KR20190077707A - 광섬유 지향성 초음파 센서 - Google Patents

광섬유 지향성 초음파 센서 Download PDF

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Abstract

본 발명은 광섬유 지향성 초음파 센서에 관한 것으로서, 특히, 본 발명의 초음파 센서는, 경량, 소형, 고정밀 및 전자파 간섭이 없는 광섬유 지향성 초음파 센서로서, RF-Acoustic Imaging(RFAI, RF초음파 영상) 시스템 등에서 암조직의 경계부분과 같은 관심 영역(ROI: Region of Interest)에 대한 초음파 해상도를 향상시키고 초음파 프로브 제작시 기하학적 자유도를 높일 수 있는, 초음파 센서를 제공하는 데 있다.

Description

광섬유 지향성 초음파 센서{Optical Fiber Directional Ultrasound Sensor}
본 발명은 초음파 센서에 관한 것으로서, 특히 광섬유 지향성 초음파 센서에 관한 것이다.
기존의 피에조(압전) 방식의 초음파 센서는 초음파 영상진단기기에 적합하지만, 전자기파를 방사시키고 초음파로 받는 RF-Acoustic Imaging(RFAI, RF초음파 영상) 시스템 등 전자파 유도 초음파 진단장비의 경우, 초음파 프로브가 전자파 간섭에 노출되므로, 피에조(압전) 방식의 초음파 센서로는 전자파 유도 초음파를 정상적으로 검출하기 어려운 문제점이 있다. 나아가 기존의 피에조(압전) 방식의 초음파 센서는 부피가 크고 무거우며 고가의 비용이 드는 문제점이 있다.
따라서, 본 발명은 상술한 문제점을 해결하기 위하여 안출된 것으로, 본 발명의 목적은, 경량, 소형, 고정밀 및 전자파 간섭이 없는 광섬유 지향성 초음파 센서로서, RF-Acoustic Imaging(RFAI, RF초음파 영상) 시스템 등에서 암조직의 경계부분과 같은 관심 영역(ROI: Region of Interest)에 대한 초음파 해상도를 향상시키고 초음파 프로브 제작시 기하학적 자유도를 높일 수 있는, 초음파 센서를 제공하는 데 있다.
먼저, 본 발명의 특징을 요약하면, 상기의 목적을 달성하기 위한 본 발명의일면에 따른 광섬유 센서팁은, 광섬유 라인이 분기된, 분기 라인들 말단부에 패브리페로 간섭계를 포함하고, 단부가 경사진 상기 패브리페로 간섭계의 구조물들이 대칭형으로 형성되어 지향성을 갖는 것을 특징으로 한다.
그리고, 본 발명의 다른 일면에 따른 초음파 센서는, 광신호를 송수신하기 위한 제1광커플러; 상기 제1광커플러에 연결된 광섬유 라인이 분기된, 분기 라인들 말단부에 패브리페로 간섭계를 포함하고, 단부가 경사진 상기 패브리페로 간섭계의 구조물들이 대칭형으로 형성되어 지향성을 갖는 센서팁을 갖는 주센서; 상기 광섬유 라인을 통해 상기 제1광커플러를 거쳐 들어오는, 상기 주센서가 수신하는 반사파에 대해, 광전변환하는 제1검출기; 및 상기 제1검출기로부터 출력되는 신호를 처리하여 초음파 영상을 출력하기 위한 신호를 생성하는 신호처리부를 포함한다.
상기 초음파 센서는, 제2광커플러; 패브리페로 간섭계 구조물들이 대칭형으로 형성되어 지향성을 갖는 센서팁을 갖는 보조센서; 상기 제2광커플러와 상기 보조센서 사이에 포함된 광지연기; 및 상기 광섬유 라인을 통해 상기 제2광커플러를 거쳐 들어오는, 상기 보조센서가 수신하는 반사파에 대해, 광전변환하는 제2검출기를 더 포함하고, 상기 신호처리부는 제1검출기 및 상기 제2검출기로부터 출력되는 신호를 처리하여 초음파 영상을 출력하기 위한 신호를 생성할 수 있다.
상기 보조센서는 광신호의 위상이 속하는 위상 범위를 검출하며, 상기 주센서는 상기 위상 범위 내에서 광신호의 세부 위상을 검출할 수 있다.
상기 센서팁의 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들 각각은, 클래딩에 의해 코어가 감싸진 광섬유 단부가 경사지게 형성되고, 상기 광섬유 단부 상에 광섬유 길이 방향으로, 서로 평행한 제1미러, 캐비티, 제2미러, 멤브레인이 순차 형성된 형태일 수 있다. 여기서, 상기 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들 사이에 포함된 스페이서를 더 포함할 수 있다.
상기 센서팁의 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들 각각은, 클래딩에 의해 코어가 감싸진 광섬유 단부가 광섬유 길이 방향에 수직하게 형성되고, 상기 광섬유 단부 상에 광섬유 길이 방향으로, 상기 광섬유 단부와 평행한 제1미러, 캐비티, 경사진 제2미러, 및 상기 제2미러에 평행한 멤브레인이 순차 형성된 형태일 수도 있다. 여기서, 상기 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들 사이에 포함된 스페이서를 더 포함할 수 있다. 상기 제2미러와 상기 멤브레인의 경상 방향은, 대칭축 방향이 높게 또는 대칭축 방향이 낮게 경사진 형태일 수 있다.
본 발명에 따른 광섬유 지향성 초음파 센서는, 광섬유 센서 고유의 특성인 경량, 소형, 고정밀, 및 전자파 간섭이 없다는 장점이 있다. 즉, 기존의 압전 방식의 초음파 센서를 광섬유 초음파 센서로 대체함으로써, 전자파에 의한 간섭이 없고 신호대 잡음비 향상으로 민감도가 좋아서 강한 전자기파 환경 하에서 미약한 초음파 신호를 검출하기에 적합하며, 또한 초음파 센서에 지향성을 부여하여 초음파 영상의 대조도가 향상되고 기존의 초음파 센서보다 적은 수의 어레이(array)로 초음파 영상의 구현이 가능하여 경량화, 집적화에 유리하다.
또한, RF-Acoustic Imaging(RFAI, RF초음파 영상) 시스템 등에서 암조직의 경계부분과 같은 관심 영역(ROI: Region of Interest)에 대한 초음파 해상도를 향상시키고 초음파 프로브 제작시 기하학적 자유도를 높일 수 있다.
또한, 광섬유 초음파 센서에 지향성을 부여하기 위하여, 광섬유 센서의 팁을 초음파의 입사방향에서 봤을 때 공진기 한쪽 단면이 기울어진 형태를 가진 동일한 두 개의 패브리페로(Fabry-Perot) 간섭계로 구성한다. 초음파 소스가 센서 정면에서 왼쪽이든 오른쪽이든 치우치게 되면 두 개의 패브리페로 간섭계가 감지하는 초음파 신호에 차이가 생기게 되고, 정해진 기준을 넘어서는 차이가 발생할 경우 이를 제거해 주면 센서 정면에서 입사되는 법선 방향의 초음파 신호만 남게 되므로 신호처리가 간편해 지는 장점이 있다.
