는 개략도이다.
도 9는 OCT 영상화 시스템 프로브의 일부로서 2-D 스캔을 제공하는데 사용되는 갈보 미러(galvo mirror)를 도시한다.
도 10a는 B-스캔을 취득하기 위한 스캔 동작의 개략도이다.
도 10b는 C-스캔 획득을 위한 OCT 스캐닝 패턴을 도시한다.
도 11은 구강 내 OCT 영상화 시스템의 구성요소를 도시하는 개략도이다.
도 12a는 샘플 간의 간격이 동일한 OCT 샘플링 패턴을 도시하는 개략도이다.
도 12b는 샘플 간의 간격이 증가된 OCT 샘플링 패턴을 도시하는 개략도이다.
도 12c는 도 12b의 스캐닝 배열과 함께 사용될 수 있는 이중 선형 보간법(bilinear interpolation)의 방정식을 도시한다.
도 13은 다소 무작위적인 배열(somewhat randomized arrangement)을 사용하는 OCT 샘플링 패턴을 도시하는 개략도이다.
도 14는 예컨대 도 13을 참조하여 설명된 샘플링 배열을 사용하여, 공간 무작위적 샘플링된 데이터(spatial randomized sampled data)에 대한 샘플링된 볼륨의 재구성을 위한 시퀀스를 도시하는 논리 흐름도이다.
도 15a 및 도 15b는 OCT 획득을 위한 희소 스펙트럼 콘텐츠(sparse spectral content)의 사용을 도시하는 개략도이다.
도 15c는 스펙트럼 차원에서만 희소 샘플링된 데이터에 대하여 샘플링된 볼륨의 재구성을 위한 시퀀스를 도시하는 논리 흐름도이다.
도 16은 무작위로 샘플링된 스펙트럼 스캔 콘텐츠를 사용하여 제 3의 추가된 차원을 포함하는, 공간 무작위로 샘플링된 데이터에 대하여 샘플링된 볼륨의 재구성을 위한 시퀀스를 도시하는 논리 흐름도이다.
도 17은 분광계를 사용하여 압축 샘플링하기 위한 장치를 도시하는 개략도이다.

다음은 도면을 참조하는 예시적인 실시예에 관한 상세한 설명으로, 도면에서는 동일한 참조 부호가 여러 도면 각각에 있는 구조의 동일한 요소를 식별한다.

"제 1", "제 2" 등의 용어는, 본 개시내용의 맥락에서 이런 용어가 사용되는 경우, 반드시 서수, 순차 또는 우선순위 관계를 나타내는 것이 아니며, 달리 명시되지 않는 한, 그저 하나의 단계, 요소 또는 요소 집합을 다른 것과 보다 명확하게 구별하기 위해 사용된다.

본 명세서에 사용되는 것으로, "활성 가능"이라는 용어는 전력을 수신할 때 및 임의적으로는 인에이블링 신호를 수신할 때 지시된 기능을 수행하는 디바이스 또는 구성요소의 집합과 관련이 있다.

본 명세서의 맥락에서, "광학기"라는 용어는 일반적으로 광 빔을 형상화하여 지향하는데 사용되는 렌즈 및 다른 굴절, 회절 및 반사 구성요소 또는 조리개를 지칭하는 것으로 사용된다. 이러한 유형의 개개의 구성요소는 광학기라고 부른다.

본 개시내용의 맥락에서, "관찰자", "조작자" 및 "사용자"라는 용어는 동등한 것으로 간주되며, 카메라 또는 스캐너를 동작시킬 수 있고 또한 디스플레이 모니터상의 치과 영상과 같은 영상을 보고 조작할 수 있는 시술 의사(viewing practitioner), 기술자 또는 다른 사람을 지칭한다. "조작자 명령어" 또는 "관찰자 명령어"는 예컨대 카메라 또는 스캐너상의 버튼을 클릭함으로써 또는 컴퓨터 마우스를 사용함으로써 또는 터치 스크린 또는 키보드 입력에 의해 관찰자에 의해 입력된 명시적인 명령어로부터 취득된다.

본 개시내용의 맥락에서, "신호 통신하는"이라는 문구는 둘 이상의 디바이스 및/또는 구성요소가 몇몇 유형의 신호 경로를 통해 이동하는 신호를 통해 서로 통신할 수 있다는 것을 나타낸다. 신호 통신은 유선 또는 무선일 수 있다. 신호는 통신, 전력, 데이터 또는 에너지 신호일 수 있다. 신호 경로는 제 1 디바이스 및/또는 구성요소와 제 2 디바이스 및/또는 구성요소 사이의 물리적, 전기적, 자기적, 전자기적, 광학적, 유선 및/또는 무선 접속을 포함할 수 있다. 신호 경로는 또한 제 1 디바이스 및/또는 구성요소와 제 2 디바이스 및/또는 구성요소 사이의 추가 디바이스 및/또는 구성요소를 포함할 수 있다.

본 개시내용의 맥락에서, "카메라"라는 용어는 치아의 표면으로부터 반사되는 구조화된 광과 같은 반사된 가시 광선 또는 NIR로부터의 반사도, 2-D 디지털 영상을 획득하도록 활성화될 수 있는 디바이스와 관련이 있다.

"스캐너"라는 일반적인 용어는 샘플 아암을 통해 치아 표면으로 지향되고 샘플 아암에서 되돌아온 산란 광으로서 획득되는, 표면의 OCT 영상화에 사용되는 기준 암으로부터의 광과의 간섭을 검출하기 위한, 광대역 근적외선(broadband near-IR, BNIR) 조명의 스캔된 광 빔을 투사하는 광학 센서와 관련이 있다. "래스터 스캐너"라는 용어는 나중에 보다 자세히 설명되는 바와 같이, 샘플을 향한 광을 스캔하는 하드웨어 구성요소의 조합과 관련이 있다.

"대상"이라는 용어는 영상화되는 환자의 치아 또는 다른 부분을 지칭하며, 광학 용어로는 대응하는 영상화 시스템의 "물체"와 동등한 것으로 간주될 수 있다.

본 개시내용의 맥락에서, "광대역 광 방출기"라는 문구는 임의의 주어진 시점에서 파장 범위에 걸쳐 연속적인 스펙트럼 출력을 방출하는 조명 또는 광 소스를 지칭한다. 짧은 가간섭성(short-coherence) 또는 낮은 가간섭성(low-coherence)의 광대역 조명 소스는 예를 들어, 초발광 다이오드, 단펄스 레이저(short-pulse lasers), 많은 유형의 백색 광 소스 및 초연속체 광 소스(supercontinuum light source)를 포함할 수 있다. 이러한 유형의 대부분의 낮은 가간섭성 길이(low coherence length) 소스는 대략 수십 미크론 정도의 가간섭성 길이를 갖는다.

OCT 영상화 기술 분야의 통상의 기술자에게 잘 알려진 바와 같이, 축방향 해상도는 광 소스의 가간섭성 길이와 관련된다. 따라서, 가간섭성 길이가 짧을수록 축방향 해상도가 높아진다.

본 개시내용의 실시예는 시간 도메인 또는 스펙트럼 또는 주파수 도메인 OCT를 비롯한 다양한 유형의 OCT 스캐닝 방법 중 어느 것이라도 이용할 수 있다. 속도 장점이 특히 관심사이기 때문에, 다음의 설명은 주로 보다 빠른 속도 및 전체 스캐닝 처리량에 일반적으로 유리한 주파수 도메인 OCT의 일종인 스웹트 소스 OCT를 이용하는 실시예를 대상으로 한다. 그러나, 본 개시내용의 후속 단원에서 설명되는 압축 샘플링 방법은 시간 도메인 OCT 및 다른 유형의 OCT뿐만 아니라 SS-OCT의 응답을 개선하는데 사용될 수 있음을 주목하여야 한다. 본 개시내용의 방법은 분광계가 OCT 시스템에서 센싱에 사용되는 경우에도 또한 사용될 수 있다.

본 개시내용의 실시예에 따르면, 본 명세서에서 설명되는 바와 같이 개선된 OCT 스캐닝 방법에 장점이 있는 가변 파장 조명을 제공할 수 있는 프로그램 가능 광 소스가 제공된다. 프로그램 가능 광 소스는 스캔된 SS-OCT 및 제어 가능하게 변경 가능한 스펙트럼 패턴으로부터 이득을 받는 다른 애플리케이션을 위한 스웹트 소스로서 사용될 수 있다.

