WO2015199385A1 - 항 노화를 위한 초음파와 oct를 결합한 피부 진단 및 치료 시스템 - Google Patents

항 노화를 위한 초음파와 oct를 결합한 피부 진단 및 치료 시스템 Download PDF

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WO2015199385A1
WO2015199385A1 PCT/KR2015/006265 KR2015006265W WO2015199385A1 WO 2015199385 A1 WO2015199385 A1 WO 2015199385A1 KR 2015006265 W KR2015006265 W KR 2015006265W WO 2015199385 A1 WO2015199385 A1 WO 2015199385A1
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WO
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skin
ultrasonic
light
lens
mirror
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PCT/KR2015/006265
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English (en)
French (fr)
Inventor
서종범
김한성
울프크리스찬
김기두
박진감
원종호
송길수
한태영
조용준
김경희
피셔비에른
Original Assignee
연세대학교 원주산학협력단
주식회사 퍼시픽시스템
프라운호퍼-게젤샤프트 츄어 푀르더룽 데어 안게반텐 포르슝에.파우.
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Filing date
Publication date
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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B10/00—Other methods or instruments for diagnosis, e.g. instruments for taking a cell sample, for biopsy, for vaccination diagnosis; Sex determination; Ovulation-period determination; Throat striking implements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment

Definitions

  • the present invention provides a non-invasive ultrasonic skin regeneration system (Anti-Aging Skin Theragnostic System), which has a non-invasive effect on the skin through stimulation through the epidermis for anti-aging, and a state in which there is no interference with each other.
  • OCT Optical Coherence Tomography
  • OCT image which is a high resolution imaging technique for skin tomography, is combined to enable diagnosis and real-time treatment effect through OCT image, and to implement an ultrasound skin regeneration system applying a multi-focus concept.
  • the present invention relates to a skin diagnosis and treatment system.
  • medical equipment for anti-aging includes a laser-based treatment device, a radio frequency therapy device, and an ultrasound therapy device.
  • the recently studied skin regeneration system shows a method of using a long ultrasonic transducer to treat the skin in one line and reduce the scanning time, but this still requires a lot of time.
  • the image resolution is low due to the limitation of the ultrasound image
  • Ultrasonic stimulation system is suitable for non-invasive stimulation through the epidermis, which is effective for skin regeneration, and the combination of OCT is one of the finest resolution imaging methods for skin tomography without interference by sound waves. It is most suitable.
  • the ultrasonic generator of Korean Patent No. 10-1352507 includes at least one pair of acoustic transducers composed of two symmetrical elements, and ultrasonic waves having at least one focal region are generated according to the phase difference between the elements.
  • Korean Patent No. 10-1352507 is an apparatus considering only ultrasound treatment, and means for simultaneously acquiring an ultrasound image during treatment is not imposed.
  • anti-aging is possible by activating skin regeneration when an appropriate stimulus is applied to the superficial myofoskeletal system.
  • the underlying layer of wrinkles is the superficial muscular aponeurotic system (SMAS) of the fibrous fascia layer, which is the outermost muscle tissue of the skin. Skin tissue is divided into epidermal layer, dermis layer, subcutaneous fat and SMAS muscle layer, and superficial fascia is the SMAS muscle layer. Therefore, when an appropriate stimulus is applied to the superficial myofascial fascia, skin regeneration is activated, thereby enabling anti-aging.
  • SMAS superficial muscular aponeurotic system
  • Ultrasound is a therapeutic technique used in high intensity focused ultrasound (HIFU), dermal drug delivery, gene therapy, etc., and it can be used for non-invasive treatment.
  • HIFU high intensity focused ultrasound
  • a desired treatment site may be selectively applied.
  • OCT Optical Coherence Tomography
  • OCT optical Coherence Tomography
  • the problem to be solved by the present invention is a non-invasive ultrasonic skin regeneration system, which has a non-invasive effect on the skin regeneration through stimulation through the epidermis for anti-aging, and the skin monolayer in the absence of interference by sound waves
  • the OCT image which is a high resolution imaging technique, is combined to enable the diagnosis and real-time treatment effect through the OCT image, and to implement an ultrasound skin regeneration system applying the multi-focus concept.
  • Another object of the present invention is to provide an OCT module using a full range technique for 3mm depth imaging and an ultrasound module to which a sector vortex technique is applied for rapid treatment. It is to provide a skin diagnosis and treatment system that implements a Theragnostic system that is capable of both therapy and diagnosis.
  • Another problem to be solved by the present invention is to provide a skin diagnosis and treatment system that is added to the imaging technique to ensure safety even during the treatment procedure for skin regeneration, to implement a non-invasive and no side effect skin regeneration system.
  • the ultrasonic skin regeneration system can realize the multi-focus by electronically adjusting the phase difference between the elements of the array elements to simultaneously stimulate a large area of skin in a short time,
  • the skin diagnosis and treatment system can be diagnosed and treated in real time simultaneously with pre-treatment diagnosis and treatment, enabling safer and more accurate diagnosis and treatment.
  • the ultrasonic control device having ultrasonic conversion elements to generate an ultrasonic wave to treat the skin, and provided with a galvano mirror sequentially the light generated from the light source according to the rotation of the galvano mirror
  • the skin diagnosis and treatment device having an optical coherence tomography (OCT) device for detecting the image of the skin monolayer by sequentially detecting the light emitted from the skin and the light reflected from the skin with a photo detector, the ultrasonic transducer, Ultrasonic transducer element; And a second ultrasonic conversion element spaced apart from the first ultrasonic conversion element and symmetrically disposed; a galvano mirror positioned at a center of the first ultrasonic conversion element and the second ultrasonic conversion element.
  • OCT optical coherence tomography
  • the skin diagnosis and treatment apparatus further includes a second beam steering unit formed of two convex lenses on the galvano mirror, and the convex portions of the two convex lenses face each other.
  • the OCT device includes: an Axicon for generating a Bessel beam from light from a light source; A first beam steering unit having two convex lenses, the convex portions of the two convex lenses facing each other, for adjusting the traveling direction of the light emitted from the excicon to transmit the Bessel beam to the galvano mirror; As the galvano mirror rotates, the Bessel beam exits the skin through the second beam steering unit 460, and the Bessel beam reflected from the skin is mirrored through the second beam steering unit, the galvano mirror, and the first beam steering unit. And a light detector that detects the light reflected from the mirror.
  • the skin diagnosis and treatment device further includes a spherical lens between the Axicon and the first beam steering unit, the spherical lens is spaced apart from the conical surface of the excicon.
  • the mirror is provided between the spherical lens and the first beam steering unit.
  • the ultrasonic control device having ultrasonic conversion elements to generate an ultrasonic wave to treat the skin, and provided with a rotating reflection mirror, the light generated from the light source in accordance with the rotation of the rotating reflection mirror to the skin sequentially
  • An apparatus for diagnosing and treating skin comprising: an optical coherence tomography (OCT) device for detecting light emitted from the skin and sequentially detecting light reflected from the skin with a photo detector, the apparatus comprising: a first ultrasonic conversion element; A second ultrasonic conversion element spaced apart from the first ultrasonic conversion element and disposed symmetrically; And a rotatable reflector positioned at the center of the first ultrasonic conversion element and the second ultrasonic conversion element.
  • OCT optical coherence tomography
  • the apparatus for diagnosing and treating the skin further includes a steering lens unit formed of two convex lenses on the rotatable reflective mirror, wherein the convex portions of the two convex lenses face each other, and on the steering lens unit, one side Silver spherical surface and the other side further comprises a hemispherical lens forming a flat surface, the spherical surface of the hemispherical lens is disposed so as to face the steering lens unit side.
  • the light from the light source is divided into two beams in the beam splitter, one of the beams divided into two beams in the beam splitter is transmitted to the reference mirror, and the light reflected from the reference mirror is Then, the beam splitter is transmitted to the beam splitter, and the other one of the beams split into two beams in the beam splitter is transferred to the rotatable reflector through a focusing unit, and the rotatable reflector is rotated according to the rotation of the rotatable reflector.
  • the reflected light is transmitted to the skin through the steering lens unit and the hemispherical lens, and the light reflected from the skin is transmitted to the rotating reflector through the hemispherical lens and the steering lens unit, and then passes through the focusing lens and the beam distributor according to the rotation of the rotating reflector. Is passed to.
  • the light reflected from the reference mirror and the light transmitted through the focusing lens to the beam splitter in accordance with the rotation of the rotary reflector are merged, transmitted through the aiming lens to the dispersion grid, and dispersed, and the scattered light is focused. It is passed through the lens to the light detector, where it is made to detect the image.
  • An immersion layer is positioned between the hemispherical lens and the skin, and has a hole in the skin interface in contact with the immersion layer.
  • the light source is a white light source.
  • the ultrasonic control device having an ultrasonic transducer for generating an ultrasonic wave to treat the skin;
  • the light incident from the light source is divided into two beams in the optical splitter so that one of the two beams is transmitted to the reference mirror and the light reflected from the reference mirror is sent back to the beam splitter and the other of the two beams
  • One beam is focused on the skin through the convex lens, and the light reflected from the skin is transmitted to the beam distributor through the convex lens, and the light reflected from the reference mirror and the light reflected from the skin incident through the convex lens
  • An apparatus for diagnosing and treating skin comprising: an optical coherence tomography (OCT) device coupled to a beam splitter to detect an image through a photo detector, the apparatus comprising: a first ultrasonic conversion element; A second ultrasonic conversion element spaced apart from the first ultrasonic conversion element and disposed symmetrically; And a convex lens positioned at the center of the first ultrasonic conversion element and
  • OCT
  • the reference mirror is made to rotate.
  • the image detected by the photodetector is caused by the interference pattern due to the optical path difference of the light reflected from the reference mirror, which is merged in the beam splitter, and the light reflected from the skin, which is incident through the convex lens, and interferes with the movement of the reference mirror.
  • the pattern also moves.
  • Ultrasonic waves may be generated so that the phase difference between the first ultrasonic transducer and the second ultrasonic transducer is 0 degrees or 180 degrees, and the number of ultrasonic focusing regions is one or two, respectively.
  • the image detected by the photodetector is amplified by an amplifier and then passed through a bandpass filter to the analysis unit.
  • the analysis unit FFTs the received image to represent the intensity (spectrum) according to the depth, and Fourier transforms the intensity according to the depth. Measure the phase from one data to observe the structural changes in the skin.
  • a non-invasive ultrasonic skin regeneration system which is non-invasive, has an effect on skin regeneration through stimulation through the epidermis for anti-aging, and in the absence of interference with each other by sound waves.
  • OCT image which is a high resolution imaging technique for skin tomography, is combined, so that the diagnosis and real-time treatment effect can be confirmed through the OCT image, and the ultrasound skin regeneration system applying the multi-focus concept is implemented.
  • the present invention is equipped with an OCT module using a full range technique for 3mm depth image and an ultrasound module to which a sector vortex technique is applied for rapid treatment.
  • an OCT module using a full range technique for 3mm depth image
  • an ultrasound module to which a sector vortex technique is applied for rapid treatment.
  • the present invention is added to the imaging technique to ensure safety even during the treatment procedure for skin regeneration, and implements a non-invasive and no side effect skin regeneration system.
  • the ultrasonic skin regeneration system of the present invention can realize multiple focus by electronically adjusting the phase difference between the elements of the array elements to simultaneously stimulate a large area of skin within a short time, and also improve the condition of the skin.
  • OCT technology it is possible to check the status changes in real time at the same time as the diagnosis and treatment before treatment, which enables more safe and accurate diagnosis and treatment.
  • 1 is an explanatory diagram for explaining a concept of ultrasonic stimulation through the skin.
  • Figure 2 is a schematic diagram for explaining the ultrasonic transducer consisting of two elements according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a view showing in three dimensions the arrangement of the two ultrasonic transducer elements in the ultrasonic transducer of the present invention.
  • FIG. 4 shows values obtained through simulation of sound field distribution in each plane of the ultrasonic transducer of FIG. 3.
  • FIG. 5 is a block diagram for explaining the configuration of the ultrasonic control apparatus of the present invention.
  • FIG. 6 is a configuration diagram illustrating a Michelson interferometer.
  • FIG. 7 is a block diagram illustrating an OCT device for skin diagnosis according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a block diagram illustrating an OCT apparatus using a vessel beam according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is an explanatory diagram illustrating the display of skin tissue images using a speckle analysis technique from capillary images of skin.