본 발명에 관한 이해를 돕기 위해 상세한 설명의 일부로 포함되는 첨부도면은, 본 발명에 대한 실시예를 제공하고 상세한 설명과 함께 본 발명의 기술적 사상을 설명한다.
도 1은 일반적인 각종 의료영상기술의 생체조직 침투 깊이와 그에 따른 해상도를 보여 주는 그래프이다.
도 2는 일반적인 RFAI 시스템의 초음파 의료영상기술의 개념도를 나타낸다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 광섬유 간섭계형 초음파 센서(100)를 설명하기 위한 도면이다.
도 4는 본 발명의 센서헤드(140)의 단부에 구비된 센서 팁(200)의 구조를 설명하기 위한 도면이다.
도 5는 본 발명의 센서헤드(140)의 단부에 구비된 센서 팁(200)의 구조의 구체적인 일례를 설명하기 위한 도면이다.
도 6은 본 발명의 센서헤드(140)의 단부에 구비된 센서 팁(200)의 구조의 구체적인 다른 예를 설명하기 위한 도면이다.
도 7은 본 발명의 센서헤드(140)의 단부에 구비된 센서 팁(200)의 구조의 구체적인 또 다른 예를 설명하기 위한 도면이다.
도 8은 본 발명의 센서헤드(140)의 대략적인 사시도이다.
도 9는 패브리페로 간섭계의 Finesse에 따른 투과도 T에 대한 그래프이다.
도 10은 RF 펄스 신호 입력(예, 펄스폭 1μs)에 대한 팬텀의 RF-Acoustic 응답특성을 나타내는 초음파 출력 파형의 가상도이다.
이하에서는 첨부된 도면들을 참조하여 본 발명에 대해서 자세히 설명한다. 이때, 각각의 도면에서 동일한 구성 요소는 가능한 동일한 부호로 나타낸다. 또한, 이미 공지된 기능 및/또는 구성에 대한 상세한 설명은 생략한다. 이하에 개시된 내용은, 다양한 실시 예에 따른 동작을 이해하는데 필요한 부분을 중점적으로 설명하며, 그 설명의 요지를 흐릴 수 있는 요소들에 대한 설명은 생략한다. 또한 도면의 일부 구성요소는 과장되거나 생략되거나 또는 개략적으로 도시될 수 있다. 각 구성요소의 크기는 실제 크기를 전적으로 반영하는 것이 아니며, 따라서 각각의 도면에 그려진 구성요소들의 상대적인 크기나 간격에 의해 여기에 기재되는 내용들이 제한되는 것은 아니다.
본 발명의 실시예들을 설명함에 있어서, 본 발명과 관련된 공지기술에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우에는 그 상세한 설명을 생략하기로 한다. 그리고, 후술되는 용어들은 본 발명에서의 기능을 고려하여 정의된 용어들로서 이는 사용자, 운용자의 의도 또는 관례 등에 따라 달라질 수 있다. 그러므로 그 정의는 본 명세서 전반에 걸친 내용을 토대로 내려져야 할 것이다. 상세한 설명에서 사용되는 용어는 단지 본 발명의 실시 예들을 기술하기 위한 것이며, 결코 제한적이어서는 안 된다. 명확하게 달리 사용되지 않는 한, 단수 형태의 표현은 복수 형태의 의미를 포함한다. 본 설명에서, "포함" 또는 "구비"와 같은 표현은 어떤 특성들, 숫자들, 단계들, 동작들, 요소들, 이들의 일부 또는 조합을 가리키기 위한 것이며, 기술된 것 이외에 하나 또는 그 이상의 다른 특성, 숫자, 단계, 동작, 요소, 이들의 일부 또는 조합의 존재 또는 가능성을 배제하도록 해석되어서는 안 된다.
또한, 제1, 제2 등의 용어는 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성요소들은 상기 용어들에 의해 한정되는 것은 아니며, 상기 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다.
먼저, 본 발명은, RF-Acoustic Imaging(RFAI, RF초음파 영상) 시스템 등 전자파 유도 초음파 진단장비에서 발생되는 초음파 신호를 일반적인 피에조 초음파 트랜스듀서로 구성된 포커스드 어레이(focused array) 방식 대신 방향성 광섬유 초음파 트랜스듀서를 사용하여 암조직의 경계부분과 같은 관심 영역(ROI: Region of Interest)에 대한 초음파 해상도를 향상시키고 초음파 프로브 제작시 기하학적 자유도를 높여서 소형, 경량 리시버가 가능하도록 제안되었다.
RFAI는 생체조직에 대한 높은 도전율 및 유전율 대조도와 초음파의 높은 공간 해상도를 결합하는 새로운 멀티 웨이브 의료영상 정보를 제공한다. RFAI에서 생체조직은 입사된 RF 펄스파 에너지의 극히 일부(침투깊이와 주파수에 따라 다르지만, 주로 1% 이하)를 흡수하여 열음향 에너지변환 과정을 거쳐 결과적으로 열탄성 초음파를 발생시킨다.
열음향 에너지변환 과정을 요약하면 다음과 같다.
1) 에너지 주입(Energy In) : RF 에너지 방사
2) 발열(Heating) : 생체조직이 RF에너지를 받아 순간적으로 온도상승(10-5~10-3℃)을 겪게 된다.
3) 열팽창(Thermal Expansion) : 온도상승은 생체조직의 열적 팽창(thermal/mechanical expansion)을 야기한다. 경우에 따라 영상의 움직임 이상(moving deformation) 현상이 우세할 수도 있다.
4) 음파(Acoustic Wave) : 열적 팽창은 음파를 생성하게 된다.
이러한 열음향(thermoacoustic) 현상의 의료 영상화 가능성은 1981년 Theodore Bowen(당시 아리조나 주립대 교수)에 의해 처음 제안되었으며, RFAI 관련은 그 이후 1998년 인디애나 주립대에서 첫 3D 토모그래피(tomography)가 시연되는 등 의료영상기기로서 가능성이 보이는 듯하였다. 그러나 2000년 대에 들어서서 RFAI를 연구하던 Lihong Wang 등에 의해 전자기(Electromagnetic) 에너지 소스가 RF(Radio Frequency)/Microwave에서 레이저(Laser)로의 기술적 전환이 이루어지면서 지난 15년간 광음향(photoacoustic)이 열음향(thermoacoustic) 보다 대표하는 기술이 되어, RFAI 관련 연구는 상대적으로 위축되었고, 광음향 이미징(photoacoustic imaging) 기술은 괄목할만한 발전을 이루었다.