도 1을 참조하면, 낮은 가간섭성의 광대역 광 소스로부터 파장(λ0 ... λn)의 원하는 패턴 및 시퀀스를 생성하는데 사용되는 프로그램 가능 필터(10)가 도시된다. 광섬유 레이저 또는 다른 소스로부터의 광대역 광은 서큘레이터(14)를 통하고 광섬유 또는 다른 도파관(12)을 통해, 콜리메이터 렌즈(L1)로 지향되며, 콜리메이터 렌즈는 시준된 광을 회절 격자와 같은 광 분산 광학기(20)로 지향한다. 광 분산 광학기(20)는 포커싱 렌즈(L2)를 향해 지향되는 스펙트럼적으로 분산된 출력 빔(24)을 형성한다. 렌즈(L2)는 분산된 광을 마이크로미러 어레이(30)와 같은 공간 광 변조기(80) 쪽으로 포커싱한다. 마이크로미러 어레이는 반사 디바이스의 선형 어레이 또는 텍사스 델라스 소재의 텍사스 인스트루먼츠의 디지털 광 프로세서(Digital Light Processor, DLP)의 선형 부분일 수 있다. 어레이(30) 내의 하나 이상의 개개의 반사기는 대응하는 파장의 광을 광 경로를 통해 되돌려 반사하도록 작동된다. 이렇게 반사된 광은 프로그램 가능 필터(10)의 출력이며, 이후에 설명되는 바와 같이 광간섭 단층촬영(OCT)과 같은 애플리케이션에 사용될 수 있다. 어레이(30) 내의 각각의 연속적인 반사기의 급속한 작동은 도 1에서 제공된 바와 같이 스펙트럼적으로 분산된 출력 빔의 무수히 작은 스펙트럼 부분의 샘플링을 가능하게 한다. 예를 들어, 공간 광 변조기(80)가 단일 행에서 2048 개의 마이크로미러 요소를 갖고, 어레이(30)의 한 측면으로부터 다른 측면까지의 스펙트럼 범위가 35 nm인 마이크로미러 어레이(30)인 경우, 각각의 개개 마이크로미러는 대략 0.017 nm 폭인 파장 대역을 반사할 수 있다. 하나의 통상적인 스웹트 소스 시퀀스는 스펙트럼적으로 분산된 출력 빔에 의해 형성된 라인을 따라, 단일 공간 광 변조기(80) 픽셀(반사 요소)을 한 번에 작동시킴으로써 더 낮은 파장으로부터 더 높은 파장으로 진행한다. 나중에 설명하는 바와 같이 다른 스웹트 소스 시퀀스가 가능하다.

본 명세서에서 설명되고 도 1 내지 도 3에 도시된 마이크로미러 어레이(30) 및 다음의 것은 프로그램 가능 광 소스의 일부로서 사용될 수 있는 가능한 공간 광 변조기(80)의 한 종류이다. 이용되는 공간 광 변조기(80)는 디바이스의 "픽셀"을 효과적으로 제공하는 개별적으로 어드레스 가능한 요소를 갖는 몇몇 유형의 반사 디바이스이다.

프로그램 가능 필터(10)는 그의 구성요소의 전반적인 배열 및 광 분포 면에 있어서 분광계의 양상과 유사하다. 입사하는 광대역 BNIR 광은 광의 스펙트럼 성분을 공간적으로 분리하기 위해 광 분산 광학기(20)에 의해 분산된다. 나중에 보다 상세하게 설명하는 바와 같이, 마이크로미러 어레이(30) 또는 다른 유형의 공간 광 변조기(80)는 선택된 파장 대역 또는 이러한 광의 대역을 프로그램 가능 필터(10)를 통해 다시 반사하도록 배치되어, 그 선택된 파장 대역이 광학 시스템 내의 다른 곳에서 사용될 수 있도록 하는데, 예컨대 간섭계 측정 디바이스에서 또는 레이저를 동조하는데 사용되도록 한다.

도 2a의 간략화된 개략도 및 도 2b의 확대도는 프로그램 가능 필터(10)가 선택된 파장 대역(W1)의 광을 제공하기 위해 어떻게 작동하는지를 도시한다. 마이크로미러 어레이(30)의 크게 확대된 영역(E)을 개략적으로 도시하는 도 2b는 빔(24)의 입사 광에 관련하여 세 개의 미러(32a, 32b 및 32c)의 거동을 도시한다. 마이크로미러 어레이(30)의 각각의 미러(32) 요소는 미러(32a 및 32b)에서 도시된 바와 같이, 한 쪽 각도로 기울어진 비작동 상태 또는 미러(32c)에서 도시된 바와 같이, 엇갈리는(alternate) 각도로 기울어진 작동 상태의 두 상태 중 하나를 가질 수 있다. DLP 디바이스의 경우, 마이크로 미러의 비작동/작동 상태에 대한 기울어진 각도는 기판 표면으로부터 +12 및 -12도이다. 따라서, 광을 렌즈(L2)를 통해 그리고 프로그램 가능 필터(10)의 다른 구성요소를 통해 광 축(OA)을 따라 되돌려 반사하기 위해, 마이크로미러 어레이(30)는 도 2b에 도시된 바와 같이 자체가 광축(OA)에 대해 +12도 기울어져 있다.

도 1의 프로그램 가능 필터(10)에서, 광 분산 광학기(20)는 예를 들어, 홀로그래픽 회절 격자를 포함하는 몇몇 형태의 회절 격자일 수 있다. 격자 분산 방정식은 다음과 같다:

여기서:

λ는 광학 파장이고;

d는 격자 피치이고;

α 는 광학기(20)의 입사 면에 법선인 면에 대한 입사 각도(도 1 및 도 2a 참조)이고;

β는 광학기(20)의 출사 면에 법선인 면에 대한 회절된 광의 각도이고;

m은 회절 차수이고, 일반적으로 본 개시내용의 실시예와 관련하여 m = 1이다.

반치전폭(full-width half-maximum, FWHM) 대역폭은 격자의 스펙트럼 해상도(δλ_g) 및 DLP 디바이스의 픽셀 또는 마이크로미러(32) 상의 파장 범위(δλ_DLP)에 의해 결정되며, 이것은 다음과 같이 제시된다:

여기서:

D는 렌즈(L1)에 의해 시준된 입사 가우시안 빔의 1/e² 폭이고;

λc는 중심 파장이고;

d는 격자 피치이고;

p는 각각의 마이크로미러의 DLP 픽셀 피치이고;

f는 포커스 렌즈(L2)의 포커스 길이이다.

최종 FWHM 대역폭(δλ)는 (δλ_g, δλ_DLP)의 최대 값이다. 대역폭(δλ)은 가장 미세한 변조 가능한 파장 범위를 정의한다. OCT 영상화에 적합한 구성의 경우, 다음의 관계가 성립한다:

DLP를 사용하여 광을 도파관(12) 광섬유로 되돌려 반사하기 위해, 스펙트럼적으로 분산된 스펙트럼은 각 마이크로미러(32)의 힌지 축과 정렬된 DLP 표면 상에 포커싱된다. DLP 기준 평면은 또한 12도 기울어져서 특정 마이크로미러(32)가 "온" 상태에 있을 때, 광은 광 도파관(12)으로 다시 직접 반사된다. 마이크로미러가 "온" 상태에 있을 때, 스펙트럼의 대응하는 포커싱된 부분 - 이 때 대역폭은 그 마이크로미러에 입사하는 광의 공간 분포에 대응함 - 은 입사 광의 동일한 경로를 따라 도파관(12) 섬유로 다시 반사되지만, 반대 방향으로 나아간다. 광섬유 경로에 있는 서큘레이터(14)는 선택된 스펙트럼의 광을 출력으로서 제 3 광섬유로 안내한다. 다른 유형의 공간 광 변조기(80)는 도 2b의 예에 도시된 바와 같이 입사 광 빔에 대해 비스듬한 각도로 방위될 필요가 없을 수 있음을 쉽게 인식할 수 있다.

단일 DLP 픽셀상에 포커싱된 1/e² 가우시안 빔 세기 직경은 다음과 같다:

바람직하게는, 다음이 성립한다:

. 이로 인해 빔 직경(w)이 픽셀 피치(p)보다 작게 설정된다. 최대 동조 범위는 다음에 의해 결정된다:

여기서, M은 도 3에서 나타낸 바와 같이, 수평 방향의 DLP 마이크로미러의 개수이다. 도 3에 도시된 바와 같이, 마이크로미러 어레이(30) 형성을 위한 마이크로미러의 어레이는 M 개의 열 및 N 개의 행을 갖는다. DLP 마이크로미러 어레이의 단일 행만이 프로그래머블 필터(10)와 함께 사용하는데 필요하다; 이러한 단일 행의 위와 아래의 다른 행이 사용될 수 있거나 또는 사용되지 않을 수 있다.

DLP 픽셀(마이크로미러)의 관점에서 파장은 다음과 같은 회절 방정식으로 설명될 수 있다.

여기서, i는 0 내지 (M-1)의 범위에서, 특정 파장에 대응하는 DLP 열의 색인이다.

상기 수학식(5)로부터, 행에 속한 각 미러에 대응하는 중심 파장이 결정될 수 있다.