  • FIG 10 is an explanatory diagram for explaining the configuration of the skin diagnosis and treatment system combined with the OCT device and the ultrasonic control system.
  • FIG. 11 is a block diagram illustrating an OCT device for skin diagnosis according to another embodiment of the present invention.
  • 1 is an explanatory diagram for explaining a concept of ultrasonic stimulation through the skin.
  • ultrasonic stimulation should be able to effectively stimulate a wider skin area in a short time. This requires the use of a focused ultrasound transducer in order to concentrate the appropriate energy in the desired area, and also requires a symmetrically configured ultrasound transducer.
  • Figure 2 is a schematic diagram for explaining the ultrasonic transducer consisting of two elements according to an embodiment of the present invention.
  • Two ultrasonic transducers that is, the first ultrasonic transducer 100 and the second ultrasonic transducer 200 are integrated into one ultrasonic transducer 50, for this purpose, the first ultrasonic transducer 100 and The second ultrasonic wave change element 200 should be made so that it can be applied at the same time and placed at the appropriate position. That is, the two ultrasonic transducers 100 and 200 are combined to represent an ultrasonic transducer 50 that appears to be composed of one ultrasonic transducer.
  • FIG. 2A is a cross-sectional view (A-A ') of the ultrasound transducer 50
  • FIG. 2B is a plan view of the ultrasound transducer 50.
  • the first ultrasonic transducer 100 and the second ultrasonic transducer 200 are spaced apart from each other, and are mounted to be symmetrical with respect to the central portion of the ultrasonic transducer 50, and the first ultrasonic transducer 100 is
  • the second ultrasonic wave changing element 200 is formed such that its height is lower as it is closer to the center portion.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating the arrangement of two ultrasonic transducers in the ultrasonic transducer of the present invention in three dimensions
  • FIG. 4 illustrates values obtained by simulation of sound field distribution in each plane of the ultrasonic transducer of FIG. 3.
  • FIG. 4 was originally a color image, inevitably, the image is somewhat blurred because it should be displayed only in a black and white image.
  • FIG 3 shows that the first ultrasonic conversion element 100 and the second ultrasonic wave change element 200 are spaced apart from each other, and are mounted to be symmetrical from the center.
  • Figure 4 is a simulation result showing the sound output generated by the two ultrasonic transducers 100 and 200 in the X-plane, ZY-plane, and XY-plane sound fields in the focal region. That is, Figure 4 (a) shows the value obtained by the simulation of the sound field distribution of the ultrasonic transducer 50, when the values of the X-axis, Z-axis is different, Figure 4 (b) is the value of the Z-axis, Y-axis When different from, represents the value obtained through the simulation of the sound field distribution of the ultrasonic transducer 50, Figure 4 (c) simulates the sound field distribution of the ultrasonic transducer 50 when the values of the X-axis, Y-axis is different Indicates the value obtained through Here, the intensity of the sound field is represented by color.
  • the sound field is distributed in the middle portion of the Z axis, in the sound field distribution of the ZY plane of Figure 4 (b), the middle portion of the Z axis and Y It has a sound field distribution having the highest intensity in the middle part of the axis, and in the sound field distribution of the XY plane of FIG. 4C, the sound field is distributed in the middle part of the Y axis even if the X axis value is different.
  • the ultrasonic transducer 50 including the two ultrasonic transducers 100 and 200 the focal point of the same shape as the ultrasonic transducer composed of one element is formed through the XZ plane, the ZY plane, and the XY plane. Able to know.
  • the shapes, positions and angles of the ultrasonic transducers of FIGS. 2 and 3 are not intended to limit the present invention, and the ultrasonic transducers of the present invention may have appropriate shapes, positions, and angles of respective ultrasonic transducers according to the application site. Of course it can be produced by applying. That is, it includes all the various types of ultrasonic transducers included in the concept and technical scope of the present invention.
  • FIG. 5 is a block diagram for explaining the configuration of the ultrasonic control apparatus for the ultrasound treatment of the present invention, a key input unit 25, arithmetic processing unit 30, D / A conversion unit 35, ultrasonic drive unit 40, ultrasonic wave It comprises a transducer 50, the ultrasonic output unit 60.
  • the key input unit 25 is a means for selecting a control mode by the user.
  • the key input unit 25 may select one of predetermined modes, and in some cases, the user may directly input a phase difference value. Can be done. In some cases, the key input unit 25 may be omitted. In this case, the phase difference between the ultrasonic transducers may be set at the factory.
  • the arithmetic processing unit 30 adjusts the number of focal regions of the ultrasonic waves by controlling the ultrasonic drive unit 20 so as to change the phase difference between the ultrasonic conversion elements.
  • the calculation processing unit 30 may have a selectable control mode for adjusting the phase difference between the elements. That is, the calculation processing unit 30 controls the ultrasonic drive unit 20 to change the phase difference between the ultrasonic conversion elements in accordance with the control mode received from the key input unit 25 or in accordance with the predetermined control mode.
  • the ultrasonic driver control signal is generated and transmitted to the ultrasonic driver 20.
  • the ultrasonic driver 40 is a means for driving the ultrasonic transducer 50, and generates an ultrasonic transducer element driving signal according to the ultrasonic driver control signal of the arithmetic processing unit 30 to drive the ultrasonic transducer 50. Can be driven by varying the phase between the ultrasonic transducers. That is, the ultrasonic driver 40 generates an ultrasonic transducer element driving signal having a continuous pulse having a specific duty in accordance with the ultrasonic driver control signal of the arithmetic processing unit 30, but changes the phase according to the ultrasonic transducer element. Generate a drive signal.
  • the ultrasonic driver 40 may include a high speed MOSFET driver (not shown) and a positive voltage MOSFET amplifier (not shown).
  • the high speed MOSFET driver generates a high speed pulse signal by switching the high speed MOSFET in accordance with the ultrasonic drive control signal of the operation processor 30, and the positive voltage MOSFET amplifier amplifies the high speed pulse signal output from the high speed MOSFET driver.
  • the ultrasonic transducer 50 is a means for driving the ultrasonic transducer by the ultrasonic change element driving signal (electric signal) received from the ultrasonic driver 40, and converting the ultrasonic transducer into ultrasonic waves.
  • the ultrasonic transducer 50 may be configured of a plurality of ultrasonic transducers so that ultrasonic waves having a plurality of focal regions may be generated according to the phase difference between the elements. In this case, it is preferable that the plurality of ultrasonic conversion elements are symmetrically configured in pairs of two, and have at least one pair.
  • the ultrasonic transducer 50 is composed of a pair of ultrasonic transducers, i.e., having two symmetrically configured ultrasonic transducers, the phase difference between the elements may generate ultrasonic waves such that 0 degrees or 180 degrees may be selected.
  • the number of ultrasonic focusing regions may be one or two, respectively.
  • the selection range of the phase difference can increase according to the number of ultrasonic transducers used.
  • the phase difference between the ultrasonic transducers may be increased or decreased at a predetermined interval from 0 degrees to 180 degrees, and thus the number of focal regions will vary.
  • the increased interval may be a value generated by dividing 180 degrees by the number of pairs of ultrasonic conversion elements (for example, two elements forming one pair).
  • the value may be generated by dividing 360 degrees by the number of ultrasonic transducers.
  • one or two focal regions may be provided. However, if two pairs of ultrasonic transducers are provided, the phase difference between the elements may be adjusted to 0 degrees, 90 degrees, or 180 degrees.
  • the focusing area may be one, four or two, respectively.
  • the selection for adjusting the phase difference may be configured to include a user manipulation unit to be selected by the user, and may be automatically converted according to a predetermined condition (for example, a change in time) through a phase difference automatic conversion scheme.
  • the user may directly select and select a phase difference, but it is preferable to use a marker that is easier to understand.
  • the ultrasonic output unit 60 is a means for irradiating the skin with ultrasonic waves generated by the ultrasonic transducer 50.
  • the ultrasonic control apparatus of the present invention includes a selectable control mode for adjusting the phase difference between the ultrasonic transducers, and the phase difference between each ultrasonic transducer is made to increase or decrease by a specific selected number of intervals from 0 ° to 360 °. .
  • the predetermined interval means a value generated by dividing 360 degrees by the number of ultrasonic conversion elements.
  • two lines of ultrasonic waves can be formed around the central axis, which can be treated simultaneously with a large area of the skin, compared to the case of mechanical scanning. You can finish very quickly.
  • the first two ultrasonic transducers are formed in a single row at the center by driving in the same phase, and then additionally two rows of treatment sites are formed through a 180 ° phase drive to form a three-row focus in a short time.
  • the group can be implemented without mechanical scanning.
  • Another advantage of separating into two ultrasonic transducers is that a space through which the laser beam can pass is generated between the two ultrasonic transducers, thereby obtaining an OCT image of the central axis of the skin to be treated.
  • the present invention it is particularly possible to adjust the phase of a multi-channel ultrasonic transducer to form two or more focal points (including a single focal point) in a desired area and position or to transmit ultrasonic energy to a wide area. That is, non-invasive large areas can be applied simultaneously or to desired areas by using an ultrasound transducer for skin regeneration using two ultrasound conversion elements and an ultrasonic phase control system, thereby completing treatment in a short time.
  • various types of sound field distribution results can be stored in advance so that the user can execute a selectable control mode.
  • OCT optical coherence tomography
  • OCT is a technique that can measure the structural shapes of tomographic images and cross-sections of biological tissues in a non-invasive way using optical methods.
  • the OCT principle utilizes the time difference of light reflected through the medium by transmitting light through the medium.
  • OCT which is an optical image
  • OCT is mainly used for eye examination due to the structural characteristics of the transparent eye, and in the clinical research, OCT can be very useful for morphological studies such as optical biopsy and cell or tissue function.
  • the light generated from one light source is divided into two branched beams (beams) at right angles in a beam splitter, and one beam (light) is a reference morror. Is reflected back to the beam splitter, and the other beam (light) is reflected off the sample and back to the beam splitter, where it meets again, making a Michelson interferometer that creates an image of the interference fringe at the photodetector.
  • the system is configured using the Michelson Interferometer.
  • 6 is a block diagram illustrating a Michelson interferometer, and the present invention constitutes a high resolution skin diagnosis system using such a Michelson interferometer.
  • FIG. 7 is a block diagram illustrating an OCT device (image detection device) for skin diagnosis according to an embodiment of the present invention.
  • Light from the light source 310 is divided into two beams in the beam splitter 320.
  • One of the beams divided into two beams in the beam splitter 320 is incident on the collimating lens 360, and the light incident on the collimating lens 360 is converted into parallel light and converted into a reference mirror ( Scanning reference morror 370 is transmitted, and the light reflected by the reference mirror 370 is transmitted to the beam splitter 320 through the aiming lens 360 again.
  • the reference mirror 370 may be made to rotate (move).
  • an optical coupler may be used instead of the beam splitter 320.
  • the other one of the beams divided into two beams in the beam splitter 320 is incident on the collimating lens 330, and the light incident on the collimating lens 330 is converted into parallel light to be convex.
  • (convex lens) 340 is focused on the skin (sample) 350, the light reflected from the skin 350 is transmitted to the beam splitter 320 through the convex lens 340, the aiming lens 330. .
  • the two lights that meet again in the beam splitter 320 that is, the light reflected from the reference mirror 370 enter the beam splitter 320 through the aiming lens 360 and are reflected by the skin 350).
  • the convex lens 340 and the beam splitter 320 through the aiming lens 330 detect the image through the photo detector 400.
  • the image detected by the photo detector 400 the interference pattern is generated by the optical path difference of the two light meet again in the beam splitter 320, if the reference mirror 370 moves, the interference pattern also moves accordingly .
  • the image detected by the photo detector 400 is amplified by the amplifier 410, the noise is removed by the bandpass filter 425, and transferred to the analyzer 430 to be displayed.
  • the analyzer 430 may be a computer.
  • the light after dividing the light from the light source 310 into two using the beam splitter 320, the light enters each of the aiming lenses 330 and 360, and one side acquires a reference value.
  • the light source of obtains the signal reflected from the inside of the skin.
  • the values thus obtained are met at the beam splitter 320 again to form an interference fringe through the photodetector 400.