수많은 연구개발 투자로 인해 광음향(photoacoustic) 기술이 산란 극한(scattering limit), 확산 극한(diffusion limit), 소실 극한(dissipation limit)을 차례로 극복하여 2015년 현재 소프트 티슈(soft tissue) 5cm(contrast agent 사용)를 들여다 볼 수 있는 수준까지 많은 발전을 이루었지만, 여전히 10cm 정도의 딥 티슈(deep tissue) 영역은 광학적 한계로 인해 더 이상 진전을 보이지 못하고 이 분야의 연구는 콘트라스트 에이전트(contrast agent) 개발로 비껴가는 등 새로운 대안 기술을 요구하고 있다. 콘트라스트 에이전트는 그 독성 때문에 가능한 한 회피하는 기술이어서 뒤늦게 RFAI 기술이 딥 티슈(deep tissue) 기능영상 분야에서 광음향(photoacoustic) 기능영상 기술의 대안으로 검토되고 있다.
도 1은 일반적인 각종 의료영상기술의 생체조직 침투 깊이와 그에 따른 해상도를 보여 주는 그래프이다(참조: Stephan Kellnberger, Dissertation 2012,TUM).
이 그림에서 TAT(ThermoAcoustic Tomography)는 RFAI와 동일한 그룹에 속하는 기술이고 이와 비교할 수 있는 기술은 US(Ultrasound), OAT(OptoAcoustic Tomography)이다. 이 중에 US 기술은 기능영상(functional imaging)으로 적합하지 않기 때문에, 실제 비교대상은 OAT뿐이라고 할 수 있다. 이 그림이 현재의 기술 트랜드와 완전히 일치하는 것은 아니지만, 이론적으로는 생체조직 침투깊이 면에서 TAT 기술이 OAT 기술보다 훨씬 더 유리한 것으로 알려져 있다. 따라서 10cm 깊이의 장기에 있는 암 조직을 1mm 이하의 해상도로 관찰할 수 있는 RFAI 관련 기술을 개발하고자 하는 시도가 필요함을 알 수 있다.
따라서, 본 발명은 RFAI의 핵심기술 중 하나인 초음파 검출 기술에 대한 것으로서, 궁극적으로는 RFAI 시스템 등 전자파 유도 초음파 진단장비의 소형 경량화를 위한 초소형 광섬유 리시버 기술에 적용을 위한 것이다.
도 2는 일반적인 RFAI 시스템의 초음파 의료영상기술의 개념도를 나타낸다(Endra Life Science, Homepage). 도 2와 같이 RFAI 시스템와 같은 의료기능영상시스템에서 영상신호 발생과정을 에너지 변환 측면에서 살펴보면, RF 펄스 에너지를 인체 특정 부분에 인가하면 생체조직으로부터 RF-thermoacoustic 현상을 통해 초음파가 발생되고, 이 신호를 검출하여 라돈 변환(Radon transform)과 같은 역변환을 통해 이미지를 재구성해 보면 생체조직에 무슨 일이 있었는지를 예측해 볼 수 있게 된다.
RFAI를 연구하기 위해 도 2에서 표현된 각 모듈에 대해 방법을 찾아보면 아래 [표1]과 같다.
[표1] RFAI 연구를 위한 방법론
Figure pat00001
[표1]은 RFAI 관련 문헌조사를 토대로 작성된 것이며, 수행하고자 하는 연구방법이 어떻게 도출되었는가를 설명해 주는 표이다. 싱글 주파수에 의한 RFAI 중 가장 많이 연구되었던 UHF(Ultra High Frequency) 대역은 434MHz 대역으로서 ISM (Industry-Science-Medical) 밴드이면서 deep tissue에 대한 기대 때문으로 분석된다. 그러나 본 발명에서도 선행 연구에서의 경험으로 434 MHz 대역보다는 deep tissue에 더 적합한 고주파 VHF 대역의 펄스형(Pulsed) RF 시스템을 적용한다. 다만, 이에 한정되는 것은 아니며 필요에 따라 다른 대역의 주파수가 적용될 수 있다.
이러한 RFAI 시스템을 정의하고, 이해하는데 있어서 가장 중요한 부분은 가운데 T/F(Transfer Function, 전달함수)로 표현된 RF-티슈(rf-tissue) 간 thermoacoustic 전달함수인데, 전자기파의 생체반응 현상 자체가 복잡하기 때문에 여러 가지 수학적 모델이 제시되어 시뮬레이션에 사용되고 있다.
그 중 본 발명에서 사용될 시스템 방정식 모델은 RF 에너지와 acoustic 에너지간의 연속방정식 형태로부터 도출된 thermoacoustic 미분방정식으로서(참조: Tam 1986, Xu and Wang 2006, and Mashal 2009) 음향(acoustic)과 열(thermal)에 대해 매질이 동질이라 볼 때 [수학식1]과 같다.
[수학식1]
Figure pat00002
여기서, p(r,t)는 음압(acoustic pressure)이고 βe는 부피확장계수, T(r,t)는 RF 흡수에 의한 온도증가, ρ는 밀도이다. 이러한 시스템 방정식을 풀 수 있는 상용 팩키지(예: cst, comsol)는 많이 보급되어 있으므로 그 중 확보 가능한 팩키지를 택하여 시뮬레이션을 수행할 수 있다.
실제 RFAI 시스템을 구축하는 데 있어서는 펄스형 RF 방사(pulsed RF radiation), 초음파 검출(ultrasound detection), 및 영상 인식(image reconstruction)의 세 가지 중요한 연구 분야가 있는데, 본 발명에서는 초음파 검출(ultrasound detection)에 대하여 기술하기로 한다. 그러나 pulsed RF의 기술 스펙을 결정하는 것이 전체 시스템의 성능을 좌우하기 때문에 선행 연구를 통해 얻어진 지식으로 pulsed RF의 기술 스펙 범위를 어느 정도 제한하여 본 발명의 실험에 적용하기로 한다.
RF 방사 및 RF-Phantom(RF-팬텀) 커플링은, 전자파 생체적합성 및 생체안전도 문제 즉, 1) SAR(Specific Absorption Rate)는 국내 기준 1.6W/Kg(ICNIRP(국제비온화방사선방호협회)기준: 2.0W/Kg), 2) 전자파 노출은 FCC(미연방통신위원회)의 Public Exposure Standard인 0.5mW/cm2를 고려하여 설계해야 한다.
위의 2가지 전자파 노출 기준은 노출기준 및 측정방법이 다르므로 규제치의 직접 비교는 의미가 없을 수 있지만 상시 노출 측면에서 FCC 0.5mW/cm2를 SAR 값으로 환산해 볼 때 70mW/Kg (생체비중=0.7)이다. 이 값은 SAR 국내 기준 1.6W/Kg과 비교해 볼 때 1/20이하의 값이므로 본 발명에서는 SAR 규제치보다는 FCC 0.5mW/cm2를 적용할 계획이다.