도 4는 프리즘(16)을 광 분산 광학기(20)로서 이용하는 대안적인 실시예에서 프로그램 가능 필터(10)를 도시한다. 프리즘(16)은 도 1에 도시된 격자와 반대의 순서로 광 파장(λn ... λ0)를 분산한다. 더 긴 파장(적색)은 더 큰 각도에서 분산되고, 더 짧은 파장(청색)은 더 작은 각도에서 분산된다.

통상의 광 분산 광학기는 분산된 광을 분포하여 그 구성 파장이 선형 분포를 갖게 한다. 즉, 파장은 분산된 광의 라인을 따라 균등하게 이격된다. 그러나, 푸리에 도메인 OCT 처리를 위해서는 파장 데이터를 주파수 데이터로 변환해야 한다. 따라서 파장 데이터(nm 단위의 λ)는 주파수에 비례하는 파수 데이터(wave-number data)(k = λ^-1)로 변환되어야 한다. 관례적으로, 푸리에 변환 계산에 앞서, 이러한 변환을 달성하기 위해 보간 단계가 사용된다. 보간 단계는 처리 자원 및 시간을 필요로 한다. 그러나, 파수(k) 값을 프로그램 가능 필터로부터 직접 선택할 수 있는 것이 가장 유리할 것이다. 도 5의 개략도는 중간 프리즘(intermediate prism)(34)을 사용하여 파장(λ₀ . . . λ_N) 데이터를 파수(k₀ . . ., k_N) 데이터로 광학적으로 변환하기 위한 하나의 방법을 도시한다. 파장 대 파수 변환을 위한 프리즘 각도 및 재료 매개변수를 명시하는 방법은 문헌(article by Hu and Rollins entitled "Fourier domain optical coherence tomography with a linear-in-wavenumber spectrometer" in OPTICS LETTERS, Dec. 15, 2007, vol. 32 no. 24, pp. 3525 - 3527)에 제시되어 있다.

프로그램 가능 필터(10)는 광대역 광 소스로부터 선택된 광 파장을 동조된 레이저를 사용하여 OCT 영상화와 같은 기능에 적절히 시점이 맞추어진 시퀀스로 제공할 수 있다. 프로그램 가능한 시퀀스를 제공하기 때문에, 프로그램 가능 필터(10)는 더 낮은 파장으로부터 더 높은 파장으로의 포워드 스펙트럼 스윕(forward spectral sweep)뿐만 아니라 더 높은 파장으로부터 더 낮은 파장으로의 반대 방향으로 백워드 스윕(backward sweep)을 수행할 수 있다. 삼각형 스윕 패턴, 파장의 "콤(comb)"의 생성 또는 임의의 파장 패턴도 또한 제공될 수 있다.

특히 OCT 영상화의 경우, 다양한 프로그램 가능 스윕 패러다임은 영상화 시 움직이는 물체를 추출하는데, 깊이 전반의 감도 저하를 개선하는데, 등등에 유용할 수 있다. OCT 신호 감도는 샘플 깊이가 증가함에 따라 감소하는데, 이때 깊이는 z 축 방향으로 연장하는 것으로 간주된다. 예를 들어, 이산적인 파장의 콤을 사용하면 OCT 감도를 높일 수 있다. 이것은 문헌(article by Bajraszewski et al. entitled "Improved spectral optical coherence tomography using optical frequency comb" in Optics Express, Vol. 16 No. 6, March 2008, pp. 4163-4176)에 설명되어 있다.

도 6a 및 도 6b의 단순화된 개략도는 각각 본 개시내용의 실시예에 따른 프로그램 가능 필터(10)를 사용하는 스웹트-소스 OCT(SS-OCT) 장치(100)를 도시한다. 각각의 경우에, 프로그램 가능 필터(10)는 조명 소스를 제공하는 동조된 레이저(50)의 일부로서 사용된다. 구강 내 OCT의 경우, 예를 들어, 레이저(50)는 약 400 내지 1600 nm 사이의 파장에 대응하는 주파수 범위(파수 k)에 걸쳐 파장 변조될 수 있다. 본 개시내용의 실시예에 따르면, 약 830 nm를 중심으로 하는 35 nm 대역폭의 파장 변조 가능한 범위가 구강 내 OCT에 사용된다.

도 6a의 실시예에서, OCT 스캐닝을 위한 마하-젠더 간섭계 시스템이 도시된다. 도 6b는 마이켈슨 간섭계 시스템의 구성요소를 도시한다. 이들 실시예에서, 프로그램 가능 필터(10)는 레이저 캐비티의 일부를 제공하여 동조 레이저(50) 출력을 생성한다. 가변 레이저(50) 출력은 커플러(38)를 통과하여 샘플 아암(40) 및 기준 아암(42)으로 진행한다. 도 6a에서, 샘플 아암(40) 신호는 서큘레이터(44)를 통과하여 샘플(S)의 측정을 위해 프로브(46)로 진행한다. 샘플링된 신호는 서큘레이터(44)(도 6a)를 통해 되돌려지고 커플러(58)를 통해 검출기(60)로 지향된다. 도 6b에서, 신호는 샘플 아암(40) 및 기준 아암(42)으로 진행되고; 샘플링된 신호는 커플러(38)를 통해 되돌려지고 검출기(60)로 지향된다. 검출기(60)는 공통 모드 잡음을 제거하도록 구성된 한 쌍의 평형광 검출기(balanced photodetector)를 사용할 수 있다. 제어 로직 프로세서(제어 처리 유닛(control processing unit, CPU))(70)은 동조 레이저(50) 및 동조 레이저의 프로그램 가능 필터(10) 및 검출기(60)와 신호 통신하고 검출기(60)로부터 출력을 취득하여 처리한다. CPU(70)는 또한 디스플레이(72)와 신호 통신하여 커맨드 입력 및 OCT 결과를 디스플레이한다.

도 7의 개략도는 본 개시내용의 대안적인 실시예에 따른 동조 레이저(50)의 구성요소를 도시한다. 동조 레이저(50)는 반도체 광증폭기(semiconductor optical amplifier, SOA)(52)와 같은 광대역 이득 매체를 갖는 광섬유 링 레이저로서 구성된다. 두 개의 광 아이솔레이터(optical isolator, OI)는 SOA를 역 반사된 광으로부터 보호한다. 광섬유 지연 라인(fiber delay line, FDL)은 레이저의 유효 스윕율을 결정한다. 필터(10)는 광섬유 링을 연결하는데 사용되는 입력 광섬유 및 출력 광섬유를 갖는다.

도 8의 개략도는 초발광 다이오드(super luminescent diode, SLD)와 같은 광대역 광 소스(54)로부터 파장 대역을 선택하기 위한 프로그램 가능 필터(10)의 사용을 도시한다. 여기서, 공간 광 변조기(80)는 서큘레이터(14)를 통해 광대역 광의 성분을 반사한다. 서큘레이터(14)는 광을 별도의 광학 경로를 따라 프로그램 가능 필터(10)로 및 프로그램 가능 필터로부터 지향하는데 사용된다.

도 9의 개략도에 도시된 바와 같이, 갈보 미러(94 및 96)는 OCT 영상화에 필요한 래스터 스캐닝을 제공하기 위해 협력한다. 도시된 배열에서, 갈보 미러 1(94)은 샘플을 따라 각각의 포인트(82)로 향하는 광의 파장을 스캔하여 행을 따라 데이터를 생성하며, 이것은 나중에 보다 상세히 설명되는 바와 같은 B-스캔을 제공한다. 갈보 미러 2(96)는 행 위치를 점진적으로 이동하여 추가 행에 2 차원 래스터 스캐닝을 제공한다. 각각의 포인트(82)에서, 공간 광 변조기(80)(도 1, 도 4, 도 5)의 픽셀 별로 프로그램 가능 필터(10)를 사용하여 제공되는 광의 전체 스펙트럼은 단일 스윕으로 신속하게 생성되고 결과 신호는 검출기(60)(도 6a, 도 6b)에서 측정된다.

OCT 영상화를 위한 스캐닝 시퀀스

도 10a 및 도 10b의 개략도는 본 개시내용의 OCT 장치를 사용하여 구강 내 특징의 단층촬영 영상을 형성하는데 사용될 수 있는 스캔 시퀀스를 도시한다. 도 10a에 도시된 시퀀스는 단일 B-스캔 영상이 어떻게 생성되는지를 도시한다. 래스터 스캐너(90)(도 9)는 선택된 광 시퀀스를 샘플(S) 위의 조명으로서 포인트 별로 스캐닝한다. 도 10a에 도시된 바와 같은 주기적 구동 신호(92)는 래스터 스캐너(90) 갈보 미러를 구동하여 도 10a및 도 10b에서 수평 방향으로 연장하는 별개의 포인트(82)로서 도시된 샘플의 각 행을 가로 질러 연장하는 측면 스캔 또는 B-스캔을 제어하는데 사용된다. B-스캔의 라인 또는 행을 따라 있는 복수의 포인트(82) 각각에서, z 축 방향으로 데이터를 획득하는 A-스캔 또는 깊이 스캔이 선택된 파장 대역의 연속적인 부분을 이용하여 생성된다. 도 10a는 래스터 스캐너(90)를 사용하여 간단한 오름차순 시퀀스를 생성하기 위한 구동 신호(92)와 함께, 파장 대역을 통한 대응하는 마이크로미러 작동 또는 다른 공간 광 변조기의 픽셀 별 작동을 도시한다. 구동 신호(92)의 일부인 레트로-스캔 신호(retro-scan signal)(93)는 단순히 스캔 미러를 다음 라인을 위한 시작 위치로 다시 복귀시키며; 레트로-스캔 신호(93) 동안에는 어떠한 데이터도 취득되지 않는다.