  • the measured data is amplified by the amplifier 410 and then passed through the bandpass filter 425 to the analyzer 430 to compose an image.
  • the image transmitted to the analyzer 430 is represented by the intensity (spectrum) according to the wavelength.
  • the image is represented by the intensity (spectrum) according to the depth, and the interference spectrum may be measured. Phase changes can be observed from Fourier-transformed data of this interference spectrum to observe structural changes in the skin.
  • 3D images can be acquired from 2 to 3 mm thick from the skin section with a spatial resolution of 5 ⁇ m ⁇ 5 ⁇ m ⁇ 5 ⁇ m.
  • Bessel Beam technology that maintains the focus over a long distance using a laser, it increases the contrast of the image in the depth direction compared to the existing OCT equipment and adds the speckle analysis to the functional image. It can be used.
  • Bessel beam is an optical technique used in optical tweezers or optical communication, which increases the distance that light can penetrate in the depth direction in the interferometer fabrication and absorption medium, and also increases the distance for a certain depth of transmission. It can keep the intensity of light.
  • FIG. 8 is a block diagram illustrating an OCT (BLB OCT) system using a vessel beam according to another embodiment of the present invention.
  • the light emitted from the light source 310 is transmitted through the optical fiber 315, and the light emitted from the exit end of the optical fiber 315 is converted into parallel light by the aiming lens 415 mounted at the exit end of the optical fiber 315. And is transferred to the Axicon 420.
  • the Axicon 420 is a Bessel beam generating element for generating a Bessel beam, and is a special lens having one surface conical and the other flat. At this time, the plane surface of the excicon 420 is disposed to face the light source.
  • Bessel beams are non-diffraction beams of concentric rings that have the same power as the center ring, and because Bessel beams actually require infinite energy, they cannot be technically generated, but the correlated Mate Gaussian beam and the cone lens (exicon) By using it, it is possible to generate a beam close to the vessel distribution.
  • a beam close to the Bessel distribution is referred to as a Bessel beam.
  • a spherical lens 431 is positioned to be spaced apart from the conical surface of the excicon 420 to generate a Bessel beam, and the Bessel beam thus generated is transmitted to the first beam steering unit 440.
  • the first beam steering unit 440 is composed of two lenses 443 and 447 to adjust the traveling direction of the beam.
  • the first beam steering unit 440 may be formed of two convex lenses, and convex portions of the two convex lenses face each other to be steered by curvature of the convex portions.
  • the excicon 420 and the spherical lens 431 may be referred to as a vessel beam generator.
  • the vessel beam emitted from the first beam steering unit 440 is transmitted to the galvano mirror (GALVO scanner) 450.
  • GALVO scanner galvano mirror
  • the galvano mirror (GALVO scanner) 450 is a means in which two mirrors are vertically arranged to perform a two-dimensional scan, and receives a Bessel beam incident from the excicon 420 through the first beam steering unit 440. The light is sequentially emitted to the skin (sample) 350 through the second beam steering unit 460 as it rotates.
  • the second beam steering unit 460 includes two lenses 463 and 467, and adjusts the traveling direction of the Bessel beam incident from the galvano mirror (GALVO scanner) 450 to the skin (sample) 350.
  • the vessel beam emitted to the skin (sample) 350 forms a vessel distribution and is focused on a specific portion of the superficial fascia of the skin (sample) 350, that is, the SMAS muscle layer.
  • the beam reflected from a specific portion of the SMAS muscle layer is transmitted to the mirror 480 through the second beam steering unit 460, the galvano mirror (GALVO scanner) 450, and the first beam steering unit 440.
  • the light reflected by 480 is transmitted to the optical detector 400 through the optical lens 410 through the collimating lens 490, thereby making the interference fringe through the photodetector 400.
  • the output of the photodetector 400 is amplified by the amplifier 410 and then passed through the bandpass filter 425 to the analyzer 430 to compose an image.
  • Coherent light with cross-sectional intensity in the form of a Bessel function does not cause light to spread for a certain distance as the medium advances in the depth direction, and it is better than a field of view (FOV) scanner by using a galvano mirror (GALVO scanner) 450.
  • the wider area can be scanned by adjusting the angle of the galvano mirror (GALVO scanner) 450.
  • a free space optical element called Axicon, which has a conical surface, is used.
  • the alignment of each element is important.
  • the length of the optical needle generated at this time is about 1.6mm.
  • the tissue internal structure obtained using the BLB OCT is clearer than the images obtained using the general OCT. Noise is significantly reduced.
  • FDML high speed Fourier domain mode locking
  • FIG. 9 is an explanatory diagram illustrating the display of skin tissue images using a speckle analysis technique from capillary images of skin.
  • FIG. 9 is an example of an image showing a skin tissue image and a capillary state of the skin using a speckle analysis technique.
  • FIG. 9 shows the intensity (spectrum) according to the depth when the FFT of the image transmitted to the analyzer 430 is provided, and FIG. 9 (c) is transmitted to the analyzer 430.
  • the image is represented by a scan.
  • the a scan displays the amplitude of the ultrasonic wave that has changed with respect to time, that is, the ultrasonic signal is displayed such that the traveling time of the ultrasonic wave on the X-axis and the amplitude of the ultrasonic signal amplitude on the Y-axis.
  • FIG 10 is an explanatory diagram for explaining the configuration of the skin diagnosis and treatment system combined with the OCT device and the ultrasonic control system.
  • FIG. 10 is mounted on a galvano mirror (GALVO scanner) 450 in the middle of an ultrasonic transducer composed of two ultrasonic transducers of FIG. 2.
  • GALVO scanner galvano mirror
  • FIG. 10A is a cross-sectional view (AA ′) of the ultrasonic transducer 50 mounted on the galvano mirror (GALVO scanner) 450
  • FIG. 10B is a galvano mirror (GALVO scanner) 450 ) Is a plan view of the ultrasonic transducer 50 mounted in.
  • FIG. 10 although only a galvano mirror (GALVO scanner) 450 is mounted in the middle of an ultrasonic transducer composed of two ultrasonic transducers, the present invention is not intended to limit the present invention. In the middle, a part or all of the OCT device for diagnosing skin is included to constitute a skin diagnosis and treatment system.
  • GALVO scanner galvano mirror
  • a galvano mirror (GALVO scanner) 450 and a second beam steering unit 460 may be mounted at an intermediate portion of the ultrasonic transducer composed of two ultrasonic transducers.
  • Ultrasonic control device for anti-aging is based on the core hand unit of the form as shown in Figure 10, by combining the BLB OCT diagnosis system can be configured to be a multi-functional system to perform the image (diagnosis) and the procedure (treatment) at the same time .
  • the ultrasonic beam generated through the ultrasonic transducer 50 and the ultrasonic output unit 60 of FIG. 10 is a sector vortex beam, and the present invention uses an advanced sector vortex technique.
  • a special three-dimensional wavelength called a vortex, is a form that produces a three-dimensional wave that rises upward in addition to the two-dimensional way in which the wavelength itself spins round and outward.
  • FIG. 10 is an example of an ultrasonic probe in which two ultrasonic transducers for anti-aging are combined with a BLB OCT, which is a high resolution optical coherence tomography imaging technique.
  • BLB OCT is a high resolution optical coherence tomography imaging technique.
  • An example of arranging a BLB OCT device in the middle between the ultrasound transducers so as to obtain a high resolution image for diagnosis and treatment at the same time as ultrasound stimulation is shown. Placed BLB OCT allows internal scanning of large areas through each adjustment.
  • the present invention is not limited to the position of the BLB OCT GALVO scanner, the ultrasonic transducer and the BLB OCT diagnostic system of all the various forms that are included in the concept and technology range that can be produced by applying in an appropriate form according to the shape and shape of the ultrasonic transducer. Of course it is included.
  • Ultrasonic transducer of the present invention can treat a large area at the same time, can deliver energy only to the desired position through phase control, and at the same time using the BLB OCT image at the same time high resolution of structural and morphological changes of the skin tissue by ultrasonic energy It is the first skin diagnosis / treatment system (Skin Theragnostic System) that can be diagnosed and treated simultaneously.
  • Skin Theragnostic System Skin Theragnostic System
  • FIG. 11 is a block diagram illustrating an OCT device for skin diagnosis according to another embodiment of the present invention.
  • Light from the light source 310 is divided into two beams in the beam splitter 320.
  • the light source 310 may be a white light source.
  • One of the beams divided into two beams in the beam splitter 320 is transmitted to the reference mirror 370, and the light reflected from the reference mirror 370 is transmitted to the beam splitter 320 again.
  • the other of the beams divided into two beams in the beam splitter 320 is transmitted to the rotatable reflector 520 via a focusing unit 510 and reflected by the rotatable reflector 520.
  • the beam is transmitted to the hemispherical lens 540 via a lens unit 530 consisting of two lenses 533 and 537.
  • Light transmitted to the hemispherical lens 540 is focused by the hemispherical lens 540 and is transmitted to the skin 350.
  • the light reflected from the rotating reflector 520 is transmitted to the skin 350 through the lens unit 530 and the hemispherical lens 540, and is sequentially transmitted according to the rotation of the rotating reflector 520.
  • the light reflected by the rotatable reflector 520 may be referred to as a sample beam 600 as light irradiated to the skin (sample).
  • the steering lens unit 530 is composed of two lenses 533 and 537 to adjust the traveling direction of the beam.
  • the two lenses 533 and 537 are convex lenses and are arranged so that the convex portions of the two convex lenses face each other, so as to be steered by the curvature of the convex portions.
  • the hemispherical lens 540 is one side is a flat surface and the other side is a spherical lens, the hemispherical lens 540 is installed so that the flat surface is located on the side connecting to the skin and the spherical surface is located toward the steering lens unit 530 side. .
  • the spherical surface of the hemispherical lens 540 is a spherical aberration removing surface.
  • Optik 3 p is Known at 318.
  • An immersion layer 560 is positioned below the hemispherical lens 540, and a skin 350 is positioned below the immersion layer 560, and is in contact with the immersion layer 560.
  • a hole 550 is positioned at the skin interface 570. In this case, the hole 550 is positioned at the center of the flat surface of the hemispherical lens 540.
  • the immersion layer 560 is a layer filled with immersion liquids having different refractive indices, and immersion oil may be used as the immersion liquid.
  • the hole 550 may be a hole previously drilled in the skin surface portion for scanning light.
  • the light reflected from the skin 350 is transmitted to the rotatable reflector 520 through the immersion layer 560, the hemispherical lens 540, the steering lens unit 530, and according to the rotation of the rotatable reflector 520.
  • the light is sequentially transmitted, and the light reflected by the rotary reflector 520 is transmitted to the beam splitter 320 through the focusing lens 510.
  • the beam splitter 320 In the beam splitter 320, the light reflected by the reference mirror 370 and the light incident through the focusing lens 510 at the rotary reflector 520 are combined to form a dispersion grating 403 via the collimating lens 407. Is passed to.
  • the light transmitted to the dispersion grating 403 is dispersed in the dispersion grating 403, and the distributed light is transmitted to the photo detector 400 through the focusing lens 405 to detect an image.
  • the dispersion grating 403 is a means for obtaining a spectrum by reflecting the reflected light into wavelengths, and may be formed of a diffraction grating.
  • the light source 310 is a white light source
  • the light that focuses on the skin through the hemispherical lens 540 has a different focal position in the skin for each wavelength band, and the light reflected from the skin 350 is dispersed in the dispersion grid 403 to emit light.
  • the detector 400 By detecting by the detector 400, light can be detected at a different position for each wavelength band.
  • changes in depth ie anti-aging treatment effects
  • the image detected by the photo detector 400 is transferred to the analyzer 430, and analyzed or displayed by the analyzer 430.
  • the intensity (spectrum) according to the depth may be represented, and the interference spectrum may be measured. Phase changes can be observed from Fourier-transformed data of this interference spectrum to observe structural changes in the skin.
  • the present invention in the middle of the ultrasonic transducer consisting of two ultrasonic transducer elements, including a part or all of the OCT device for skin diagnosis, to enable skin treatment and diagnosis.
  • the OCT device for diagnosing skin may use FIGS. 7, 8, and 11.