한편, RFAI 시스템의 동작원리상 인가되는 RF와 발생되는 초음파가 특정시점에서는 공존하게 된다. 그러나 RFAI 시스템은 팬텀 또는 생체조직을 통해 RF 발생부와 초음파 측정부가 연결되어 있기 때문에 RF 발생부의 완전한 차폐가 곤란하여 RF의 일정 부분이 원치 않는 공간으로도 방사된다. 이때 초음파 측정부 리드선 및 전자회로에 유도되는 EMI(Electro Magnetic Interference)는 초음파 측정회로에 강한 고주파 노이즈로 작용하므로 이를 제거해 주어야 한다.
현재 RFAI는 photoacoustic 이미징 및 초음파 이미징에 비해 ROI의 해상도를 향상시킬 방법이 마땅치 않다는 데 있다. 초음파 이미징의 경우, focused array(초점 배열)에 의한 초음파의 빔포밍(beam forming) 기술로 초음파 입력부와 초음파 검출부를 공간적으로 동기시키면 관심영역에 대한 높은 해상도를 얻을 수 있는데 이에 대한 기술은 많은 진전이 있어서, 이러한 focused array 기술을 photoacoustic 이미징에도 적용하고 있다.
Photoacoustic 이미징의 경우, 가간섭성(coherence)이 좋은 레이저의 beam waist(빔 웨이스트)를 관심 영역에 포커싱하고 초음파의 focused array에 의한 beam waist를 동일 영역에 공간적으로 동기(sync)시키면 초음파 이미징의 beam forming 효과와 동일한 효과를 얻을 수 있다. 그러나 이 역시 에너지 소스인 레이저의 생체조사에 대한 규제(ANSI limit 20mJ/cm2) 때문에 고감도 리시버와 광대역 리시버의 개발이 현재까지도 진행 중에 있고, 검출된 낮은 SNR의 아날로그 데이터로부터 디지털 신호처리(잡음제거 등)를 통해 보다 선명한 의료영상을 복원하려고 하는 연구 역시 활발하게 진행되고 있다. 이와 동시에 agent(조영제)가 필요 없는 의료기능영상 방식이라 해서 많은 관심이 쏠렸고 지난 10년 동안 많은 연구가 이루어졌는데, photoacoustic 방식 자체만으로 deep tissue 문제를 해결하기에는 한계에 부딪혀, 아이러니하게도 지금은 photoacoustic 이미징의 대조도 향상을 위한 agent 개발이 활발하게 진행되고 있다.
지금까지 보고되고 있는 thermoacoustic 의료영상 관련 연구결과를 살펴보면, 생체조직에 대한 thermoacoustic 전달함수가 대단히 복잡하여 일반적으로 사용될 수 있는 통일된 이론이 제시된 것은 아니지만, 초음파 검출단의 SNR은 입력단의 EM(고주파(RF), 레이저(laser) 등) 에너지가 생체기관에 방사되는 에너지 양에 비례한다는 것은 정설로 알려져 있다.
RFAI 또한 thermoacoustic 의료영상 기법 중 하나이므로 초음파 검출단의 SNR은 입력단의 RF출력에 비례하여 증가할 것이라는 것은 충분히 예상된다. 그러나 RF 생체조사는 레이저 생체조사보다 더 가혹한 규제를 받고 있기 때문에, RFAI 의료영상 경우가 thermoacoustic 의료영상보다 입력단 EM 에너지 방사에 대해 덜 자유롭다고 할 수 있다.
여기서 RFAI가 택해야 할 길로서 두 가지 갈래가 발생하는데, 하나는 RF를 효과적으로 모듈레이션하여 원하는 수준의 초음파 신호를 검출하는 것이고, 또 하나는 검출부를 정교하게 디자인하는 것이다. 물론 RF 속성상 RF를 모듈레이션 하는 방법에는 수많은 아이디어(multi-frequency, resonance, UWB(Ultra Wide Band) 등)가 나올 수 있지만, 검출부 디자인은 상당히 제한적이다. 이는 검출부가 상당부분 소스에 의존되기 때문인 이유도 있지만, 기하학적 제한, 공정개발에 대한 부담, 센서의 신뢰성, 제조상 문제 등 여러 부수적 요인도 작용한다.
따라서 검출부의 개발방향은 첫째, 보다 단순한 구조로 정해져야 하며, 둘째, RFAI는 해부학적 영상이 아닌 RF 전파특성을 활용한 기능영상을 보는 것이므로, rf-tissue thermoacoustic 현상을 잘 모니터링할 수 있도록 리시버가 설계되어야 한다.
또 다른 문제는 deep tissue 관찰에 있는데, RFAI에서 RF 주파수가 높을수록 해상도가 높아지지만 RF의 생체 침투깊이가 급속하게 감소하므로 10cm정도의 deep tissue가 대상이라면 적어도 500MHz이하라야 한다. Deep tissue에서는 RF의 감쇄(생체내에서 평균적으로 2.0dB/cm 감쇄)만 있는 것이 아니라 음파(acoustic wave)의 감쇄도 상당수준(생체내에서 평균적으로 0.54dB/cm) 발생하므로 정교한 리시버 설계가 더욱 더 중요해진다.
정리해 보면, 발생되는 문제는 deep tissue용 RF를 ROI에 focusing 하기 어려움에서 시작되며, 이는 생체조직 내 thermoacoustic 음원의 위치를 제대로 구분하기 위해, 리시버 단에서 focused array의 directionality(방향성), focal length(초점길이) 및 beam waist(빔웨이스트)에 의존하는 수밖에 없음을 알 수 있다. 그러나 이런 방법은 공간해상도 향상을 위해 focused array의 기본소자(element) 수를 증가하는 방향으로 기술이 진전되는데 이렇게 되면 SNR(Signal-to-Noise Ratio)은 증가하지만 음원 위치정보의 불확실성 역시 증가하므로 이를 보정하기 위해 별도의 신호처리를 요구하게 되고 이는 비용 상승을 초래한다.
RFAI 시스템의 초음파 검출부에서 디텍터 포커싱(focusing) 문제와 더불어 검출부에 유도되는 EMI 문제도 해결되어져야 한다. RFAI 시스템의 동작원리상 인가되는 RF와 발생되는 초음파가 특정시점에서는 공존하게 되는데, RFAI 시스템은 팬텀 또는 생체조직을 통해 RF 발생부와 초음파 측정부가 연결되어 있기 때문에 RF 발생부의 완전한 차폐가 곤란하여 RF의 일정 부분이 원치 않는 공간으로도 방사된다. 이때 초음파 측정부 리드선 및 전자회로에 유도되는 EMI는 초음파 측정회로에 강한 고주파 노이즈로 작용하므로 이를 제거하는데 많은 비용이 든다.