B-스캔 구동 신호(92)는 도 9에 도시된 바와 같이 래스터 스캐너(90)의 갈보 미러(94)를 구동시킨다는 것을 알아야 한다. 각각의 증분 위치에서, B-스캔의 행을 따라 있는 포인트(82)에 대해, A-스캔이 취득된다. A-스캔 데이터를 획득하기 위해, 동조 레이저(50) 또는 다른 프로그램 가능 광 소스는 프로그램 가능 필터(10)(도 1, 도 2a, 도 4, 도 5)에 의해 제어되는 스펙트럼 시퀀스를 통해 스윕한다. 따라서, 프로그램 가능 필터(10)가 광 소스로 하여금 30 nm 파장 범위를 통해 스윕하게 하는 실시예에서, 조명 생성을 위한 이와 같은 시퀀스는 B-스캔 경로를 따라 있는 각각의 포인트(82)에서 수행된다. 도 10a에 도시된 바와 같이, A-스캔 획득의 집합은 각각의 포인트(82)에서, 즉, 스캐닝 갈보 미러(94)의 각 위치에서 실행된다. 예로서, DLP 마이크로미러 디바이스가 공간 광 변조기(80)로서 사용되는 경우, 각각의 위치(82)에서 A-스캔을 생성하기 위해 2048 개 측정이 있을 수 있다.

도 10a는 각각의 A-스캔 동안 획득된 정보를 개략적으로 도시한다. DC 신호 콘텐츠가 제거된 것으로 도시된 간섭 신호(88)는 각 포인트(82)에 대해 시간 간격에 걸쳐 획득되며, 여기서 신호는 스윕에 필요한 시간 간격의 함수이고, 획득된 신호는 간섭계의 기준 및 피드백 아암(도 6a, 도 6b)으로부터의 광을 결합시킴으로써 생성된 스펙트럼 간섭 줄무늬를 나타낸다. 푸리에 변환은 각각의 A-스캔마다 변환(T)을 생성한다. A-스캔에 대응하는 하나의 변환 신호가 도 10a에서 예로서 도시된다.

위의 설명으로부터, 상당한 양의 데이터가 단일 B-스캔 시퀀스에 걸쳐 획득된다는 것을 인식할 수 있다. 이러한 데이터를 효율적으로 처리하기 위해, 고속 푸리에 변환(Fast-Fourier Transform, FFT)이 사용되어, 시간 기반 신호 데이터를 영상 콘텐츠가 보다 쉽게 생성될 수 있는 대응하는 주파수 기반 데이터로 변환한다.

푸리에 도메인 OCT에서, A 스캔은 깊이(z 축) 분해된 OCT 신호의 라인을 생성하는 한 라인의 스펙트럼 획득에 대응한다. B 스캔 데이터는 대응하는 스캐닝된 라인을 따라 있는 행(R)으로서 2D OCT 영상을 생성한다.

래스터 스캐닝은 래스터 스캐너(90) 획득을 C-스캔 방향으로 증분시킴으로써 다수의 B-스캔 데이터를 취득하는데 사용된다. 이것은 B-스캔 영상이 어떻게 표현될 수 있는지 그리고 3-D 볼륨 정보인 재구성(274)이 A-, B- 및 C-스캔 데이터를 사용하여 어떻게 생성되는지를 도시하는 도 10b에서 개략적으로 표현될 수 있다.

이전에 언급한 바와 같이, 각각의 A-스캔 포인트(82)에서의 조명에 사용되는 파장 또는 주파수 스윕 시퀀스는 통상적으로 사용되는 오름차순 또는 내림차순 파장 시퀀스로부터 수정될 수 있다. 임의의 파장 시퀀스 조정이 사용될 수 있다. OCT의 몇몇 특정 구현예에 유용할 수 있는 임의의 파장 선택의 경우, 이용 가능한 파장의 일부만이 각 스윕의 결과로서 제공된다. 임의의 파장 시퀀스 조정 시, 각각의 파장은 임의의 순차적인 순서로 무작위로 선택되어 OCT 시스템에서 단일 스윕 동안 사용될 수 있다.

도 11의 개략도는 프로브(46) 및 구강 내 OCT 영상화 시스템(62)을 형성하기 위한 지지 구성요소를 도시한다. 영상화 엔진(56)은 도 6a 내지 도 7을 참조하여 기술된 광 소스, 광섬유 커플러, 기준 아암 및 OCT 검출기 구성요소를 포함한다. 일 실시예에서, 프로브(46)는 래스터 스캐너(90) 또는 샘플 아암을 포함하지만, 영상화 엔진(56)에 의해 제공되지 않는 다른 요소를 임의로 포함할 수도 있다. CPU(70)는 제어 로직 및 디스플레이(72)를 포함한다.

전술한 설명은 프로그램 가능 필터(10)로부터 파장 대역을 선택하는데 사용될 수 있는 하나의 유용한 유형의 공간 광 변조기로서 DLP 마이크로미러 어레이(30)를 사용하는 OCT 영상화 시스템(62)의 상세한 설명을 제공한다. 그러나, 다른 유형의 공간 광 변조기(80)가 선택된 파장 대역의 광을 반사하는데 사용될 수 있다는 것을 알아야 한다. 예를 들어, DLP 마이크로미러 어레이(30) 대신에 반사형 액정 디바이스가 대안적으로 사용될 수 있다. DLP 디바이스가 아닌 다른 유형의 MEMS(micro-electromechanical system device, 마이크로 전기 기계 시스템 디바이스) 마이크로미러 어레이가 대안적으로 사용될 수 있다.

OCT 영상화의 맥락에서 "인-페이스(en-face)" 영상은 주어진 깊이에서 샘플의 단일 층 표현을 포함하는 OCT 스캔으로부터 재구성된 영상이다. 예를 들어, 도 10b와 관련하여, 평면(272)은 재구성된 OCT 볼륨(274) 내의 깊이 레벨을 나타낸다. 평면(272)을 따라 놓여있는 샘플 밀도 데이터를 표현함으로써 취득되는 영상은 인-페이스 영상로 간주된다. 그러나 인-페이스 영상은 평면일 필요는 없다. 인-페이스 영상에서 사용되는 각 픽셀은 표면으로부터 등가 거리이기 때문에, 인-페이스 영상은 표본의 표면 윤곽을 따른다. 각각의 스캔된 포인트의 표면상의 픽셀만을 사용하여 형성된 영상은 유효한 인-페이스 영상일 것이다.

특정한 예시적인 방법 및/또는 장치 실시예는 압축 샘플링을 사용하는 치과 OCT 스캔 획득을 제공할 수 있다. 본 개시내용의 실시예에 따르면, 취득된 표면 정보의 정확성을 훼손하지 않으면서, 통상의 OCT 스캔 패턴보다 개선된 속도를 제공하는 압축 샘플링 방법을 사용하여 OCT 스캔을 획득하기 위한 장치 및 방법이 제공된다. 신호 획득 및 분석 기술 분야의 통상의 기술자에게 공지된 바와 같이, 압축 샘플링 기술은 (i) 측정된 데이터의 무작위적 샘플링을 특징으로 하며, (ii) 샘플링된 데이터가 일부 도메인에서 희소 표현(sparse representation)을 가질 때 사용될 수 있다.

도 12a의 개략도는 A-스캔 사이 및 A-스캔의 행 사이의 표준의 등 간격을 이용하는 OCT 샘플링 패턴을 도시한다. 영상화된 표면을 따라 놓인 포인트(82)에서의 A-스캔 위치는 간격(d1)에 의해 도시된 바와 같이 행(R) 사이에서 그리고 간격(d1)과 동일할 수도 또는 동일하지 않을 수도 있는 간격(d2)에 의해 도시된 바와 같이 행 내에서 균일하게 이격되어 있다. 이러한 조밀한 샘플링(dense sampling)은 근표면 특성의 근사치에 가깝게 할 수 있지만, 이러한 조밀한 데이터를 저장하고 처리하는데 수반되는 요건과 함께 상당한 횟수의 A-스캔을 수행해야 한다.

그러나 주파수 도메인 OCT 스캐닝을 사용하여 개선된 속도를 이용 가능할 수 있음에도, 스캔 프로세스는 시간이 걸리고 소량의 초당 OCT 데이터 프레임(fps)만 제공할 수 있다. 속도가 더 느린 때, 의도하지 않은 환자 또는 프로브 움직임과 같은 문제는 OCT 스캔을 복잡하게 하고 지연시킬 수 있으며 검사 결과의 품질에 악 영향을 미칠 수 있다.