  • the present invention enables to realize multi-focus by electronically adjusting the phase difference between the elements of the array elements to simultaneously stimulate a large area of the skin within a short time, and also OCT that can check the condition of the skin at high resolution
  • OCT optical coherence tomography

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Abstract

본 발명은, 항 노화를 위해, 비 침습적으로 표피를 통한 자극을 통해 피부 재생에 효과를 가져오는, 비 침습적 초음파 피부 재생 시스템과, 서로 음파에 의한 간섭이 없는 상태에서 피부단층에 대한 고 해상도를 갖는 영상기법인 OCT 영상이 결합되어, OCT 영상을 통해 진단 및 실시간 치료 효과 확인이 가능하며, 또한 다중 초점 개념을 적용한 초음파 피부 재생 시스템을 구현하게 되는, 피부 진단 및 치료 시스템에 관한 것이다. 본 발명은, 초음파 변환기를 구비하여 초음파를 발생하여 피부를 치료하게 하는 초음파 제어 장치와, 갈바노 미러를 구비하여 갈바노 미러의 회전에 따라 광원에서 발생한 광을 순차적으로 피부에 출사하고 피부로부터 반사된 광을 순차적으로 광 검출기로 검출하여 피부단층에 대한 영상을 검출하는 OCT(Optical Coherence Tomography) 장치를 구비하는 피부 진단 및 치료 장치에 있어서, 초음파 변환기는, 제1초음파 변환소자; 제1 초음파 변환소자와 이격되어 있으며, 대칭을 이루도록 배치된 제2 초음파 변환소자; 제1 초음파 변환소자와 제2 초음파 변환소자의 중앙에 위치되는 갈바노 미러;를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 한다. 초음파 변환기는 갈바노 미러의 위에, 2개의 볼록렌즈로 이루어진 제2 빔조향부를 더 구비하되, 상기 2개의 볼록렌즈의 볼록한 부분이 서로 마주보도록 배치된다. 또한, OCT 장치는, 광원으로부터의 광으로부터 베셀 빔을 발생하는 엑시콘(Axicon); 2개의 볼록렌즈를 구비하되, 상기 2개의 볼록렌즈의 볼록한 부분이 서로 마주보도록 배치되어, 엑시콘에서 출사한 광의 진행방향을 조정하여 상기 베셀빔을 갈바노 미러로 전달하는 제1 빔조향부; 갈바노 미러의 회전에 따라 베셀 빔은 제2 빔조향부(460)을 통해 피부에 출사하고, 피부로부터 반사된 베셀 빔은 제2 빔조향부, 갈바노 미러, 제1 빔조향부를 통해 거울로 전달되고, 거울에서 반사된 광을 검출하는 광 검출기;를 더 포함하여 이루어진다.

Description

항 노화를 위한 초음파와 OCT를 결합한 피부 진단 및 치료 시스템
본 발명은, 항 노화를 위해, 비 침습적으로 표피를 통한 자극을 통해 피부 재생에 효과를 가져오는, 비 침습적 초음파 피부 재생 시스템 (Anti-Aging Skin Theragnostic System)과, 서로 음파에 의한 간섭이 없는 상태에서 피부단층에 대한 고 해상도를 갖는 영상기법인 OCT(Optical Coherence Tomography) 영상이 결합되어, OCT 영상을 통해 진단 및 실시간 치료 효과 확인이 가능하며, 또한 다중 초점 개념을 적용한 초음파 피부 재생 시스템을 구현하게 되는, 피부 진단 및 치료 시스템에 관한 것이다.
최근들어 고령화 및 피부 미용에 대한 관심이 한층 높아지고 있다.
현재 항 노화를 위한 의료 장비는 레이저를 이용한 방식의 치료 기기와 고주파를 이용한 치료 기기, 초음파를 이용한 치료기기 등이 있다.
기존의 피부 재생 시스템은 마취를 통해 통증을 줄인 뒤에 수행되거나, 넓은 부위를 기계적인 스캐닝을 통해 순차적으로 치료하는 방식을 사용하여 적용 시간이 오래 걸리는 제한점이 있다. 또한, 기계적 스캐닝을 할 때 별도의 소형 초음파 영상용 프로브를 함께 사용하여 영상을 동시에 제공해야 하나, 초음파간의 간섭에 의하여 치료 중에 초음파 영상을 동시에 획득할 수 없다.
또한, 최근 연구되는 피부 재생 시스템은 기다란 초음파 변환기를 활용하여 피부를 한 줄로 길게 치료하고 이를 통해 스캐닝하는 시간을 줄일 수 있는 방식을 보여주고 있으나, 이 또한 여전히 많은 시간이 요구된다
따라서 종래기술의 경우에 있어서, 첫째, 초음파 영상의 한계에 의하여 영상 해상도가 낮으며, 초음파간의 간섭에 의하여 치료 중에 초음파 영상을 동시에 획득할 수 없다는 단점이 있다.
둘째, 2차원의 피부 영역을 전부 치료하기 위해서는 기존의 기계적 스캐닝이나 하나의 줄로 이루어진 초점군을 이용하는 경우 많은 시간이 요구된다. 따라서 얼굴 전체 치료를 위한 시술 시간이 한 시간 이상 소요되어 시술자 및 피 시술자에게는 불편을 겪게 될 뿐만 아니라 이로 인한 시스템의 과부하에 의해 열 발생 등의 역 효과가 발생할 수 있는 단점이 있다.
셋째로, 치료와 동시에 정확한 시술 부위의 치료 여부를 판단할 수 있는 고 해상도의 진단 시스템의 부재로 실시간으로 치료의 여부를 확인하기 힘들다는 단점이 있다.
그러므로 현재 항 노화를 위한 피부 재생 시스템은 피부 재생을 위한 치료 시술 중에도 안전성을 보장할 영상기법이 더해진, 비침습적이며 부작용이 없는 피부 재생 시스템이 요구된다.
비 침습적으로 표피를 통한 자극을 통해 피부 재생에 효과가 있는 장비로 초음파 자극 시스템이 적절하며, 서로 음파에 의한 간섭이 없는 상태에서 피부단층에 대한 가장 세밀한 해상도를 갖는 영상기법으로는 OCT의 결합이 가장 적합하다고 할 수 있다.
이를 위해, 본 발명자들은 국내 등록특허 제10-1352507호 초음파 발생 장치 및 초음파 진동자를 특허 등록한 바 있다.
국내 등록특허 제10-1352507호의 초음파 발생장치는 대칭적인 두 개의 소자로 구성된 적어도 한 쌍의 음파 변환기(transducer) 소자를 포함하며, 상기 소자간 위상차에 따라 적어도 하나의 초점영역을 갖는 초음파가 발생 되는 초음파 진동자, 상기 초음파 진동자를 구동시키는 초음파 구동부, 상기 음파 변환기 소자간의 위상차를 변화시키면서 상기 초음파의 초점 영역의 수가 조정되도록, 상기 초음파 구동부를 제어하는 제어부 및 상기 초음파 진동자에서 발생한 초음파를 피부에 조사하는 초음파 출력부를 포함하여 구성된다.
국내 등록특허 제10-1352507호는 초음파 치료만 고려한 장치로서, 치료 중에 초음파 영상을 동시에 획득하는 수단은 부과되어 있지 않다.
따라서, 비 침습적 초음파 피부 재생 시스템(Anti-Aging Skin Theragnostic System)과, 서로 음파에 의한 간섭이 없는 상태에서 피부단층에 대한 고 해상도를 갖는 영상기법인 OCT(Optical Coherence Tomography) 영상이 결합되어, OCT 영상을 통해 진단 및 실시간 치료 효과 확인이 가능하며, 또한 다중 초점 개념을 적용한 초음파 피부 재생 시스템을 구현하게 되는, 피부 진단 및 치료 시스템이 요망된다.
항 노화를 위한 피부 진단 및 치료 기술에 있어서, 일반적으로, 표층근건막계에 적절한 자극이 가해지는 경우 피부 재생을 활성화시키게 되어 항 노화가 가능하다.
주름 발생의 근본적인 원인이 되는 피부층은 섬유근막층의 표층근건막계(SMAS: Superficial Muscular Aponeurotic System) 이며, 피부의 가장 외부 근육 조직이다. 피부 조직은 표피층, 진피층, 피하지방, SMAS 근육층의 순으로 나눠지는데 표층 근건막계는 SMAS 근육층을 뜻한다. 따라서, 표층근건막계에 적절한 자극이 가해지게 되면, 피부 재생을 활성화되게 되고, 이를 통해 항 노화가 가능하다.
초음파는 암치료 (HIFU: High Intensity Focused Ultrasound), 피부 약물 전달, 유전자 치료 등에 이용되고 있는 치료 기법으로, 비침습적 치료가 가능하며 적용 부위에 따라 적절한 초음파 변환기의 중심 주파수 및 소자 크기, 초점 깊이, 초점 크기 등을 조절하여 원하는 치료 부위(초점 크기 3mm3 이하 가능)를 선택적으로 적용할 수 있다.
OCT(Optical Coherence Tomography) 기술은 생물 의료 영상, 안구 측정 영상, 불투명 조직 영상 등에 활용되고 있는 광 간섭 단층영상 기술로, 5μm 수준의 피부단층에 대한 가장 세밀한 해상도를 얻을 수 있는 기술이다. 이러한 광 간섭 단층 영상 기법인 OCT는 각종 피부 질환의 연구에 적용될 수 있다.
본 발명이 해결하고자 하는 과제는, 항 노화를 위해, 비 침습적으로 표피를 통한 자극을 통해 피부 재생에 효과를 가져오는, 비 침습적 초음파 피부 재생 시스템과, 서로 음파에 의한 간섭이 없는 상태에서 피부단층에 대한 고 해상도를 갖는 영상기법인 OCT 영상이 결합 되어, OCT 영상을 통해 진단 및 실시간 치료 효과 확인이 가능하며, 또한 다중 초점 개념을 적용한 초음파 피부 재생 시스템을 구현하게 되는, 피부 진단 및 치료 시스템을 제공하는 것이다.
본 발명이 해결하고자 하는 다른 과제는, 3mm 깊이 영상을 위한 풀 레인지(full range) 기법 이용한 OCT 모듈과 신속한 치료를 위한 섹터 보텍스(sector vortex, 부체꼴 소용돌이) 기법이 적용된 초음파 모듈을 구비하여 치료(therapy)와 진단(diagnosis)이 동시에 가능한 써라그노스틱(Theragnostic) 시스템을 구현하는, 피부 진단 및 치료 시스템을 제공하는 것이다.
본 발명이 해결하고자 하는 다른 과제는, 피부 재생을 위한 치료 시술 중에도 안전성을 보장할 영상기법이 더해지며, 비침습적이며 부작용이 없는 피부 재생 시스템을 구현하는, 피부 진단 및 치료 시스템을 제공하는 것이다.
본 발명이 해결하고자 하는 다른 과제는, 초음파 피부 재생 시스템이 배열형 소자들의 소자간 위상차를 전자적으로 조절함으로써 다중 초점을 구현할 수 있게 되어 짧은 시간 내에 넓은 영역의 피부를 동시에 자극할 수 있게 해주며, 또한 피부의 상태를 고 해상도로 확인할 수 있는 OCT 기술을 결합함으로써 치료 전 진단 및 치료와 동시에 상태 변화를 실시간으로 확인할 수 있어 보다 안전하고 정확하게 진단 및 치료를 할 수 있게 하는, 피부 진단 및 치료 시스템을 제공하는 것이다.
상기 과제를 해결하기 위해, 본 발명은, 초음파 변환소자들을 구비하여 초음파를 발생하여 피부를 치료하게 하는 초음파 제어 장치와, 갈바노 미러를 구비하여 갈바노 미러의 회전에 따라 광원에서 발생한 광을 순차적으로 피부에 출사하고 피부로부터 반사된 광을 순차적으로 광 검출기로 검출하여 피부단층에 대한 영상을 검출하는 OCT(Optical Coherence Tomography) 장치를 구비하는 피부 진단 및 치료 장치에 있어서, 초음파 변환기는, 제1초음파 변환소자; 제1 초음파 변환소자와 이격되어 있으며, 대칭을 이루도록 배치된 제2 초음파 변환소자;제1 초음파 변환소자와 제2 초음파 변환소자의 중앙에 위치되는 갈바노 미러;를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 한다.
상기 피부 진단 및 치료 장치는 갈바노 미러의 위에, 2개의 볼록렌즈로 이루어진 제2 빔조향부를 더 구비하되, 상기 2개의 볼록렌즈의 볼록한 부분이 서로 마주보도록 배치된다.