이러한 노이즈를 제거하기 위해 패러데이 케이지(Faraday cage)를 사용하는 경우, 완전한 차폐가 어렵고 또 시스템이 복잡해진다. RF 방사 시간과 초음파 검출시간을 시간대역에서 분리하는 방법은 전기적으로 분리 가능한 소스와 디텍터가 디지털 시퀀스를 통해 전기적으로 연결되므로 이로 인한 노이즈 문제가 있고, 또 ROI가 초음파 검출기와 어느 정도 거리가 있을 때만 유효한 방식이므로 진단에 적용할 때 진단의 블라인드 영역이 생길 수 있는 문제도 있다. 인가하는 RF와 검출하는 초음파의 주파수 대역을 분리하는 신호처리 방식은 인가하는 RF가 주파수 영역에서 sinc 함수로 표현되는 구형파 펄스로 모듈레이션되어 있기 때문에 주파수 영역에서는 전혀 분리가 되지 않는다.
따라서, 본 발명에서는 RF-초음파 영상장치 또는 전자파 유도 초음파 진단장비의 초음파 검출부를 기존의 압전 소자에서 광섬유 지향성 초음파 센서로 대체하여, 광섬유 센서 고유의 특성인 경량, 소형, 고정밀, 및 전자파 간섭이 없다는 장점을 갖도록 하였다. 즉, 기존의 압전 방식의 초음파 센서를 광섬유 초음파 센서로 대체함으로써, 전자파에 의한 간섭이 없고 신호대 잡음비 향상으로 민감도가 좋아서 강한 전자기파 환경 하에서 미약한 초음파 신호를 검출하기에 적합하며, 또한 초음파 센서에 지향성을 부여하여 초음파 영상의 대조도가 향상되고 기존의 초음파 센서보다 적은 수의 어레이(array)로 초음파 영상의 구현이 가능하여 경량화, 집적화에 유리하다.
Thermoacoustic 특성상 발생되는 초음파는 모든 방향으로 전파되지만, 신호검출 영역은 이에 비해 상당히 좁은 영역이어서 서로 다른 초음파를 발생하는 음원의 위치 구분이 어렵다. 이러한 음원의 위치를 구분하기 위해 리시버에 directionality(방향성)를 주게 되는데, 현재는 주로 focused array(초점 배열)를 사용한다. Focused array는 beam steering(빔 조향) 기술에 의해 beam waist를 조정하여 관심 영역에 대한 해상도를 높일 수 있으나, beam waist를 줄이는데 한계가 있어 향상시킬 수 있는 해상도는 제한되어 있다. 그러나 element로서 directional detector(방향성 검출기)를 사용하면 적은 수의 element로도 focused array가 확보할 수 있는 공간 해상도를 얻을 수 있다.
RFAI의 경우 대부분, 소스의 포커싱이 쉽지는 않다. 특히 본 발명에서처럼 고주파 VHF 를 사용하게 된다면 생체조직에 비해 파장이 너무 길기 때문에, 조사될 경우 생체기관은 공간적으로 거의 동일한 위상(phase) (λ/4 >25cm)을 겪을 뿐 아니라 거의 평면파로 간주되므로 포커싱 자체가 무의미해 진다. 물론 주파수를 3GHz, 5GHz, 10GHz와 같은 방법으로 올리면 포커싱은 어느 정도 가능해지지만 침투깊이가 고주파 VHF의 1/10 수준이 되므로 본 발명에서 원하는 방향이 아니다. 병원에서 사용하는 것을 가정해 볼 때, 수 GHz 대역의 RF를 사용하더라도 여전히 포커싱시키기 위한 far field(원거리 장) 존은 멀고(수십 cm), 유효한 directivity를 갖는 안테나를 설계하는 것도 쉽지 않아 보인다. RF/Microwave 이미징의 경우, 여러 개의 RF 발생기를 사용하여 near field(근접 장) 포커싱 방안도 제안되고 있지만 소스발생 시스템의 부피가 커지므로 적합한 연구방향으로 보이지 않는다. 결국 RFAI의 경우 RF소스단에서 관심영역을 포커싱시켜 대조도 영상의 해상도를 향상시키고자 하는 시도는 상용화에 걸림돌이 된다고 보여진다.
따라서 상대적으로 낮은 주파수 대역의 RF를 사용하면서 생체조직의 대조도 영상의 해상도를 향상시키기 위해서는, thermoacoustic 과정을 통해 발생되는 음파로부터 최대한의 유효한(또는 정확한) 정보를 획득하는 식으로 SNR을 높이는 새로운 검출방식이 필요하다. 지금까지 보고된 연구결과를 살펴보면, RFAI만을 위한 초음파 센서는 없었고 주로 photoacoustic imaging 시스템을 위한 여러 가지 형태의 초음파 리시버가 제안되었다. 그 중 다양한 형태와 다양한 재질로부터 구현된 초소형 피에조 멤스(MEMS, Micro Electro Mechanical System)를 적용한 초음파 어레이에 대한 연구와 광섬유의 고유한 특성을 활용한 초음파 센서에 대한 연구가 가장 활발히 진행되고 있는 것으로 보고되고 있다. Hui Wang에 의해 제안된 Fresnel zone plate detector(프레넬 존 플레이트 디텍터)와 같이 광학의 Fresnel 회절현상을 응용하여 near field를 직접 포커싱하는 효과를 검증하고자 하는 흥미로운 시도도 있었으나 리시버 구조가 복잡하여 상용화는 어려울 것으로 보인다.
본 발명에서는 RFAI의 지향성 초음파 검출기로서 광섬유 간섭계형 초음파 센서를 제안한다. 본 발명의 광섬유 간섭계형 초음파 센서는 광섬유 간섭계 중 싱글엔드가 가능한 패브리페로(Fabry-Perot) 공진기 구조를 사용하며, 아래 도면 3 내지 8을 참조하여 설명하기로 한다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 광섬유 간섭계형 초음파 센서(100)를 설명하기 위한 도면이다.
도 3을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 광섬유 간섭계형 초음파 센서(100)는, 복수의 광커플러들(111, 112, 113), 광펄스발생기(120), 검출기(130) 및 센서헤드(140), 광지연기(145), 신호처리부(150)를 포함한다. 센서헤드(140)는 주센서(141)와 보조센서(142)를 포함하고, 포토다이오드(photo diode) 등을 포함하는 검출기(130)는 제1검출기(131) 및 제2검출기(132)를 포함한다. 이하 광펄스발생기(120)로서 레이저 다이오드(laser diode)(120)를 예로 들어 설명한다.
센서헤드(140), 즉 주센서(141)와 보조센서(142) 각각은 광섬유(예, 단일모드) (라인)들(115, 116)의 단부들에 구비되는 광섬유 패브리페로(Fabry-Perot) 간섭계형 초음파센서 단말로서, 초음파에 응답할 수 있는 멤브레인과 패브리페로 공진기로 구성되는데, 패브리페로 공진기는 양끝단에 위치한 두개의 반사층(제1미러(5). 제2미러(7))과 가운데의 에어갭 형태의 캐비티(6)로 구성된다. 본 발명의 센서헤드(140)의 대략적인 사시도가 도 8에 도시되어 있다.