표면의 OCT 스캐닝에 필요한 시간 요건을 줄이고 초당 프레임(fps) 속도를 효과적으로 높이는 하나의 접근법은 예를 들어, 이중 선형 보간(bilinear interpolation) 또는 삼중 선형 보간(trilinear interpolation)과 같은 보간 방법을 사용하는 것이다. 도 12b에서 측정된 샘플의 작은 영역에 대해 개략적으로 도시된 이중 선형 보간을 사용하면 정보의 손실을 최소화하면서 스캔 밀도 면에서 대응하는 감소가 가능해진다. 본 개시내용의 실시예에 따르면, 샘플 볼륨은 행 및 열 사이의 간격(d1' 및 d2')(행(R)에 있는 포인트(82) 사이의 간격)이 증가하면서, 밀도가 줄어든 스캔 판독 값을 사용하여 재구성된다. 그러면 샘플의 각각의 인-페이스 디스플레이가 생성될 때 누락된 OCT 데이터가 (도 10b에 도시된 바와 같은 z 방향으로) 층별로 복구될 수 있다. 따라서, 주어진 층(z_n)에 대해, 스캔 값들 사이의 x 값 및 y 값은 수학식 270에 의해 제공된 계산과 같은 계산을 사용하는 이중 선형 보간과 같은 보간 방법을 사용하여 계산될 수 있다. 도 12b의 확대도(E2)에서, 값(Q11, Q12, Q21, Q22)은 각기 좌표(x1, y1), (x2, y1), (x1, y2) 및 (x2, y2)에서 실제 측정된 값이다. 확대된 부분(E2)에 도시된 예에서, 층(z₀)에 있는 p에서의 누락된 값은 도 12c의 계산에 도시된 바와 같이 f(x, y, z₀)이다.

압축 센싱은 예를 들어, 전자 신호 분석에 사용되는 최근에 생긴 샘플링 접근법으로, 이 접근법은 그렇지 않았더라면 불완전한 정보만을 제공할 수 있는 것처럼 보이는 무작위로 샘플링된 데이터로부터 신호를 복구한다. 압축 센싱은 자기 공명 영상화(Magnetic Resonance Imaging, MRI), 레이더(Radar), 단일 픽셀 영상화, 광음향 영상화 및 OCT를 비롯한 다양한 신호 처리 애플리케이션에 사용되어 왔다. 압축 센싱의 기본이 되는 이론은 예를 들어, 신호가 푸리에 변환 공간, 웨이블릿 변환 공간 또는 코사인 변환 공간과 같은 직교 공간/시스템(orthonormal space/system)에서 희소 표현을 갖는다면, 신호는 특정 제약 조건에 따라 l₁ 표준을 최소화함으로써 무작위로 희소 샘플링된 신호로부터 복구될 수 있다고 말하고 있다:

여기서 ||.||₁ 은 l₁ 표준이고, z는 구성될 신호이고, y는 희소 샘플링이고, A는 가우시안 또는 베르누이 매트릭스와 같은 무작위 샘플링 매트릭스이다. 이러한 표준 포맷으로 변환될 수 있는 샘플링 문제는 희소 샘플링 및 대응하는 알고리즘을 사용하여 오류가 제어된 신호(z)를 복구할 수 있다. 이러한 샘플링 이론은 나이퀴스트 샘플링 이론의 기본 원리를 따르는 신호 획득 및 재구성의 통상의 직관적인 규칙을 위반한 것처럼 보인다. 압축 샘플링의 실현 가능성은 진짜 신호가 적합한 직교 기준(orthonormal basis)의 희소 확장(sparse expansion)에 의해 잘 표현될 수 있다는 사실에 의존한다. 압축 센싱 및 표현은 불충분하게 샘플링된(under-sampled) 신호의 영상 처리에 사용될 수 있고; 유사한 통찰력은 친숙한 JPEG(Joint Photographic Experts Group, 공동 영상 전문가 그룹), JPEG2000 및 관련 영상 데이터 포맷과 같은 다수의 영상 압축 방식의 배후에 있다.

OCT 볼륨(x, y, k) - 여기서 x와 y는 공간 탐측 위치(spatial probing position)이고 k는 파수임 - 은 공간 차원(x, y)에 대한 푸리에 변환 공간에서 그리고 k에 대한 푸리에 변환 공간에서 희소 표현을 갖는다. 따라서, 압축 샘플링은 OCT 영상화에 적용 가능하다. OCT 센싱에 적용될 때, 압축 샘플링/탐측은 무작위적 방식이어야 하며 하나의 차원, 두 개의 차원 또는 세 개의 차원에 적용될 수 있다. 고 충실도 영상은 이차적으로 제약된 l₁ 표준 최소화 문제를 해결함으로써 효율적으로 재구성될 수 있다. 이것은 구강 내 OCT 스캐닝에 바람직한 데이터 획득 시간을 상당히 줄일 수 있다.

그러나, 진정으로 무작위 샘플링 위치는 적어도 부분적으로 하드웨어 고려 사항으로 인해 OCT 스캐닝에서 실용적이지 않다. 대신에, 의사 무작위 시퀀스가 사용된다. 보다 적절하게는 압축 샘플링이라고 말하는 희소 샘플링의 실현 가능성은 일부 벡터 도메인과 관련하여 희소하다고 간주될 수 있다면, 진짜 신호는 적합한 기준의 희소 확장에 의해 잘 표현될 수 있다는 사실에 의존한다. 이것은 상당한 크기의 영상 데이터를 보다 통상적인 영상 표현 체계에 요구되는 저장소의 일부분을 가지고 표현하고 저장할 수 있게 한다. 본 명세서에서 사용되는 바와 같은 OCT 스캐닝의 경우, 근사화된 OCT 스캔 신호는 압축 센싱을 사용하여 복구될 수 있다.

도 13의 개략도는 본 개시내용의 일 실시예에 따른 압축 센싱 재구성과 함께 사용될 수 있는 스캔 샘플링 배열을 x-y 평면에서 다시 바라 보는 것을 도시한다. 여기서, 각각의 행(R)을 따라 있는 포인트(82)에 대응하는 A-스캔의 행 간격(d1') 및 샘플 간 간격(d2') 중 하나 또는 둘 모두는 무작위로 분포되어, 간격(d1' 및 d2')이 도 12a에 도시된 조밀 분포에서보다 더 멀리 떨어지게 할뿐만 아니라, d1' 및 d2' 중 어느 하나 또는 둘 모두에 대한 간격 거리가 각기 행 사이에서 그리고 행 내에서 변할 수 있게 한다. 따라서, 예를 들어, 행(R)을 따라 있는 포인트(82)는 동일하지 않은 간격 또는 무작위적인 간격을 가질 수 있어서, 일부 포인트(82)는 다른 것보다 행(R)을 따라 있는 인접한 포인트(82)에 더 가깝다. 유사하게, 일부 행(R)은 다른 것보다 인접한 행으로부터 더 조밀하게 이격될 수 있다.

도 13은 x 및 y의 두 개의 공간 차원에서 무작위적 샘플링 OCT를 도시한다. 여기서, 샘플 간격이 불규칙한 배열에서, x 스캔 위치는 먼저 의사 무작위 시퀀스로부터 생성된다. 그 다음에 y 스캔 위치는 제 2 의사 무작위 시퀀스를 사용하여 결정된다. 그 다음에 2D 샘플링 그리드는 x 및 y 시퀀스를 인터리빙하여 결정될 수 있다. 샘플링 튜플(x_i, y_i)은 x 무작위 샘플링 시퀀스 x = {x₁, x₂,...x_W}의 x_i 구성요소 및 y 무작위 샘플링 시퀀스 y = {y₁, y₂,...,y_D}의 y_i구성요소로부터 생성된다. 이것은 OCT 재구성을 생성하기 위해 구해야 하는 샘플 수를 줄이는 데 도움이 될 수 있는 무작위적 또는 의사 무작위 간격 배열을 형성한다.