상기 OCT 장치는, 광원으로부터의 광으로부터 베셀 빔을 발생하는 엑시콘(Axicon); 2개의 볼록렌즈를 구비하되, 상기 2개의 볼록렌즈의 볼록한 부분이 서로 마주보도록 배치되어, 엑시콘에서 출사한 광의 진행방향을 조정하여 상기 베셀빔을 갈바노 미러로 전달하는 제1 빔조향부; 갈바노 미러의 회전에 따라 베셀 빔은 제2 빔조향부(460)을 통해 피부에 출사하고, 피부로부터 반사된 베셀 빔은 제2 빔조향부, 갈바노 미러, 제1 빔조향부를 통해 거울로 전달되고, 거울에서 반사된 광을 검출하는 광 검출기;를 포함하여 이루어진다.
상기 피부 진단 및 치료 장치는 엑시콘(Axicon)과 제1 빔조향부의 사이에 구면렌즈가 더 구비되며, 구면렌즈는 엑시콘의 원추형인 면에서 이격되어 있다.
거울은 구면렌즈와 제1 빔조향부의 사이에 구비된다.
또한, 본 발명은, 초음파 변환소자들을 구비하여 초음파를 발생하여 피부를 치료하게 하는 초음파 제어 장치와, 회전형 반사거울을 구비하여 회전형 반사거울의 회전에 따라 광원에서 발생한 광을 순차적으로 피부에 출사하고 피부로부터 반사된 광을 순차적으로 광 검출기로 검출하여 피부단층에 대한 영상을 검출하는 OCT(Optical Coherence Tomography) 장치를 구비하는 피부 진단 및 치료 장치에 있어서, 제1초음파 변환소자; 제1 초음파 변환소자와 이격되어 있으며, 대칭을 이루도록 배치된 제2 초음파 변환소자; 제1 초음파 변환소자와 제2 초음파 변환소자의 중앙에 위치되는 회전형 반사경;을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 한다.
상기 피부 진단 및 치료 장치는, 회전형 반사거울의 위에, 2개의 볼록렌즈로 이루어진 조향 렌즈부를 더 구비하되, 상기 2개의 볼록렌즈의 볼록한 부분이 서로 마주보도록 배치되며, 상기 조향 렌즈부 위에, 일측은 구면을 이루고 다른 일측은 평탄한 면을 이루는 반구형 렌즈를 더 구비하되, 반구형 렌즈의 구면이 조향 렌즈부 측을 향하도록 배치된다.
상기 OCT 장치는, 광원으로부터 나온 광은 빔분배기에서 2개의 빔으로 나눠지게 되며, 빔분배기에서 2개의 빔으로 나누어진 빔 중 하나의 빔은, 기준 거울로 전달되고, 기준 거울에서 반사된 광은 다시 빔분배기로 전달되며, 빔분배기에서 두개의 빔으로 나누어진 빔 중 다른 하나의 빔은, 포커싱 렌즈(focusing unit)를 거쳐 회전형 반사경으로 전달되고, 회전형 반사경의 회전에 따라 회전형 반사경에서 반사된 광은 조향 렌즈부와 반구형 렌즈를 통해 피부로 전달되며, 피부에서 반사된 광은 반구형 렌즈, 조향 렌즈부를 통해 회전형 반사경으로 전달되어, 회전형 반사경의 회전에 따라 포커싱 렌즈를 거쳐 빔분배기로 전달된다.
상기 빔분배기에서, 기준 거울에서 반사된 광과, 회전형 반사경의 회전에 따라 포커싱 렌즈를 거쳐 빔분배기로 전달된 광이 합쳐져, 조준 렌즈를 거쳐 분산격자로 전달되어 분산되고, 분산된 광은 포커싱 렌즈를 통해 광 검출기로 전달되어, 영상을 검출하도록 이루어진다.
반구형 렌즈와 피부 사이에는 침지층이 위치되고, 침지층과 접촉되는 피부 경계면에 홀(hole)을 구비한다.
광원은 백색광원이다.
또한, 본 발명은, 초음파 변환소자들을 구비하여 초음파를 발생하여 피부를 치료하게 하는 초음파 제어 장치; 광원으로부터 입사된 광을 광분배기에서 2개의 빔으로 나누어, 상기 2개의 빔 중 하나의 빔은 기준 거울로 전달되고 상기 기준 거울에서 반사된 광은 다시 빔분배기로 전달되며, 상기 2개의 빔 중 다른 하나의 빔은 볼록렌즈를 통해 피부에 집속되며, 피부에서 반사된 광은 볼록렌즈를 거쳐 빔분배기로 전달되고, 기준 거울에서 반사된 광과, 볼록렌즈를 통해 입사된 피부에서 반사된 광이, 빔분배기에서 합쳐져, 광 검출기를 통해 영상을 검출하는 OCT(Optical Coherence Tomography) 장치;를 구비하는 피부 진단 및 치료 장치에 있어서, 제1초음파 변환소자; 제1 초음파 변환소자와 이격되어 있으며, 대칭을 이루도록 배치된 제2 초음파 변환소자; 제1 초음파 변환소자와 제2 초음파 변환소자의 중앙에 위치되며, 피부에 광을 집속하며 피부에서 반사된 광을 빔분배기로 전달하는 볼록렌즈;를 구비하는 것을 특징으로 한다.
기준 거울은 회전하도록 이루어진다.
광 검출기에서 검출된 영상은, 빔분배기에서 합쳐진, 기준 거울에서 반사된 광과, 볼록렌즈를 통해 입사된, 피부에서 반사된 광의 광로차에 의해 간섭 무늬가 생기게 되며, 기준 거울의 이동에 따라 간섭 무늬도 이동한다.
제1 초음파 변환소자와 제2 초음파 변환소자의 위상차는 0도 또는 180도가 되도록 초음파를 발생시킬 수 있고, 초음파 초점 영역의 수는 각각 1개 또는 2개로 이루어진다.
광검출기에 검출된 영상은 증폭기를 통해 증폭된 뒤 대역통과 필터를 통과하여 분석부로 전달되며, 분석부는 수신된 영상을 FFT하여 깊이에 따른 강도(스펙트럼)로 나타내며, 상기 깊이에 따른 강도를 푸리에 변환한 데이터에서 위상을 측정하여 피부의 구조적 변화를 관찰한다.
본 발명의 피부 진단 및 치료 시스템에 의하면, 항 노화를 위해, 비 침습적으로 표피를 통한 자극을 통해 피부 재생에 효과를 가져오는, 비 침습적 초음파 피부 재생 시스템과, 서로 음파에 의한 간섭이 없는 상태에서 피부단층에 대한 고 해상도를 갖는 영상기법인 OCT 영상이 결합 되어, OCT 영상을 통해 진단 및 실시간 치료 효과 확인이 가능하며, 또한 다중 초점 개념을 적용한 초음파 피부 재생 시스템을 구현한다.
또한, 본 발명은, 3mm 깊이 영상을 위한 풀 레인지(full range) 기법 이용한 OCT 모듈과 신속한 치료를 위한 섹터 보텍스(sector vortex, 부체꼴 소용돌이) 기법이 적용된 초음파 모듈을 구비하여 치료(therapy)와 진단(diagnosis)이 동시에 가능한 써라그노스틱(Theragnostic) 시스템을 구현한다.
또한, 본 발명은, 피부 재생을 위한 치료 시술 중에도 안전성을 보장할 영상기법이 더해지며, 비침습적이며 부작용이 없는 피부 재생 시스템을 구현한다.
본 발명의 초음파 피부 재생 시스템은 배열형 소자들의 소자간 위상차를 전자적으로 조절함으로써 다중 초점을 구현할 수 있게 되어 짧은 시간 내에 넓은 영역의 피부를 동시에 자극할 수 있게 해주며, 또한 피부의 상태를 고 해상도로 확인할 수 있는 OCT 기술을 결합함으로써 치료 전 진단 및 치료와 동시에 상태 변화를 실시간으로 확인할 수 있어 보다 안전하고 정확하게 진단 및 치료를 할 수 있게 해준다.
도 1은 피부를 통한 초음파 자극의 개념을 설명하기 위한 설명도이다.
도 2는 본 발명의 일실시예에 의한 두 개의 소자로 구성된 초음파 변환기를 설명하기위한 모식도이다.
도 3은 본 발명의 초음파 변환기에서 두 개의 초음파 변환 소자의 배치를 3차원으로 나타낸 도면이다.
도 4는 도 3의 초음파 변환기의 각 평면에서의 음장분포를 시뮬레이션을 통해 얻은 값을 나타낸다.
도 5는 본 발명의 초음파 제어 장치의 구성을 설명하기 위한 블럭도이다.
도 6은 마이켈슨 간섭계를 설명하는 구성도이다.
도 7은 본 발명의 일실시예에 의한 피부 진단을 위한 OCT 장치을 설명하는 구성도이다.
도 8은 본 발명의 다른 일실시예에 의한 베셀 빔을 이용한 OCT 장치을 설명하는 구성도이다.
도 9는 피부의 모세혈관 영상으로부터 Speckle 분석 기법을 이용하여 피부 조직 영상을 나타내는 것을 설명하는 설명도이다.
도 10은 OCT 장치과 초음파 제어시스템이 결합된 피부 진단 및 치료 시스템의 구성을 설명하기 위한 설명도이다.
도 11은 본 발명의 다른 일실시예에 의한 피부 진단을 위한 OCT 장치을 설명하는 구성도이다.
이하, 본 발명에 의한 항 노화를 위한 초음파와 OCT를 결합한 피부 진단 및 치료 시스템을 첨부한 도면을 참조하여 상세히 설명한다.
도 1은 피부를 통한 초음파 자극의 개념을 설명하기 위한 설명도이다.
항 노화를 위해 초음파 자극을 이용한 피부치료시, 초음파 자극은 짧은 시간 내에 보다 넓은 피부 영역을 효과적으로 자극할 수 있어야 한다. 이를 위해서는 원하는 영역에 적절한 에너지를 집중할 수 있도록 초점형 초음파 변환기를 활용하여야 하며 또한 대칭적으로 구성된 초음파 변환기가 필요하다.
도 2는 본 발명의 일실시예에 의한 두 개의 소자로 구성된 초음파 변환기를 설명하기위한 모식도이다.
두 개의 초음파 변환 소자, 즉 제1초음파 변환소자(100) 및 제2초음파 변화소자(200)가 일체형을 이루어 하나의 초음파 변환기(50)를 이루며, 이를 위해, 제1초음파 변환소자(100) 및 제2초음파 변화소자(200)는 적절한 위치에 배치하여 동시에 적용할 수 있도록 이루어져야 한다. 즉, 두 개의 초음파 변환 소자(100, 200)를 결합하여, 마치 하나의 초음파 변환 소자로 이루어진 것처럼 보이는 초음파 변환기(50)를 나타낸다.
도 2의 (a)는 초음파 변환기(50)의 단면도(A-A' 단면도)이고, 도 2의 (b)는 초음파 변환기(50)의 평면도이다.
초음파 변환기(50)에서 제1초음파 변환소자(100)와 제2초음파 변화소자(200)는 서로 이격되어 장착되되, 중앙부를 기점으로 좌우 대칭을 이루도록 장착되며, 제1초음파 변환소자(100)와 제2초음파 변화소자(200)는 중앙부에 가까울수록 높이가 낮아지도록 이루어진다.
도 3은 본 발명의 초음파 변환기에서 두 개의 초음파 변환 소자의 배치를 3차원으로 나타낸 도면이고, 도 4는 도 3의 초음파 변환기의 각 평면에서의 음장분포를 시뮬레이션을 통해 얻은 값을 나타낸다. 도 4는 원래 컬러 영상이었으나, 여기서, 부득이하게, 흑백영상으로만 나타내야 하는 관계로 다소 영상이 희미하게 나타나 있다.
도 3은 제1초음파 변환소자(100)와 제2초음파 변화소자(200)는 서로 이격되어 장착되되, 중앙부를 기점으로 좌우 대칭을 이루도록 장착된다.