광펄스 발생기(120)에서 발생하는 광펄스신호(예, 레이저)는 광섬유에 의해 연결된 제1광커플러(111)에서 분기된 신호가, 제2광커플러(112)를 거쳐 광섬유(115)를 통해 주센서(141)로 입사하고, 주센서(141)에서 대상체(예, 생체 조직 등)에 의해 변조된 신호를, 다시 광섬유(115)로 반사시켜, 제2광커플러(112)를 거쳐 제1검출기(131)에서 광전 변화되어 신호처리부(150)로 출력된다.
제1광커플러(111)에서 분기된 다른 광펄스신호는, 제3광커플러(113), 광지연기(145)를 거쳐 보조센서(141)로 입사하고, 보조센서(142)에서 대상체(예, 생체 조직 등)에 의해 변조된 신호를, 광지연기(145)가 있는 광섬유(116)로 반사시켜, 제3광커플러(113)를 거쳐 제2검출기(132)에서 광전 변화되어 신호처리부(150)로 출력된다. 광지연기(145)는 설계에 따라 소정의 시간(예, 0.5μs, 1.0μs, 1.5μs, 2.0μs,.. 등) 광신호를 지연시킨다.
보조센서(142)는 저정도(low resolution) 패브리페로(Fabry-Perot) 공진기 구조를 가지며 저가형일 수 있고, 주센서(141)는 고정도(high resolution) 패브리페로(Fabry-Perot) 공진기 구조를 가지며 고가형일 수 있다. 예를 들어, 보조센서(142)는 광신호의 위상이 속하는 넓은 위상 범위를 검출하며, 주센서(141)는 해당 넓은 위상 범위 내에서 광신호의 세부 위상을 검출하기 위하여 적용될 수 있다. 보조센서(142)의 넓은 위상 범위는 0.0005 프린지(fringe) 보다 큰 프린지 범위의 저해상도 영역일 수 있고, 주센서(141)의 위치를 세부 위상은 0.0005 프린지(fringe) 보다 작은 프린지 범위의 고해상도 영역일 수 있다. 여기서, 주센서(141)와 보조센서(142)는 대상체에 대해 같은 또는 유사한 방향, 즉, 실질적으로 동일한 방향을 향하도록 설치되고, 일체형으로 제작될 수 있다. 경우에 따라, 해상도가 중요하지 않은 경우에, 주센서(141)와 보조센서(142) 중 어느 하나만 이용하고 나머지는 적용하지 않을 수도 있다.
신호처리부(150)는 제1검출기(131)와 제2검출기(132)로부터 수신하는 광전 변환된 신호들을 처리하여, 해당 대상체의 초음파 영상을 출력하기 위한 신호의 생성을 수행한다. 주센서(141)와 보조센서(142) 중 어느 하나만을 이용하는 경우에는 신호처리부(150)는 제1검출기(131) 또는 제2검출기(132)로부터 수신하는 광전 변환된 신호를 처리하여, 해당 대상체의 초음파 영상을 출력하기 위한 신호의 생성을 수행할 수 있다.
도 4는 본 발명의 센서헤드(140)의 단부에 구비된 센서 팁(200)의 구조를 설명하기 위한 도면이다.
도 4를 참조하면, 본 발명의 센서헤드(140), 즉, 주센서(141)와 보조센서(142)의 단부에 구비된 센서 팁(200)은, 광커플러(112/113)에 연결된 각 광섬유 라인이 분기된, 분기 라인들 말단부에 패브리페로 간섭계(210, 220)를 포함한다. 본 발명에서 패브리페로 간섭계(210, 220)의 단부가 경사져 있으며 이에 따라 단부가 경사진 패브리페로 간섭계(210, 220) 구조물들이 대칭형으로 형성되어 지향성을 갖도록 하였다.
여기서, 광섬유(들)(115/116)의 끝쪽에서 FBT(Fiber Biconical Taper) 커플러 개념을 적용한 1:2 광분배기(beam splitter)와 유사하게 분기전 광섬유 라인이 분기된 2개의 라인들로 갈라지는 스플리터 형태를 이용할 수 있다. 이때 분기된 2개의 라인들에서 패브리페로 간섭계(210, 220)를 통해 분기된 광신호를 방사하고, 분기된 라인들에서 패브리페로 간섭계(210, 220)를 통해 수신하는 반사파의 합성이 분기전 광섬유 라인을 통해 역방향으로 전송하도록 할 수 있다. 필요에 따라 광섬유(들)(115/116)의 끝쪽에서 분기 라인들을 만들기 위하여 일반적인 광커플러를 이용할 수도 있다.
도 5는 본 발명의 센서헤드(140)의 단부에 구비된 센서 팁(200)의 구조의 구체적인 일례를 설명하기 위한 도면이다.
도 5를 참조하면, 본 발명의 지향성을 갖는 센서팁(200)의 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들은, 그 사이에 도 5의 (b)와 같이, 세라믹 등의 물질로 이루어진 폭 200μm 이상의 스페이서(10)가 포함될 수도 있고, 도 5의 (a)와 같이, 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들 사이에 스페이서(10) 없이 인접하게 붙여놓은 형태일 수도 있다.
여기서, 센서팁(200)의 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들은, 실리카나 플라스틱 재질 등의 클래딩에 의해 코어(core)가 감싸진 광섬유 단부가 경사(예, 광섬유 길이방향에 수직한 면으로부터 10~20도)지게 형성되고, 광섬유 단부 상에 광섬유 길이 방향으로 제1미러(5), 캐비티(6), 제2미러(7), 멤브레인(8)이 순차 형성되며 이때 이들은 서로 평행하게 형성된다. 캐비티(6)는 에어(air) 캐비티(cavity)이며 제1미러(5)와 제2미러(7) 사이에 길이 방향의 거리 10~1000μm의 에어갭 형태로 이루어진다. 멤브레인(8)은 폴리이미드 등 폴리머로 두께 20~50μm 정도로 이루어지고, 제1미러(5)와 제2미러(7)는 TiO2, SnO2, ZnO 등 금속 산화막으로 두께 10~1000nm 정도로 이루어진다.
이와 같은 제1미러(5), 캐비티(6), 제2미러(7), 멤브레인(8)을 포함하는 패브리페로 간섭계 구조물은, 광섬유 단부 상에 소정의 코팅 방식(예, 스퍼터링, 진공증착, 화학기상증착 등)에 의해 제1미러(5)를 형성하고, 캐비티(6) 만큼 떨어진 위치에 제2미러(7)와 멤브레인(8)을 형성하여 이루어질 수 있다. 이와 같은 패브리페로 간섭계 구조물은, 세라믹 등의 물질로 제작된 광섬유페룰(ferrule)로 둘러싸여질 수 있으며, 별도로 제작되어 광섬유 단부와 결합될 수도 있다. 예를 들어, 광섬유 단부 상에 제1미러(5)까지 형성하고, 세라믹 등의 물질로 제작된 광섬유페룰(ferrule)로 둘러싸여진 구조물을 별도로 제작해 광섬유 단부 상에 결합함으로써, 에어 캐비티(6), 제2미러(7), 멤브레인(8)이 형성되도록 할 수 있다.