도 14의 논리 흐름도는 예컨대 도 13을 참조하여 설명된 샘플링 배열을 사용하여, 공간적으로 무작위-샘플링된 데이터에 대하여 샘플링된 볼륨을 재구성하기 위한 시퀀스를 도시한다. 획득 단계(310)는 OCT 스캔에 대한 스펙트럼 데이터 결과인, 각 행에서의 A-스캔에 대한 조밀한 깊이 값(N), 각 행(B)에 대해 무작위적 서브샘플링된 행 폭(W) 및 무작위적 서브샘플링된 D 행을 취득하여, 앞의 도면에서 표현된 A, B, C 차원 데이터를 제공한다. 그 다음 재구성 단계(312)는 각각의 A-스캔 데이터를 사용하여 통상의 OCT 재구성을 수행하여 각각의 A 스캔으로부터 깊이 분해된 단층촬영 신호를 생성한다. 그런 다음, 압축 센싱 기반 복원(318)은 데이터를 채워, M 행 폭에 단층촬영 데이터 포인트의 S 행을 제공함으로써 B 및 C 차원에 대해 전체 해상도를 제공하며, 여기서 M>W 이고 S>D 이다. 압축 센싱 기반 복원 단계(318)는 반복적 소프트 문턱 처리 방법(iterative soft thresholding method)과 같은 관련 기술분야에서 통상의 기술자에게 잘 알려진 방법을 사용하여 비선형 최적화를 수행함으로써 달성될 수 있다. 임의적인 볼륨 처리 단계(320)는 필터링, 분할(segmentation) 및 크로핑(cropping)을 제공할 수 있다. 그 다음에 볼륨 렌더링 단계(330)는 생성된 재구성을 디스플레이할 수 있게 한다. 재구성된 볼륨 데이터는 볼륨 처리 및/또는 렌더링의 유무에 관계없이 저장되고 전송될 수 있다.

도 13 및 도 14와 관련하여 설명된 실시예는 두 개의 공간 차원에서 압축 센싱 및 재구성을 제공한다. 영상화 구성 및 요건에 따라, 하나의 공간 차원에서는 무작위적 샘플링을 수행하고 다른 공간 차원에서는 조밀한 샘플링을 수행하는 것이 바람직할 수 있다. 그러한 경우, 압축 센싱 및 재구성은 위에서 설명한 것과 동일한 방식으로 하나의 공간 차원에서 그대로 이루어질 수 있다.

이전에 언급한 바와 같이, 압축 센싱(compressive sensing, CS) 기술은 신호 표현과 관련하여 (i) 몇몇 유형의 무작위적 샘플링 및 (ii) 희소성(sparsity)을 필요로 한다. 신호가 소수 개의 제로가 아닌 계수만을 사용하여 일부 도메인에서 표현될 수 있다면 신호는 "희소"하다고 간주될 수 있다. 스펙트럼 도메인 OCT의 경우, 깊이 해상도의 스펙트럼 데이터는 푸리에 도메인에서 희소하게 표현될 수 있고, 반면에 공간 데이터는 웨이블릿 도메인과 같은 다른 도메인에서 희소한 것으로서 보다 편리하게 표현될 수 있다. 무작위적 샘플링 및 희소 표현을 위한 요건을 충족하도록 구성될 수 있기 때문에, A 스캔의 OCT 재구성은 압축 센싱 기술의 사용을 또한 가능하게 한다.

본 개시내용의 실시예는 각각의 스캔된 포인트(82)에서 A-스캔을 획득하는 스펙트럼 주파수(파장)의 시퀀스를 취득하기 위해 세 개의 차원, 즉, 두 개의 공간(샘플 간격 x, y) 차원 및 하나의 스펙트럼(깊이) 차원의 데이터를 위한 압축 센싱 기술을 사용할 수 있다. A-스캔 데이터를 위한 깊이 방향의 압축 센싱은 푸리에 도메인에서 희소 데이터 표현을 사용할 수 있다. 공간 샘플링을 위한 압축 센싱은 예를 들어, 웨이블릿 도메인에서 희소 데이터 표현을 사용할 수 있다.

공간 광 변조기(80) 및 프로그램 가능 필터(10)(도 1 내지 도 5)를 참조하여 이전에 설명한 바와 같이, OCT 스캐닝에 사용되는 광 소스는 명령어를 사용하여 임의의 파장 패턴을 제공하도록 프로그램될 수 있다. 즉, OCT 센싱을 위해, 파수(파장)가 지속적으로 증가 또는 감소하는 전체 스웹트-소스 시퀀스는 필요하지 않다. 그 대신, 이산적인 무작위적 주파수의 시퀀스가 OCT 스캔에 사용될 수 있어, 압축 센싱 기술을 사용하여 적절히 처리될 수 있는 희소하게 표현된 측정 데이터를 취득할 수 있다.

도 15a 및 도 15b는 OCT 획득을 위해 무작위적 희소 스펙트럼 콘텐츠를 사용하는 것을 도시하는 개략도이다. 전체 스펙트럼 범위를 사용하는 단일 A-스캔에서 N개 픽셀이 취득될 수 있다. 전체 범위를 사용하는 대신에, 개별의 무작위적 주파수(파장) 집합이 A-스캔에 사용되어, 획득되는 픽셀 수를 줄일 수 있다. 파장(λ)을 신호 강도에 대한 임의의 전력 단위에 매핑하는 도 15a의 그래프는 스웹트 소스 OCT 시스템에서 단일 A-스캔에 사용되는 더 작은 집합의 개별의 의사 무작위적 주파수(파장)을 나타낸다. 동일한 주파수 집합이 각 A 스캔에서 사용된다. 스펙트럼 도메인 OCT 시스템에서, 무작위적 스펙트럼 샘플링은 도 15b에 도시된 바와 같이 검출기 어레이상의 의사-무작위로 선택된 픽셀로부터 신호를 취득함으로써 달성된다.

도 15c의 논리 흐름도는 무작위로 샘플링되고 예컨대 도 15a 및 도 15b를 참조하여 설명된 샘플링 배열을 사용하는 스펙트럼 차원에 대해서만 희소하게 표현되는 데이터에 대하여 샘플링된 볼륨을 재구성하기 위한 시퀀스를 도시한다. 획득 단계(408)는 각 행의 A-스캔에 대한 무작위적 서브 샘플링된 깊이 값(L), 각 행(B)에 대해 조밀한 행 폭(M) 및 S 개의 조밀한 행을 갖는 OCT 스캔에 대한 스펙트럼 데이터 결과를 취득하여, 위의 도면에 표현된 A. B, C 차원 데이터를 제공한다. 압축 센싱 기반 재구성(414)은 깊이 차원의 데이터를 채워, 반복적 컬레 기울기(iterative conjugate gradient) 방법과 같이 관련 기술분야에서 잘 알려진 방법을 사용하여 A 라인 당 N 개의 깊이 값을 제공한다. 이 단계는 각 A 스캔으로부터 깊이 분해된 단층촬영 신호를 생성하여, 스캔된 구강 내 특징 또는 다른 대상의 전체 해상도(NxMxS) OCT 영상 데이터 볼륨을 제공하며, 여기서 N>L이다. 임의적 볼륨 처리 단계(320)는 필터링, 분할 및 크로핑을 제공할 수 있다. 그 다음으로 볼륨 렌더링 단계(330)는 치아 또는 다른 구강 내 특징에 대해 재구성된 볼륨의 2 차원 영상을 렌더링하는 것과 같이, 생성된 재구성의 저장, 전송 및 디스플레이를 가능하게 한다.

도 16의 논리 흐름도는 둘 모두의 x, y(행, 열) 공간 차원에서 그리고 무작위로 샘플링된 스펙트럼 스캔 콘텐츠를 사용하는 제 3의 추가된 차원을 포함하여, 무작위적 또는 의사 무작위 공간적으로 샘플링된 데이터에 대하여 샘플링된 볼륨을 재구성하기 위한 시퀀스를 나타낸다. 획득 단계(308)는 A-스캔 깊이에 대한 스펙트럼 데이터 포인트의 무작위적 서브 샘플링된 수(L), 행 당 무작위적 서브 샘플링된 A-스캔의 수(W) 및 무작위적 서브 샘플링된 행의 수(D)를 갖는, OCT 스캔에 대한 스펙트럼 데이터 결과를 취득하여, 선행 도면에서 표현된 A, B, C차원 데이터를 제공한다. 압축 센싱 기반 재구성 단계(314)는 도 15c를 참조하여 설명된 바와 같이, 각각의 깊이 프로파일의 데이터를 채워서, A 차원에서 N 개의 전체 해상도 깊이 값을 제공한다. 이것은 깊이 분해된 단층촬영 신호(depth-resolved tomographic signal)의 N × W × D 볼륨을 생성한다. 그 다음, 다른 압축 센싱 기반 복원 단계(318)가 수행되어, B 및 C 차원의 데이터를 채워서 전체 해상도(N × M × S) OCT 영상 볼륨을 제공한다. 이것은 임의적 볼륨 처리 단계(320)에서 추가로 조건화될 수 있는 OCT 데이터 세트를 확장한다. 그 다음, 볼륨 렌더링 단계(330)는 생성된 재구성의 저장, 전송 및 디스플레이를 가능하게 한다. 재구성된 영상 볼륨의 데이터 밀도는 획득된 OCT 데이터의 데이터 밀도보다 크며, 여기서 N>L, M>W 및 S>D 이다.

대안적으로, B 및 C 공간 차원에서의 압축 센싱 기반 복원 단계(318)는 데이터 획득 단계(308) 이후에 수행되어 L × M × S 볼륨을 먼저 취득한 다음, A 차원에서 압축 센싱 기반 재구성 단계(314)가 뒤이어 수행되어 전체 해상도(N × M × S) OCT 영상 볼륨을 취득할 수 있다.