도 4는 두 개의 초음파 변환소자(100, 200)에서 발생된 음향 출력을 초점 영역에서 각 XZ평면, ZY평면, XY평면 음장의 형태를 보여주는 시뮬레이션 결과이다. 즉, 도 4의 (a)는 X축, Z축의 값을 달리하였을 때, 초음파 변환기(50)의 음장 분포를 시뮬레이션을 통해 얻은 값을 나타내며, 도 4의 (b)는 Z축, Y축의 값을 달리하였을 때, 초음파 변환기(50)의 음장 분포를 시뮬레이션을 통해 얻은 값을 나타내며, 도 4의 (c)는 X축, Y축의 값을 달리하였을 때, 초음파 변환기(50)의 음장 분포를 시뮬레이션을 통해 얻은 값을 나타낸다. 여기서, 음장의 강도는 색상으로 나타낸다.
도 4의 (a)의 XZ평면의 음장 분포에서, X축 값이 달리하더라도 Z축의 중간부분에 음장이 분포되며, 도 4의 (b)의 ZY평면의 음장 분포에서, Z축의 중간부분과 Y축의 중간부분에서 가장높은 강도를 가지는 음장분포를 가지며, 도 4의 (c)의 XY평면의 음장 분포에서, X축 값이 달리하더라도 Y축의 중간부분에 음장이 분포된다.
즉, 2개의 초음파 변환 소자(100, 200)를 포함하는 초음파 변환기(50)를 이용하여 마치 하나의 소자로 구성된 초음파 변환기와 같은 형태의 초점이 형성되는 것을 XZ평면, ZY평면, XY평면을 통해서 알 수 있다.
도 2 및 도 3의 초음파 변환 소자의 모양, 위치 및 각도는 본 발명을 한정하기 위한 것은 아니며, 본 발명의 초음파 변환기는 각각의 초음파 변환 소자의 모양, 위치 및 각도는 적용 부위에 따라 적절한 값을 적용하여 제작할 수 있음은 물론이다. 즉, 본 발명의 개념 및 기술 범위에 포함되는 모든 다양한 형태의 초음파 변환기를 포함한다.
초음파 변환기(50)의 전자적 위상 조절을 통해 초점 영역의 수 및 위치가 조절될 수 있게 하기위한, 초음파 제어 장치가 필요하다.
도 5는 본 발명의 초음파 치료를 위한 초음파 제어 장치의 구성을 설명하기 위한 블럭도로, 키입력부(25), 연산처리부(30), D/A 변환부(35), 초음파 구동부(40), 초음파 변환기(50), 초음파 출력부(60)를 포함하여 이루어진다.
키입력부(25)는 초음파 변환기간의 위상차를 조정하기 위해, 사용자가 제어 모드를 선택하는 수단으로, 소정모드들 중 선택할 수도 있고, 경우에 따라서는 사용자가 위상차값 등을 직접 입력하는 방식으로도 이루어질 수 있다. 또한, 경우에 따라서는 키입력부(25)는 생략가능하며, 이 경우에는 초음파 변환기간의 위상차가 공장출하시 정하여져 있을 수 있다.
연산처리부(30)는 초음파 구동부(20)를 제어하면서, 초음파 변환 소자간의 위상차를 변화시키도록 하여, 초음파의 초점 영역의 수를 조정한다. 특히, 연산처리부(30)는 소자간 위상차를 조정하기 위한 선택가능한 제어 모드를 구비할 수 있다. 즉, 연산처리부(30)는 키입력부(25)에서 수신된 제어모드에 따라, 또는 기 정하여져 있는 제어모드에 따라, 초음파 구동부(20)를 제어하면서, 초음파 변환 소자간의 위상차를 변화시키도록 하는, 초음파 구동부 제어신호를 생성하여, 초음파 구동부(20)로 전송한다.
초음파 구동부(40)는 초음파 변환기(50)를 구동시키는 수단으로, 연산처리부(30)의 초음파 구동부 제어신호에 따라 초음파 변환소자 구동신호를 생성하여 초음파 변환기(50)를 구동시키되, 초음파 변환기(50)의 초음파 변환소자간 위상을 달리하여 구동시킬 수 있다. 즉, 초음파 구동부(40)는 연산처리부(30)의 초음파 구동부 제어신호에 따라 특정 듀티(duty)를 갖는 연속적인 펄스를 갖는 초음파 변환소자 구동신호를 생성하되, 초음파 변환소자에 따라 위상을 달리하는 구동신호를 생성한다. 초음파 구동부(40)는 고속 MOSFET 드라이버(미도시), 양극 전압 MOSFET 증폭기(미도시)를 포함하여 이루어질 수 있다. 고속 MOSFET 드라이버는 연산처리부(30)의 초음파 구동부 제어신호에 따라 고속 MOSFET를 스위칭시켜, 고속 펄스신호를 생성하고, 양극 전압 MOSFET 증폭기는 고속 MOSFET 드라이버에서 출력한 고속 펄스신호를 증폭한다.
초음파 변환기(50)는 초음파 구동부(40)로 부터 수신된 초음파 변화소자 구동신호(전기 신호)로 초음파 변환소자를 구동하여, 초음파로 변환하는 수단이다. 초음파 변환기(50)는 복수개의 초음파 변환 소자(transducer)로 구성되어 소자간 위상차에 따라 복수의 초점 영역을 갖는 초음파가 발생 될 수 있다. 이때, 복수개의 초음파 변환 소자는 두 개씩 하나의 쌍을 이루면서 대칭으로 구성되어, 최소한 한 쌍을 구비하는 것이 바람직하다.
만약, 초음파 변환기(50)가 한 쌍의 초음파 변환 소자로 구성된다면, 즉 2개의 대칭적으로 구성된 초음파 변환 소자를 구비한다면, 소자간 위상차는 선택에 따라 0도 또는 180도가 되도록 초음파를 발생시킬 수 있고, 이에 따른 초음파 초점 영역의 수는 각각 1개 또는 2개가 될 수 있다.
초음파 변환기(50)를 구성하는 초음파 변환소자의 수는 두 개로 한정하지 않고 복수의 쌍을 사용할 수 있기 때문에, 사용되는 초음파 변환소자의 수에 따라서 위상차의 선택 범위는 증가할 수 있다.
이 경우, 초음파 변환소자간 위상차는 0도부터 180도까지 일정 간격으로 증가 또는 감소시킬 수 있고, 이에 따라 초점 영역의 수가 달라질 것이다. 이때, 증가 되는 간격은 초음파 변환소자의 쌍(예를 들면 두개의 소자가 하나의 쌍을 이루는)의 수로 180도를 나누어서 생성된 값으로 할 수 있다. 또는 초음파 변환소자의 수로 360도를 나누어서 생성된 값으로도 할 수 있다.
한 쌍의 초음파 변환소자를 구비한 경우 1개 또는 2개의 초점 영역을 가질 수 있지만, 두 쌍의 초음파 변환소자를 구비한다면 소자간 위상차를 0도, 90도 또는 180도가 되도록 조정할 수 있고, 이 경우 초점 영역은 각각 1개, 4개 또는 2개가 될 수 있다.
위상차를 조정하기 위한 선택은 사용자에 의해 선택되도록 사용자 조작부를 포함하도록 구성될 수도 있고, 위상차 자동 변환 방식을 통하여 일정 조건(예를 들면 시간의 변화)에 따라서 자동으로 변환되도록 할 수 있다.
한편 사용자 조작의 경우 사용자가 위상차를 직접 표기하여 선택하도록 할 수도 있지만, 좀 더 이해하기 용이한 표식을 사용하여 선택하도록 하는 것이 바람직하다.
초음파 출력부(60)는 초음파 변환기(50)에서 발생한 초음파를 피부에 조사하는 수단이다.
본 발명의 초음파 제어 장치은 초음파 변환기간의 위상차를 조정하기 위한 선택 가능한 제어 모드를 포함하고 있으며 각각의 초음파 변환기간의 위상차는 0°부터 360°까지 일정 간격의 특정 선택 수로 증가 또는 감소시킬 수 있도록 이루어진다. 여기서 일정 간격이란 초음파 변환 소자의 수로 360도를 나누어 생성된 값을 말한다. 이와 같은 위상차 제어를 통해 초점 영역의 수 및 위치 조정이 가능하도록 할 수 있으며 선택 가능한 제어 모드를 제공하여 사용자의 편의를 제공할 수 있다.
특히, 두 개의 초음파 변환소자를 180°위상으로 구동하는 경우 중심축을 중심으로 두 줄의 초음파 군을 형성할 수 있으며, 이는 피부의 넓은 면적을 동시에 치료할 수 있기 때문에 시술 시간을 기계적 스캐닝하는 경우에 비교하여 매우 빠르게 마칠 수 있다. 즉 최초 두 개의 초음파 변환소자를 같은 위상의 구동으로 중심부에 한 줄 형태의 치료부위를 형성하고, 이후 180°위상 구동을 통하여 추가적으로 두 줄 형태의 치료 부위를 형성함으로써 짧은 시간에 세 줄 형태의 초점군은 기계적 스캐닝 없이 구현할 수 있다.
두 개의 초음파 변환소자로 분리하는 경우 또 다른 장점은 두 초음파 변환소자간의 사이에 레이저빔이 투과될 수 있는 공간이 생성됨으로써 치료 대상인 피부의 중심축에 대한 OCT영상을 획득할 수 있다는 점이다.
본 발명을 통해 특히 다채널 초음파 변환기의 위상을 조절하여 원하는 영역 및 위치에 두 개 이상의 초점(단일 초점 포함)을 형성하거나 넓은 부위에 초음파 에너지를 전달할 수 있게 된다. 즉, 두 개의 초음파 변환 소자를 이용한 피부 재생용 초음파 변환기와 초음파 위상 제어 시스템을 활용하여 비 침습적으로 넓은 부위를 동시에 또는 원하는 부위에 적용할 수 있게 되므로 빠른 시간 내에 치료를 완료할 수 있게 된다. 또한 위상조절을 통한 다양한 형태의 음장 분포 결과를 미리 저장하여 선택 가능한 제어모드를 실행할 수 있도록 하여 사용자에게 편의를 가져다 줄 수 있다.
다음은 본 발명의 OCT(Optical Coherence Tomography) 영상처리 방법에 대해서 설명한다.
OCT는 광학적인 방법을 이용하여 비 침습적으로 생체 조직의 단층 영상 및 횡 단면의 구조적 형태를 측정할 수 있는 기술로, OCT 원리는 매질로 빛을 투과시켜 매질 내에서 반사되는 빛의 시간차이를 이용하여 고 해상도의 영상을 구성한다. 광학 영상인 OCT는 현재 임상 연구에서 주로 투명한 눈의 구조적 특성으로 인해 안구 검사에 주로 활용되고 있으며, 또한 OCT는 광학적 생체 검사 및 세포나 조직의 기능 등의 형태학적 연구에 매우 유용하게 쓰일 수 있다.
본 발명에서는 하나의 광원(Light Source)로부터 발생된 빛을 빔분배기(Beam splitter)에서 직각 방향의 두 갈래의 빔(광)으로 나누어 지게 되어, 하나의 빔(광)은 기준 거울(Reference morror)에서 반사되어 빔분배기로 다시 오며, 다른 하나의 빔(광)은 샘플(sample)에서 반사되어 빔분배기로 다시 오게 되어, 이렇게 다시 만나게 되어 광 검출기(detector)에서 간섭 무늬의 상을 만드는 마이켈슨 간섭계 (Michelson Interferometer)를 이용하여 시스템을 구성한다. 도 6은 마이켈슨 간섭계를 설명하는 구성도이고, 본 발명은 이와 같은 마이켈슨 간섭계를 이용한 고 해상도 피부 진단 시스템을 구성한다.
도 7은 본 발명의 일실시예에 의한 피부 진단을 위한 OCT 장치(영상검출장치)을 설명하는 구성도이다.
광원(310)으로부터 나온 광은 빔분배기(320)에서 2개의 빔으로 나눠지게 된다.
빔분배기(320)에서 2개의 빔으로 나누어진 빔 중 하나의 빔은, 조준 렌즈(Collimating Lens)(360)로 입사되며, 조준 렌즈(360)에 입사된 광은 평행광으로 변환되어 기준거울(Scanning reference morror)(370)로 전달되고, 기준 거울(370)에서 반사된 광은 다시 조준 렌즈(360)를 거쳐 빔분배기(320)로 전달된다. 여기서 기준 거울(370)은 회전(이동)하도록 이루어질 수 있다. 경우에 따라서 빔분배기(320) 대신에 광 결합기(coupler)를 사용할 수 있다.