이하 도 6과 도 7의 센서 팁(200)의 구조에서도, 도 6에서 언급한 구조와 그 구조만 달라질뿐, 패브리페로 간섭계 구조물의 결합 또는 형성 방식이나, 제1미러(5), 캐비티(6), 제2미러(7), 멤브레인(8)의 형성 방식은, 위에서 언급한 바와 유사하다.
도 6은 본 발명의 센서헤드(140)의 단부에 구비된 센서 팁(200)의 구조의 구체적인 다른 예를 설명하기 위한 도면이다.
도 6을 참조하면, 본 발명의 지향성을 갖는 센서팁(200)의 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들은, 그 사이에 세라믹 등의 물질로 이루어진 폭 200μm 이상의 스페이서(10)가 포함된 구조일 수 있다. 다만, 경우에 따라 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들 사이에 이와 같은 스페이서(10) 없이 인접하게 붙여놓은 형태일 수도 있다. 또한, 센서팁(200)의 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물에는 멤브레인(8)의 외곽을 견고하게 지지하기 위한 금속 소재의 클램프(9)가 이용될 수 있다.
여기서, 센서팁(200)의 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들은, 클래딩(cladding)에 의해 코어(core)가 감싸진 광섬유 단부가 광섬유 길이 방향에 수직하게 형성되고, 광섬유 단부 상에 광섬유 길이 방향으로 광섬유 단부와 평행한 제1미러(5), 캐비티(6), 경사진(예, 광섬유 길이방향에 수직한 면으로부터 10~20도) 제2미러(7)와 제2미러(7)에 평행한 멤브레인(8)이 순차 형성된다. 캐비티(6)는 에어(air) 캐비티(cavity)이며 제1미러(5)와 제2미러(7) 사이에 평균적으로 길이 방향의 거리 10~1000μm의 에어갭 형태로 이루어진다. 멤브레인(8)은 폴리이미드 등 폴리머로 두께 20~50μm 정도로 이루어지고, 제1미러(5)와 제2미러(7)는 TiO2, SnO2, ZnO 등 금속 산화막으로 두께 10~1000nm 정도로 이루어진다.
도 7은 본 발명의 센서헤드(140)의 단부에 구비된 센서 팁(200)의 구조의 구체적인 또 다른 예를 설명하기 위한 도면이다.
도 7은, 도 6의 구조에서 스페이서(10) 양측의 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들의 경사 방향이 반대인 경우를 나타낸다.
즉, 제2미러(7)와 멤브레인(8)의 경사 방향은, 대칭축(Z-Z') 방향이 높게 형성될 수도 있고(도 6), 제2미러(7)와 멤브레인(8)의 경사 방향은, 대칭축(Z-Z') 방향이 낮게 형성될 수도 있다(도 7).
한편, 위와 같은 패브리페로 간섭계(또는 패브리페로 공진기)의 동작 원리는 잘 알려져 있으므로 간단히 설명한다. 패브리페로 간섭계에 들어온 광신호(예, 레이저)가 두 개의 미러(5, 7)에 의해 간섭이 생기고, 이 간섭광은 다시 커플러(112, 113)를 거쳐 포토다이오드와 같은 검출기(130)로 되돌아와 수신된다.
이때, 광신호(예, 레이저)가 패브리페로 간섭계(FPI) 내를 왕복하면서 겪게 되는 위상(round-trip phase shift) ø은, [수학식2]와 같이 표현된다.
[수학식2]
Figure pat00003
여기서, λ는 광파장, n은 굴절율, l은 공진기 길이이다. 패브리페로는 다중간섭(multiple reflection interference)이지만 센서로 사용할 경우, 대부분 단일 왕복에 의한 위상차(phase shift by single round-trip)만 사용한다. 즉, 공진기 내에서는 무한히 많은 반사파에 의해 무한히 많은 간섭파가 존재하지만 가장 파워가 큰 두 개의 반사파(제1미러(5)에서 반사된 광파와 제2미러(7)에서 반사되어 제1미러를 투과한 광파)가 간섭하는 것만 관심을 가지고 특성곡선을 만든다.
음압(Acoustic pressure) p에 대한 공진기의 감도(sensitivity) δø/δp는, 음압 변화율 δp에 대한 공진기 길이와 굴절율의 변화율 δl과 δn으로 표현될 수 있으며, 아래 [수학식3]과 같다.
[수학식3]
Figure pat00004
음압(Acoustic pressure)에 대한 공진기 내의 간섭파들의 위상 변화는 주로 스트레인에 기인하므로, 실제적으로는 [수학식3]에서 굴절율 변화율인 두 번째 항은 무시된다. 공진기 양쪽의 미러가 동일하다고 가정하고, 첫 번째 미러를 중심으로 반사율을 R, 투과율을 T라 할 때, 투과도(transmittivity)는, [수학식4]과 같이 나타낼 수 있다.
[수학식4]
Figure pat00005
Figure pat00006
여기서, F는 Finesse(휘네스)
Figure pat00007
대신 사용하는 보조함수이고, Finesse
Figure pat00008
는 [수학식5]로 표현된다.
[수학식5]
Figure pat00009
이 Finesse에 따른 투과도 T는 도 9와 같다.
도 9와 같은 패브리페로 간섭계에서 Finesse에 따른 투과도 T는 센서의 동적 범위(dynamic range)를 추정할 때 사용할 수 있으므로, 센서의 목적에 따라 Finesse 값을 결정할 필요가 있다. 센서에 사용되는 Finesse는 대부분 평탄한 감도와 넓은 dynamic range 확보를 위해 낮은 값으로 결정되어 사용된다.
본 발명에서는 이와 같은 패브리페로 간섭계의 원리를 이용하되, 위에서 기술한 바와 같이, 센서팁(200)의 단부가 경사진 패브리페로 간섭계(210, 220) 구조물들이 대칭형으로 형성되어 지향성을 갖도록 하였다. 센서팁(200)을 초음파의 입사방향에서 봤을 때 패브리페로 간섭계의 한쪽 단면이 기울어진 형태를 가진 똑 같은 두 개의 간섭계 구조물을 대칭적으로 구성한다. 입사되는 초음파가 센서팁(200)의 정면에서 왼쪽이든 오른쪽이든 치우치게 되면 두 개의 간섭계 구조물들이 감지하는 초음파 신호에 차이가 생기게 되고, 정해진 기준을 넘어서는 차이가 발생할 경우 이를 제거하도록 신호 처리부(150)에서 처리해 주면 센서 정면에서 입사되는 법선 방향의 초음파 신호에 대한 것만 남게 된다.