도 16은 하나의 스펙트럼 차원 및 두 개의 공간 차원에서 무작위로 샘플링된 데이터에 대하여 샘플링된 볼륨의 재구성과 관련하여 설명된다. OCT 영상 볼륨 재구성은 스펙트럼 차원 및 하나의 공간 차원에서 희소 샘플링된 데이터에 대해 유사하게 수행될 수 있다.

도 17은 스펙트럼 도메인(spectral domain, SD) OCT 장치(140)에서 분광계(130)를 사용하여 압축 샘플링하기 위한 OCT 장치를 도시하는 개략도이다. 광대역 소스(124)는 구강 내 특징 또는 다른 대상의 샘플링된 스캔을 취득하기 위해 광을 커플러(38)를 통해 프로브(46)로 지향한다. 프로브(46)의 일부인 스캐닝 구성요소는 광을 광대역 조명 소스(124)로부터 구강 내 특징을 따라 있는 복수의 포인트를 향해 지향하여 B-스캔 및 C-스캔을 수행한다. 광대역 소스(124)로부터의 낮은 가간섭성 광은 커플러(38)를 통해 샘플 아암(40)상의 프로브(46) 및 기준 암(42)으로 지향된다. 생성된 간섭 패턴은 분광계(130)에서 무작위로 분포된 주파수의 집합에 대해 측정된다. 광은 광의 분산을 제공하는 격자와 같은 광 분산 광학기(20)를 통과한다. 그 다음에 렌즈(L2) 광학기는 이 광을 검출 어레이(132)로에 지향한다. 검출 어레이(132)는 선택된 파장 또는 파수를 센싱하는 CCD(charge-coupled device) 어레이 또는 분광계 내의 다른 센서일 수 있다. 그런 다음 광대역 소스(124), 분광계(130) 및 스캐너와 신호 통신하는 프로세서(136)는 논리 및 제어 회로를 제공하여 무작위 또는 의사 무작위 샘플링, 압축 센싱 계산, 영상 재구성 및 디스플레이를 수행하도록 한다. 스웹트 소스(SS) OCT 시스템이 사용되면, 광 소스는 도 6a 및 도 6b에서 설명된 바와 같이, 분광계 대신에 광 검출기(60)가 사용되는 주파수 스웹트 동조 레이저(50)일 수 있다.

희소 샘플링된 데이터를 처리하기 위한 알고리즘 및 유틸리티는 신호 처리 기술분야에서 통상의 기술자에게 잘 알려져 있다.

본 발명의 실시예와 일관하여, 컴퓨터 프로그램은 전자 메모리로부터 액세스되는 영상 데이터에 대해 수행되는 저장된 명령어를 이용한다. 영상 처리 기술분야에서 통상의 기술자가 인식할 수 있는 바와 같이, 본 개시내용의 실시예에서 영상화 시스템을 동작하기 위한 컴퓨터 프로그램은 본 명세서에 설명된 바와 같이 퍼스널 컴퓨터 또는 워크스테이션과 같은 CPU(70)로서 동작하는 적합한 범용 컴퓨터 시스템에 의해 이용될 수 있다. 그러나, 예를 들어, 네트워크화된 프로세서의 배열을 비롯한 많은 다른 유형의 컴퓨터 시스템이 본 개시내용의 컴퓨터 프로그램을 실행하는데 사용될 수 있다. 본 발명의 방법을 수행하기 위한 컴퓨터 프로그램은 컴퓨터 판독 가능 저장 매체에 저장될 수 있다. 이러한 매체는, 예를 들어, 하드 드라이브 또는 착탈 가능한 디바이스와 같은 자기 디스크 또는 자기 테이프와 같은 자기 저장 매체; 광학 디스크, 광학 테이프 또는 머신 판독 가능 광학 인코딩과 같은 광학 저장 매체; 랜덤 액세스 메모리(random access memory, RAM) 또는 판독 전용 메모리(read only memory, ROM)와 같은 고체 상태 전자 저장 디바이스; 또는 컴퓨터 프로그램을 저장하기 위해 이용되는 임의의 다른 물리적 디바이스 또는 매체를 포함할 수 있다. 본 개시내용의 방법을 수행하기 위한 컴퓨터 프로그램은 인터넷 또는 다른 네트워크 또는 통신 매체를 통해 영상 프로세서에 연결된 컴퓨터 판독 가능 저장 매체에도 또한 저장될 수 있다. 관련 기술분야에서 통상의 기술자라면 그러한 컴퓨터 프로그램 제품의 등가물은 하드웨어로도 또한 구성될 수 있음을 더 쉽게 인식할 것이다.

본 개시내용의 맥락에서 "컴퓨터 액세스 가능한 메모리"와 동등한 "메모리"라는 용어는 영상 데이터를 저장하고 영상 데이터를 조작하는데 사용되고 예를 들어, 데이터베이스를 비롯한 컴퓨터 시스템에 액세스 가능한 임의의 유형의 일시적 또는 보다 영구적인 데이터 저장 작업공간을 지칭할 수 있다는 것을 알아야 한다. 메모리는 예를 들어, 자기 또는 광학 저장소와 같은 장기간 저장 매체를 사용하는 비 휘발성일 수 있다. 대안적으로, 메모리는 마이크로프로세서 또는 다른 제어 로직 프로세서 디바이스에 의해 임시 버퍼 또는 작업공간으로서 사용되는 랜덤 액세스 메모리(RAM)와 같은 전자 회로를 사용하여 보다 휘발성의 특성을 가질 수 있다. 디스플레이 데이터는 예를 들어, 디스플레이 디바이스와 직접 연관되는 임시 저장 버퍼에 전형적으로 저장되며 디스플레이된 데이터를 제공하기 위해 필요에 따라 주기적으로 리프레시된다. 이러한 임시 저장 버퍼는 그 용어가 본 개시내용에서 사용되는 바와 같이 일종의 메모리인 것으로 간주되기도 한다. 메모리는 계산 및 다른 처리의 중간 및 최종 결과를 실행 및 저장하기 위한 데이터 작업 영역으로서도 또한 사용된다. 컴퓨터 액세스 가능한 메모리는 휘발성, 비 휘발성 또는 휘발성과 비휘발성 유형의 혼성 조합일 수 있다.

본 개시내용의 컴퓨터 프로그램 제품은 잘 알려진 다양한 영상 조작 알고리즘 및 프로세스를 활용할 수 있음을 이해할 것이다. 본 개시내용의 컴퓨터 프로그램 제품 실시예는 구현에 유용한 본 명세서에서 구체적으로 도시되지 않거나 설명되지 않은 알고리즘 및 프로세스를 구현할 수 있음이 또한 이해될 것이다. 이러한 알고리즘 및 프로세스는 영상 처리 기술 분야의 통상적인 기술 범위 내에 있는 통상의 유틸리티를 포함할 수 있다. 영상을 생성하고 그렇지 않으면 처리하거나 본 개시내용의 컴퓨터 프로그램 제품과 함께 동작하기 위한 그러한 알고리즘과 시스템 및 하드웨어 및/또는 소프트웨어의 부수적인 양태는 본 명세서에서 구체적으로 도시되지 않거나 설명되지 않으며, 관련 기술 분야에서 알려진 그러한 알고리즘, 시스템, 하드웨어, 구성요소 및 요소로부터 선택될 수 있다.

애플리케이션에 따른 특정한 예시적인 방법 및/또는 장치 실시예는 치아 가상 모델의 기준이 되는 가상의 정의를 제공할 수 있다. 애플리케이션에 따른 예시적인 실시예는 본 명세서에서 (개별적으로 또는 조합하여) 설명된 다양한 특징을 포함할 수 있다.

본 발명은 하나 이상의 구현예와 관련하여 도시되었지만, 첨부된 청구범위의 사상 및 범위를 벗어나지 않으면서 도시된 예에 대하여 변경 및/또는 수정이 이루어질 수 있다. 또한, 본 발명의 특정한 특징이 여러 구현예/실시예 중 하나에 대해서만 개시되었을 수 있지만, 그러한 특징은 임의의 주어진 또는 특정 기능에 바람직하고 유리해질 수 있으므로 다른 구현예/실시예의 하나 이상의 다른 특징과 조합될 수 있다. "적어도 하나"라는 용어는 나열된 항목 중 하나 이상이 선택될 수 있음을 의미하는데 사용된다. "약"이라는 용어는 변경으로 인해 프로세스 또는 구조물의 도시된 실시예와의 부적합을 초래하지 않는 한 다소 변경될 수 있음을 나타낸다. 마지막으로, "예시적인"은 설명이 이상적인 것을 암시하기보다는 예로서 사용됨을 나타낸다. 본 발명의 다른 실시예는 본 명세서를 고려하고 본 명세서에 개시된 본 발명을 실시하여 봄으로써 관련 기술분야에서 통상의 기술자에게 명백해질 것이다. 본 명세서 및 예는 단지 예시적인 것으로만 간주되며, 본 개시내용의 진정한 범위 및 사상은 적어도 다음의 청구범위에 의해 시사되는 것으로 의도된다.