빔분배기(320)에서 두개의 빔으로 나누어진 빔 중 다른 하나의 빔은, 조준 렌즈(Collimating Lens)(330)로 입사되며, 조준 렌즈(330)에 입사된 광은 평행광으로 변환되어 볼록렌즈(convex lens)(340)를 통해 피부(샘플)(350)에 집속되며, 피부(350)에서 반사된 광은 볼록렌즈(340), 조준 렌즈(330)를 거쳐 빔분배기(320)로 전달된다.
이렇게 빔분배기(320)에서 다시 만나게 된 2개의 광(즉, 기준 거울(370)에서 반사된 광이 조준 렌즈(360)를 거쳐 빔분배기(320)로 들어오고, 피부(350)에서 반사된 광이 볼록렌즈(340), 조준 렌즈(330)를 거쳐 빔분배기(320)로 들어옴)이 광 검출기(detector)(400)를 통해 영상을 검출하게 된다. 이때 광 검출기(400)에서 검출된 영상은, 빔분배기(320)에서 다시 만나게 된 2개의 광의 광로차에 의해 간섭 무늬가 생기게 되며, 기준 거울(370)을 이동시키면 이에 따라 그 간섭 무늬도 이동한다.
광 검출기(400)에서 검출된 영상은 증폭기(410)을 통해 증폭되고, 대역통과 필터(425)에서 잡음을 제거하고, 분석부(430)로 전달되어, 디스플레이하게 된다. 분석부(430)는 컴퓨터로 이루어질 수 있다.
즉, 다시말해, 빔분배기(320)를 이용하여 광원(310)으로부터의 광을 둘로 나눠준 뒤, 각각의 조준 렌즈(330, 360)로 들어가게 되며, 한쪽은 기준이 되는 값을 획득하며, 또 하나의 광원은 피부 내부로부터 반사된 신호를 획득한다. 이렇게 획득된 값은 다시 빔분배기(320)에서 만나 광검출기(400)를 통해 간섭 무늬를 만들게 된다. 측정된 데이터는 증폭기(410)를 통해 증폭된 뒤 대역통과 필터(425)를 통과하여 분석부(430)로 전달되어 영상을 구성하게 된다.
분석부(430)에 전달된 영상은 파장에 따른 강도(스펙트럼)로 나타내게 되며, 이를 FFT하게 되면 깊이에 따른 강도(스펙트럼)로 나타내게 되며, 이를 간섭 스펙트럼를 측정할 수 있다. 이 간섭 스펙트럼을 푸리에 변환한 데이터에서 위상을 측정하여 피부의 구조적 변화를 관찰할 수 있다.
OCT를 이용할 경우 5μm×5μm×5μm의 공간 분해능으로 피부 단면으로부터 2~3mm 두께까지 3D 영상을 획득할 수 있게 된다.
이와 함께 레이저를 이용하여 먼 거리까지 초점을 유지하는 베셀 빔(Bessel Beam) 기술을 접목하여 기존의 OCT 장비에 비해 깊이 방향으로 영상의 대조도를 높이고 또한 스패클(Speckle) 분석을 더하여 기능적 영상으로 활용할 수 있도록 해줄 수 있다.
베셀 빔은 광학 집게(Optical Tweezer)나 광통신 등에 이용되고 있는 광학 기법으로 간섭계 제작, 흡수 매질 내에서 깊이 방향으로 빛이 침투할 수 있는 거리를 약 5배 가량 증가시켜주며, 또한 투과하는 일정 깊이 동안 빛의 세기를 유지시켜 줄 수 있다.
도 8은 본 발명의 다른 일실시예에 의한 베셀 빔을 이용한 OCT(BLB OCT) 시스템을 설명하는 구성도이다.
광원(310)으로부터 출사된 광이 광섬유(315) 통해 전달되며, 광섬유(315)의 출사단에서 출사한 광은, 광섬유(315)의 출사단에 장착된 조준 렌즈(415)에 의해 평행광으로 되어 엑시콘(Axicon)(420)으로 전달된다.
엑시콘(Axicon)(420)은 베셀 빔을 발생하는 베셀 빔 발생소자로, 한 면이 원추형이고, 다른 한 면이 평면인 특수한 렌즈이다. 이때, 엑시콘(420)의 평면인 면은 광원쪽을 향하게 배치된다.
베셀 빔은 중앙 링과 같은 파워를 가지는 동중심 링의 비회절 빔으로, 실제적으로 베셀 빔은 무한 에너지가 필요하게 되므로, 기술적으로 생성할 수 없으나, 코리메이트가우시안 빔과 원추 렌즈(엑시콘)를 사용함에 의해서, 베셀 분포에 가까운 빔을 생성하는 것이 가능하다. 이하, 설명의 편의상 베셀 분포에 가까운 빔을 베셀빔이라 한다.
엑시콘(420)의 원추형인 면에서 이격되어 구면렌즈(431)가 위치되어 베셀빔이 생성되며, 이렇게 생성된 베셀 빔은 제1 빔조향부(beam steering)(440)로 전송된다. 제1 빔조향부(440)는 2개의 렌즈(443, 447)로 이루어져 빔의 진행방향을 조정한다. 제1 빔조향부(440)는 2개의 볼록렌즈로 이루어질 수 있으며, 2개의 볼록렌즈의 볼록한 부분이 서로 마주보도록 배치되어, 이 볼록한 부분의 곡률로 조향되게 한다. 여기서 엑시콘(420) 및 구면렌즈(431)는 베셀 빔 발생부라 할 수 있다,
제1 빔조향부(440)에서 출사한 베셀 빔은 갈바노 미러(GALVO 스캐너)(450)로 전달된다.
갈바노 미러(GALVO 스캐너)(450)는 두 거울이 수직하게 배열되어, 2차원 스캔을 수행하는 수단으로, 엑시콘(420)에서 제1 빔조향부(440)를 통해 입사된 베셀 빔을, 제2 빔조향부(460)을 통해 피부(샘플)(350)에, 회전함에 따라 순차적으로 출사한다.
제2 빔조향부(460)는 2개의 렌즈(463, 467)로 이루어져, 갈바노 미러(GALVO 스캐너)(450)로부터 입사된 베셀 빔의 진행방향을 조정하여, 피부(샘플)(350)로 출사한다. 피부(샘플)(350)로 출사된 베셀 빔은 베셀 분포를 이루어, 피부(샘플)(350)의 표층 근건막계, 즉 SMAS 근육층의 특정 부위에 집속된다. SMAS 근육층의 특정 부위로부터 반사되는 빔은 제2 빔조향부(460), 갈바노 미러(GALVO 스캐너)(450), 제1 빔조향부(440)를 통해 거울(480)로 전달되며, 거울(480)에서 반사된 광은 조준 렌즈(490)을 통해서 광섬유(410)을 통해 광 검출기(400)으로 전달되어, 광검출기(400)를 통해 간섭 무늬를 만들게 된다. 광검출기(400)의 출력은 증폭기(410)를 통해 증폭된 뒤 대역통과 필터(425)를 통과하여 분석부(430)로 전달되어 영상을 구성하게 된다.
베셀 함수 형태의 횡단면 세기를 갖는 결맞음 광은 깊이 방향으로 매질을 진행 시 일정한 거리 동안 빛의 퍼짐 현상이 발생하지 않으며 갈바노 미러(GALVO 스캐너)(450)를 사용함으로써 FOV(Field of View) 스캐너보다 더 넓은 영역을, 갈바노 미러(GALVO 스캐너)(450)의 각을 조절하여 스캔할 수 있다. 이러한 베셀 빔을 만들기 위해 원뿔 모양의 표면(Conical Surface)을 가지고 있는 렌즈인 엑시콘(Axicon)이라는 자유공간 광학 요소를 이용하며 이때 효율적인 출력을 발생 시키기 위해서는 각 요소들의 정렬이 중요하게 작용한다. 이때 발생된 광선(Optical needle)의 길이는 약 1.6mm이다.
일반적인 OCT 장비를 이용해서 얻은 영상과 베셀 빔(BLB) OCT 장치을 이용해서 얻은 영상을 비교하여 보면, BLB OCT를 이용하여 얻은 조직 영상이, 일반 OCT를 이용해 얻은 영상에 비해, 조직 내부 구조가 보다 선명하며, 노이즈가 현저히 줄어든다.
또한 파장이 800 - 1300 nm인 광원을 이용하여 high speed Fourier domain mode locking (FDML)를 장착된 영상 장비 구축이 가능하다. 조직의 형태와 더불어 구조적 특성 및 피부의 모세혈관의 상태를 함께 보여줄 수 있는 speckle 분석 기법 기술을 도입하여 기능적 정보와 영상을 구현할 수 있다.
도 9는 피부의 모세혈관 영상으로부터 Speckle 분석 기법을 이용하여 피부 조직 영상을 나타내는 것을 설명하는 설명도이다. 즉, 도 9는 Speckle 분석 기법을 이용한 피부 조직 영상 및 피부의 모세혈관의 상태를 보여주는 영상의 일 예이다.
도 9의 (a) 및 (b)는 분석부(430)에 전달된 영상을 FFT하게 되면 깊이에 따른 강도(스펙트럼)로 나타낸 것이며, 도 9의 (c)는 분석부(430)에 전달된 영상을 a 스캔으로 나타낸 것이다. 여기서, a 스캔은 시간에 대하여 변화한 초음파의 진폭을 표시한 것을, 즉, X－축에 초음파의 진행시간을, Y－축에 초음파 신호 진폭크기를 나타내도록, 초음파 신호를 표시한 것이다.
다음은 본 발명에서 베셀 빔을 이용한 OCT(BLB OCT) 시스템과 초음파 치료 기의 초음파 제어 장치이 결합된 시스템을 설명한다.
도 10은 OCT 장치과 초음파 제어시스템이 결합된 피부 진단 및 치료 시스템의 구성을 설명하기 위한 설명도이다.
도 10은 도 2의 두 개의 초음파 변환소자로 구성된 초음파 변환기의 중간부에 갈바노 미러(GALVO 스캐너)(450)에 장착된 것이다.
도 10의 (a)는 갈바노 미러(GALVO 스캐너)(450)에 장착된 초음파 변환기(50)의 단면도(A-A' 단면도)이고, 도 10의 (b)는 갈바노 미러(GALVO 스캐너)(450)에 장착된 초음파 변환기(50)의 평면도이다.
도 10에서는, 두 개의 초음파 변환소자로 구성된 초음파 변환기의 중간부에, 갈바노 미러(GALVO 스캐너)(450)만 장착하고 있으나, 이로써 본 발명을 한정하기 위한 것이 아니고, 쌍으로 이루어진 초음파 변환소자의 중간부에, 피부 진단을 위한 OCT 장치을 일부 또는 전부를 포함시켜, 피부 진단 및 치료 시스템을 구성한다.
경우에 따라서, 두 개의 초음파 변환소자로 구성된 초음파 변환기의 중간부에 갈바노 미러(GALVO 스캐너)(450), 제2 빔조향부(460)를 장착할 수 있다.
항 노화를 위한 초음파 제어 장치은 도 10과 같은 형태의 핵심 핸드 유닛을 기반으로 하며, BLB OCT 진단 시스템을 결합하여 영상(진단)과 시술(치료)를 동시에 진행할 수 있도록 하여 다기능 시스템으로 구성될 수 있다.
도 10의 초음파 변환기(50) 및 초음파 출력부(60)를 통해 발생되는 초음파 빔은 부채꼴 소용돌이 빔으로, 본 발명은 advanced sector vortex 기법을 사용한다. 일반적으로, 파장 자체가 빙글빙글 돌면서 바깥쪽으로 퍼지는 2차원 방식에 더하여 위로 치솟는 입체적 파장을 일으키는 형태를 나타내는 특수한 3차원적 파장을 볼텍스(Vortex, 소용돌이)라 한다.
도 10은 항 노화를 위한 두 개의 초음파 변환 소자가 결합된 초음파 변환기와 고 해상도 광 간섭 단층 영상 기법인 BLB OCT가 결합된 형태의 초음파 프루브의 일 예이다. 초음파 자극과 동시에 진단 및 치료 여부에 대한 고 해상도 영상을 획득할 수 있도록 BLB OCT 장치을 초음파 변환 소자 사이 가운데에 배치한 예를 나타낸다. 배치된 BLB OCT는 내부적으로 각 조절을 통해 넓은 부위를 스캔할 수 있도록 한다.