도 10은 RF 펄스 신호 입력(예, 펄스폭 1μs)에 대한 팬텀의 RF-Acoustic 응답특성을 나타내는 초음파 출력 파형의 가상도로서, 생체 팬텀에서 입력과 출력 사이의 latency time(시간지연)은 RF propagation(전달)과 thermoacoustic process(열음향 과정)에서 소요되는 시간이 거의 무시되므로 acoustic wave(음파)의 진행시간에만 좌우된다. Acoustic wave는 생체조직(예, 티슈 평균) 내에서 1.54mm/μs의 속도로 전파되므로 메인 로브(lobe)가 수십 μs의 시간지연을 겪게 되며, 그림에서처럼 acoustic wave 특성상 reverberation(잔향)으로 인한 사이드 로브도 예상해 볼 수 있다.
상술한 바와 같이, 본 발명에 따른 광섬유 지향성 초음파 센서(100)는, 광섬유 센서 고유의 특성인 경량, 소형, 고정밀, 및 전자파 간섭이 없다는 장점이 있다. 즉, 기존의 압전 방식의 초음파 센서를 광섬유 초음파 센서로 대체함으로써, 전자파에 의한 간섭이 없고 신호대 잡음비 향상으로 민감도가 좋아서 강한 전자기파 환경 하에서 미약한 초음파 신호를 검출하기에 적합하며, 또한 초음파 센서에 지향성을 부여하여 초음파 영상의 대조도가 향상되고 기존의 초음파 센서보다 적은 수의 어레이(array)로 초음파 영상의 구현이 가능하여 경량화, 집적화에 유리하다. 또한, RF-Acoustic Imaging(RFAI, RF초음파 영상) 시스템 등에서 암조직의 경계부분과 같은 관심 영역(ROI: Region of Interest)에 대한 초음파 해상도를 향상시키고 초음파 프로브 제작시 기하학적 자유도를 높일 수 있다.
그리고, 본 발명에 따른 광섬유 지향성 초음파 센서(100)는, 광섬유 초음파 센서에 지향성을 부여하기 위하여, 광섬유 센서의 팁(200)을 초음파의 입사방향에서 봤을 때 공진기 한쪽 단면이 기울어진 형태를 가진 동일한 두 개의 패브리페로(Fabry-Perot) 간섭계로 구성한다. 초음파 소스가 센서 정면에서 왼쪽이든 오른쪽이든 치우치게 되면 두 개의 패브리페로 간섭계가 감지하는 초음파 신호에 차이가 생기게 되고, 정해진 기준을 넘어서는 차이가 발생할 경우 이를 제거해 주면 센서 정면에서 입사되는 법선 방향의 초음파 신호만 남게 되므로 신호처리가 간편해 지는 장점이 있다.
이상과 같이 본 발명에서는 구체적인 구성 요소 등과 같은 특정 사항들과 한정된 실시예 및 도면에 의해 설명되었으나 이는 본 발명의 보다 전반적인 이해를 돕기 위해서 제공된 것일 뿐, 본 발명은 상기의 실시예에 한정되는 것은 아니며, 본 발명이 속하는 분야에서 통상적인 지식을 가진 자라면 본 발명의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 다양한 수정 및 변형이 가능할 것이다. 따라서, 본 발명의 사상은 설명된 실시예에 국한되어 정해져서는 아니 되며, 후술하는 특허청구범위뿐 아니라 이 특허청구범위와 균등하거나 등가적 변형이 있는 모든 기술 사상은 본 발명의 권리범위에 포함되는 것으로 해석되어야 할 것이다.
광커플러(111, 112, 113)
광신호발생기(120)
검출기(130)
광지연기(145)
신호처리부(150)
센서헤드(140)
주센서(141)
보조센서(142)
검출기(130)
제1검출기(131)
제2검출기(132)

Claims (9)

  1. 광섬유 라인이 분기된, 분기 라인들 말단부에 패브리페로 간섭계를 포함하고,
    단부가 경사진 상기 패브리페로 간섭계의 구조물들이 대칭형으로 형성되어 지향성을 갖는 것을 특징으로 하는 광섬유 센서팁.
  2. 광신호를 송수신하기 위한 제1광커플러;
    상기 제1광커플러에 연결된 광섬유 라인이 분기된, 분기 라인들 말단부에 패브리페로 간섭계를 포함하고, 단부가 경사진 상기 패브리페로 간섭계의 구조물들이 대칭형으로 형성되어 지향성을 갖는 센서팁을 갖는 주센서;
    상기 광섬유 라인을 통해 상기 제1광커플러를 거쳐 들어오는, 상기 주센서가 수신하는 반사파에 대해, 광전변환하는 제1검출기; 및
    상기 제1검출기로부터 출력되는 신호를 처리하여 초음파 영상을 출력하기 위한 신호를 생성하는 신호처리부
    를 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 센서.
  3. 제2항에 있어서,
    제2광커플러;
    패브리페로 간섭계 구조물들이 대칭형으로 형성되어 지향성을 갖는 센서팁을 갖는 보조센서;
    상기 제2광커플러와 상기 보조센서 사이에 포함된 광지연기; 및
    상기 광섬유 라인을 통해 상기 제2광커플러를 거쳐 들어오는, 상기 보조센서가 수신하는 반사파에 대해, 광전변환하는 제2검출기를 더 포함하고,
    상기 신호처리부는 제1검출기 및 상기 제2검출기로부터 출력되는 신호를 처리하여 초음파 영상을 출력하기 위한 신호를 생성하는 것을 특징으로 하는 초음파 센서.
  4. 제3항에 있어서,
    상기 보조센서는 광신호의 위상이 속하는 위상 범위를 검출하며, 상기 주센서는 상기 위상 범위 내에서 광신호의 세부 위상을 검출하기 위한 것을 특징으로 하는 초음파 센서.
  5. 제2항에 있어서,
    상기 센서팁의 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들 각각은,
    클래딩에 의해 코어가 감싸진 광섬유 단부가 경사지게 형성되고, 상기 광섬유 단부 상에 광섬유 길이 방향으로, 서로 평행한 제1미러, 캐비티, 제2미러, 멤브레인이 순차 형성된 것을 특징으로 하는 초음파 센서.
  6. 제5항에 있어서,
    상기 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들 사이에 포함된 스페이서를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 센서.
  7. 제2항에 있어서,
    상기 센서팁의 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들 각각은,
    클래딩에 의해 코어가 감싸진 광섬유 단부가 광섬유 길이 방향에 수직하게 형성되고, 상기 광섬유 단부 상에 광섬유 길이 방향으로, 상기 광섬유 단부와 평행한 제1미러, 캐비티, 경사진 제2미러, 및 상기 제2미러에 평행한 멤브레인이 순차 형성된 것을 특징으로 하는 초음파 센서.
  8. 제7항에 있어서,
    상기 대칭형 경사진 패브리페로 간섭계 구조물들 사이에 포함된 스페이서를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 초음파 센서.
  9. 제7항에 있어서,
    상기 제2미러와 상기 멤브레인의 경상 방향은, 대칭축 방향이 높게 또는 대칭축 방향이 낮게 경사진 것을 특징으로 하는 초음파 센서.
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