Claims

영상 데이터를 획득하기 위한 방법으로서,
구강 내 특징에 대해, 세 개 차원의 광간섭 단층촬영(optical coherence tomography, OCT) 데이터를 취득하는 단계 - 적어도 하나의 차원은 의사-무작위로(pseudo-randomly) 또는 무작위로 샘플링됨 - 와,
압축 센싱(compressive sensing)를 사용하여 상기 구강 내 특징의 영상 볼륨을 재구성하는 단계 - 상기 재구성된 영상 볼륨의 데이터 밀도는 상기 적어도 하나의 차원에서 또는 대응하는 변환에 따라서 상기 취득된 OCT 데이터의 데이터 밀도보다 큼 - 와,
디스플레이를 위해 상기 재구성된 영상 볼륨을 렌더링하는 단계를 포함하는
영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 1 항에 있어서,
상기 구강 내 특징은 치아를 포함하는
영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 1 항에 있어서,
압축 센싱을 사용하는 것은 상기 적어도 하나의 차원에서 상기 취득된 OCT 데이터에 대해 최소화 계산을 수행하는 것을 포함하는
영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 1 항에 있어서,
OCT 재구성을 수행하는 단계를 더 포함하는
영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 1 항에 있어서,
상기 세 개 차원의 데이터를 취득하는 단계는 두 개의 공간 차원 및 하나의 주파수 또는 파장 차원에서 강도 데이터를 취득하는 단계를 포함하는
영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 1 항에 있어서,
상기 재구성된 영상 볼륨을 분할하는 단계 및 상기 재구성된 볼륨의 2 차원 영상을 렌더링하는 단계를 더 포함하는
영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법으로서,
샘플의 표면을 가로 지르는 다수의 행의 각각을 따라, 복수의 광간섭 단층촬영(optical coherence tomography, OCT) 스캔을 취득하는 단계 - 상기 OCT 스캔 간의 거리는 상기 행을 따라 무작위로 또는 의사-무작위로 변함 - 와,
압축 센싱을 사용하여 상기 구강 내 볼륨을 재구성하는 단계 - 상기 재구성된 영상 볼륨의 데이터 밀도는 상기 행을 따라 상기 취득된 OCT 스캔의 데이터 밀도보다 큼 - 와,
디스플레이하기 위해 상기 재구성된 영상 볼륨을 렌더링하는 단계를 포함하는
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 7 항에 있어서,
상기 재구성된 영상 볼륨을 분할하는 단계를 더 포함하는
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 7 항에 있어서,
2 차원 영상을 렌더링하는 단계를 더 포함하는
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 7 항에 있어서,
압축 센싱을 사용하는 것은 상기 행을 따라 상기 취득된 OCT 스캔에 대해 최소화 계산을 수행하는 것을 포함하는
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 7 항에 있어서,
상기 취득된 OCT 스캔 각각에 대해 OCT 재구성을 수행하는 단계를 더 포함하는
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 7 항에 있어서,
상기 샘플은 치아인
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 7 항에 있어서,
행 사이의 간격은 또한 상기 표면을 가로질러 무작위로 또는 의사-무작위로 변하며, 상기 재구성된 영상 볼륨의 행의 수는 또한 상기 취득된 OCT 스캔의 행의 수보다 더 큰
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법으로서,
샘플 표면의 각 행을 다음과 같이:
상기 행을 따라서 있는 다수의 스캔 위치 각각에서, 다수의 광 주파수 또는 파장의 집합으로 구성되는 OCT 스캔을 취득 - 상기 광 주파수 또는 파장은 무작위로 또는 의사-무작위로 이격됨 - 하고,
압축 센싱을 사용하여 각각의 취득된 OCT 스캔을 처리 - 상기 처리된 OCT 스캔의 데이터 밀도는 상기 취득된 OCT 스캔의 데이터 밀도보다 큼 - 하고,
상기 처리된 OCT 스캔을 조합하여 구강 내 볼륨을 생성하고,
디스플레이하기 위해 상기 생성된 구강 내 볼륨을 렌더링함으로써
스캐닝하는 단계를 포함하는
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 14 항에 있어서,
상기 주파수 또는 파장의 무작위적 또는 의사 무작위적 집합은 분광계를 사용하여 선택되는
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 14 항에 있어서,
주파수 또는 파장의 무작위적 또는 의사 무작위적 집합은 주파수 스웹트 광 소스(frequency-swept light source)로부터 생성되는
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 14 항에 있어서,
상기 압축 센싱을 사용하는 것은 각각의 취득된 OCT 스캔에 대해 최소화 계산을 수행하는 것을 포함하는
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 14 항에 있어서,
상기 취득된 OCT 스캔 간의 거리는 상기 행을 따라 무작위로 또는 의사-무작위로 변하며, 압축 센싱을 사용하여 상기 생성된 구강 내 볼륨을 처리하여 상기 구강 내 볼륨을 재구성하는 단계를 더 포함하며, 상기 재구성된 구강 내 볼륨의 데이터 밀도는 상기 행을 따라 상기 취득된 OCT 스캔의 데이터 밀도보다 큰
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 18 항에 있어서,
상기 행 사이의 간격은 또한 상기 샘플 표면에 걸쳐 무작위로 또는 의사-무작위로 변하며, 상기 재구성된 구강 내 볼륨의 행의 수는 또한 상기 취득된 OCT 스캔의 행의 수보다 큰
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
치아로부터 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 장치로서,
a) 짧은 가간섭성 길이(short coherence length light) 광을 생성하는 광대역 조명 소스와,
b) 상기 광대역 조명 소스로부터의 광을 상기 치아를 따라 있는 다수의 포인트 각각을 향해 지향하는 스캐너와,
c) 상기 스캐너로부터 되돌아온 광을 상기 조명 소스로부터의 기준 광과 조합하는 간섭계와,
d) 상기 간섭계로부터의 상기 조합된 광을 센싱하도록 작동 가능한 센서와,
e) 상기 스캐너, 조명 소스 및 센서를 제어하여 상기 치아의 표면을 따라 무작위로 또는 의사-무작위로 샘플링된 데이터를 획득하고, 상기 치아의 볼륨 영상을 재구성하기 위한 압축 센싱 시퀀스를 실행하는 프로세서 - 상기 재구성된 볼륨 영상의 데이터 밀도는 상기 획득된 데이터의 데이터 밀도보다 큼 - 와,
f) 상기 재구성된 볼륨 영상을 디스플레이하기 위해 상기 프로세서와 신호 통신하는 디스플레이를 포함하는
치아로부터 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 장치.
제 20 항에 있어서,
상기 광대역 조명 소스는 초발광 다이오드(superluminescent diode)인
치아로부터 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 장치.
제 20 항에 있어서,
상기 광대역 조명 소스는 공간 광 변조기를 포함하는
치아로부터 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 장치.
제 20 항에 있어서,
상기 센서는 분광계를 포함하는
치아로부터 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 장치.
제 20 항에 있어서,
상기 압축 센싱 시퀀스는 최소화 계산을 포함하는
치아로부터 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 장치.
제 20 항에 있어서,
상기 무작위로 또는 의사-무작위로 샘플링된 데이터는 상기 공간 또는 스펙트럼 영역에서 획득되는
치아로부터 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 장치.
제 20 항에 있어서,
상기 재구성된 볼륨 영상은 분할 이후에 디스플레이되는
치아로부터 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 장치.
제 20 항에 있어서,
상기 재구성된 볼륨 영상은 렌더링 이후에 디스플레이되는
치아로부터 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 장치.
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법으로서,
샘플의 표면을 가로 지르는 다수의 행 각각을 따라서, 복수의 측정된 광간섭 단층촬영(optical coherence tomography, OCT) 스캔을 취득하는 단계 - 상기 스캔 사이에는 미리 결정된 간격이 존재하고,
각각의 측정된 스캔은 상기 스캔 내의 대응하는 깊이에서의 입사 광에 대한 샘플 응답을 나타내는 복수의 값을 제공함 - 와,
상기 측정된 스캔 데이터를 측정된 스캔 사이의 영역에 대해 추가 계산된 값으로 보충하도록 보간을 적용하는 단계와,
측정된 OCT 스캔 및 보간으로부터의 상기 추가 계산된 값 둘 모두에 따라 상기 구강 내 볼륨 영상을 생성하는 단계를 포함하는
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 28 항에 있어서,
상기 보간은 이중 선형 보간(bilinear interpolation)인
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 28 항에 있어서,
상기 보간은 삼중 선형 보간(trilinear interpolation)인
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.
제 28 항에 있어서,
상기 샘플은 치아인
구강 내 볼륨 영상 데이터를 획득하기 위한 방법.