본 발명은, BLB OCT GALVO 스캐너의 위치는 한정된 것이 아니며, 초음파 변환기의 모양, 형태에 따라 적절한 형태로 적용하여 제작할 수 있는 개념 및 기술 범위에 포함되는 모든 다양한 형태의 초음파 변환기와 BLB OCT 진단 시스템을 포함하는 것은 물론이다.
본 발명의 초음파 변환기는 넓은 부위를 동시에 치료할 수 있으며 위상 조절을 통해 원하는 위치에만 에너지를 전달할 수 있고 또한 치료와 동시에 BLB OCT 영상을 활용하여 초음파 에너지에 의한 피부 조직의 구조적, 형태학적 변화를 높은 해상도의 영상으로 확인할 수 있어 진단/치료가 동시에 가능한 최초의 피부진단/치료 시스템 (Skin Theragnostic System)이 될 수 있다.
도 11은 본 발명의 다른 일실시예에 의한 피부 진단을 위한 OCT 장치을 설명하는 구성도이다.
광원(310)으로부터 나온 광은 빔분배기(320)에서 2개의 빔으로 나눠지게 된다. 여기서 광원(310)은 백색광원일 수 있다.
빔분배기(320)에서 2개의 빔으로 나누어진 빔 중 하나의 빔은, 기준 거울(370)로 전달되고, 기준 거울(370)에서 반사된 광은 다시 빔분배기(320)로 전달된다.
빔분배기(320)에서 두개의 빔으로 나누어진 빔 중 다른 하나의 빔은, 포커싱 렌즈(focusing unit)(510)를 거쳐 회전형 반사경(520)으로 전달되고, 회전형 반사경(520)에서 반사된 빔은 2개의 렌즈(533, 537)로 이루어진 렌즈부(530)을 거쳐, 반구형 렌즈(540)로 전달한다. 반구형 렌즈(540)에 전달된 광은, 반구형 렌즈(540)에 의해 집속되어 피부(350)로 전달되게 된다.
회전형 반사경(520)에서 반사된 광은 렌즈부(530)와 반구형 렌즈(540)를 통해 피부(350)로 전달되되, 회전형 반사경(520)의 회전에 따라 순차적으로 전달된다. 회전형 반사경(520)에서 반사된 광은 피부(샘플)에 조사하는 광으로 샘플 빔(600)이라 할 수 있다.
조향 렌즈부(530)는 2개의 렌즈(533, 537)로 이루어져 빔의 진행방향을 조정한다. 2개의 렌즈(533, 537)는 볼록렌즈로, 2개의 볼록렌즈의 볼록한 부분이 서로 마주보도록 배치되어, 이 볼록한 부분의 곡률로 조향되게 한다.
반구형 렌즈(540)는 일측은 평탄한 면이고 다른 일측은 구면을 이루는 렌즈로, 반구형 렌즈(540)는 피부와 접속하는 측에 평탄한 면이 위치되고 조향 렌즈부(530) 측으로 구면이 위치되게 설치된다. 반구형 렌즈(540)의 구면 표면은 구면수차제거 표면이다. 여기서, 구면수차제거 표면에 대해서는 H. Haferkorn의 Optik 3판 p. 318에 공지되어 있다.
반구형 렌즈(540)의 밑에는 침지층(immersion layer)(560)이 위치되고, 침지층(immersion layer)(560)의 밑에는 피부(350)가 위치되되, 침지층(560)과 접촉되는 부분인 피부 경계면(570)에 홀(hole)(550)이 위치된다. 이때, 반구형 렌즈(540)의 평탄한 면의 중앙에 홀(550)이 위치되게 한다.
침지층(560)은 상이한 굴절률이 있는 침액(浸液)을 채운 층으로, 침액으로 함침 유(immersion oil) 등을 이용할 수 있다.
홀(550)은 광을 주사하기 위한 피부표면 부분에 사전에 뚫어 놓은 통공일 수 있다.
피부(350)에서 반사된 광은, 침지층(560), 반구형 렌즈(540), 조향 렌즈부(530)를 통해 회전형 반사경(520)으로 전달되되, 회전형 반사경(520)의 회전에 따라 순차적으로 전달되며, 회전형 반사경(520)에서 반사된 광은 포커싱 렌즈(510)를 거쳐 빔분배기(320)로 전달된다.
빔분배기(320)에서, 기준 거울(370)에서 반사된 광과, 회전형 반사경(520)에서 포커싱 렌즈(510)를 거쳐 입사된 광이 합쳐져, 조준 렌즈(407)를 거쳐 분산격자(403)으로 전달된다. 분산격자(403)로 전달된 광은 분산격자(403)에서 분산되고, 분산된 광은 포커싱 렌즈(405)를 통해 광 검출기(400)으로 전달되어, 영상을 검출하게 된다.
분산격자(403)는 반사된 빛이 파장별로 나뉘어서 스펙트럼을 얻기 위한 수단으로, 회절격자 등으로 이루어질 수 있다. 광원(310)이 백색광원일 경우, 반구형 렌즈(540)를 통해 피부에 초점을 맺는 광은 파장대별로 피부내 초점위치가 다른데, 피부(350)에서 반사된 광을 분산격자(403)에서 분산하여 광 검출기(400)로 검출함에 의해, 파장대별로 다른 위치에서 광을 검출할 수 있다. 따라서 피부내 깊이에 따른 변화(즉, 안티에이징 치료효과)를 보다 자세히 관찰할 수 있다. 이때, 분산격자(403)의 각도를 조정함에 의해, 분산격자(403)에서 출사되는 파장대별 광의 간격을 조정할 수 있다.
광 검출기(400)에서 검출된 영상은 분석부(430)로 전달되고, 분석부(430)에서 분석하거나, 디스플레이하게 된다.
분석부(430)에 전달된 영상을 FFT하게 되면 깊이에 따른 강도(스펙트럼)로 나타내게 되며, 이를 간섭 스펙트럼를 측정할 수 있다. 이 간섭 스펙트럼을 푸리에 변환한 데이터에서 위상을 측정하여 피부의 구조적 변화를 관찰할 수 있다.
본 발명은, 도 10에서와 같이, 두 개의 초음파 변환소자로 구성된 초음파 변환기의 중간부에, 피부 진단을 위한 OCT 장치을 일부 또는 전부를 포함시켜, 피부 치료 및 진단을 가능하게 한다. 여기서 사용되는 피부 진단을 위한 OCT 장치은 도 7, 도 8, 도 11을 사용할 수 있다.
이상과 같이 본 발명은 비록 한정된 실시예와 도면에 의해 설명되었으나, 본 발명은 상기의 실시예에 한정되는 것은 아니며, 이는 본 발명이 속하는 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이러한 기재로부터 다양한 수정 및 변형이 가능하다. 따라서, 본 발명의 사상은 아래에 기재된 특허청구범위에 의해서만 파악되어야 하고, 이의 균등 또는 등가적 변형 모두는 본 발명 사상의 범주에 속한다고 할 것이다.
본 발명은 배열형 소자들의 소자간 위상차를 전자적으로 조절함으로써 다중 초점을 구현할 수 있게 되어 짧은 시간 내에 넓은 영역의 피부를 동시에 자극할 수 있게 해주며, 또한 피부의 상태를 고 해상도로 확인할 수 있는 OCT 기술을 결합함으로써 치료 전 진단 및 치료와 동시에 상태 변화를 실시간으로 확인할 수 있어 보다 안전하고 정확하게 진단 및 치료를 할 수 있게 해주는, 항 노화를 위한 초음파와 OCT를 결합한 피부 진단 및 치료 시스템으로서, 피부과, 성형외과 등의 병원에서 이용될 수 있다.

Claims (17)

  1. 초음파 변환소자들을 구비하여 초음파를 발생하여 피부를 치료하게 하는 초음파 제어 장치와, 갈바노 미러를 구비하여 갈바노 미러의 회전에 따라 광원에서 발생한 광을 순차적으로 피부에 출사하고 피부로부터 반사된 광을 순차적으로 광 검출기로 검출하여 피부단층에 대한 영상을 검출하는 OCT(Optical Coherence Tomography) 장치를 구비하는 피부 진단 및 치료 장치에 있어서,
    제1초음파 변환소자;
    제1 초음파 변환소자와 이격되어 있으며, 대칭을 이루도록 배치된 제2 초음파 변환소자;
    제1 초음파 변환소자와 제2 초음파 변환소자의 중앙에 위치되는 갈바노 미러;
    를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  2. 제1항에 있어서,
    갈바노 미러의 위에, 2개의 볼록렌즈로 이루어진 제2 빔조향부를 더 구비하되, 상기 2개의 볼록렌즈의 볼록한 부분이 서로 마주보도록 배치되는 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  3. 제2항에 있어서, OCT 장치는
    광원으로부터의 광으로부터 베셀 빔을 발생하는 엑시콘(Axicon);
    2개의 볼록렌즈를 구비하되, 상기 2개의 볼록렌즈의 볼록한 부분이 서로 마주보도록 배치되어, 엑시콘에서 출사한 광의 진행방향을 조정하여 상기 베셀빔을 갈바노 미러로 전달하는 제1 빔조향부;
    제1 빔조향부로부터 출사된 베셀빔은, 갈바노 미러의 회전에 따라, 제2 빔조향부를 통해 피부에 출사하고, 피부로부터 반사된 베셀 빔은 제2 빔조향부, 갈바노 미러, 제1 빔조향부를 통해 거울로 전달되고, 거울에서 반사된 광을 검출하는 광 검출기;
    를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  4. 제2항에 있어서,
    엑시콘(Axicon)과 제1 빔조향부의 사이에 구면렌즈가 더 구비되며,
    구면렌즈는 엑시콘의 원추형인 면에서 이격되어 있는 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  5. 제4항에 있어서,
    거울은 구면렌즈와 제1 빔조향부의 사이에 구비되는 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  6. 초음파 변환소자들을 구비하여 초음파를 발생하여 피부를 치료하게 하는 초음파 제어 장치와, 회전형 반사거울을 구비하여 회전형 반사거울의 회전에 따라 광원에서 발생한 광을 순차적으로 피부에 출사하고 피부로부터 반사된 광을 순차적으로 광 검출기로 검출하여 피부단층에 대한 영상을 검출하는 OCT(Optical Coherence Tomography) 장치를 구비하는 피부 진단 및 치료 장치에 있어서,
    제1초음파 변환소자;
    제1 초음파 변환소자와 이격되어 있으며, 대칭을 이루도록 배치된 제2 초음파 변환소자;
    제1 초음파 변환소자와 제2 초음파 변환소자의 중앙에 위치되는 회전형 반사경;
    을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  7. 제6항에 있어서,
    회전형 반사거울의 위에, 2개의 볼록렌즈로 이루어진 조향 렌즈부를 더 구비하되, 상기 2개의 볼록렌즈의 볼록한 부분이 서로 마주보도록 배치되며,
    상기 조향 렌즈부 위에, 일측은 구면을 이루고 다른 일측은 평탄한 면을 이루는 반구형 렌즈를 더 구비하되, 반구형 렌즈의 구면이 조향 렌즈부 측을 향하도록 배치되는 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  8. 제7항에 있어서, OCT 장치는,
    광원으로부터 나온 광은 빔분배기에서 2개의 빔으로 나눠지게 되며,
    빔분배기에서 2개의 빔으로 나누어진 빔 중 하나의 빔은, 기준 거울로 전달되고, 기준 거울에서 반사된 광은 다시 빔분배기로 전달되며,
    빔분배기에서 두개의 빔으로 나누어진 빔 중 다른 하나의 빔은, 포커싱 렌즈(focusing unit)를 거쳐 회전형 반사경으로 전달되고, 회전형 반사경의 회전에 따라 회전형 반사경에서 반사된 광은 조향 렌즈부와 반구형 렌즈를 통해 피부로 전달되며,
    피부에서 반사된 광은 반구형 렌즈, 조향 렌즈부를 통해 회전형 반사경으로 전달되어, 회전형 반사경의 회전에 따라 포커싱 렌즈를 거쳐 빔분배기로 전달되는 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  9. 제8항에 있어서,
    빔분배기에서, 기준 거울에서 반사된 광과, 회전형 반사경의 회전에 따라 포커싱 렌즈를 거쳐 빔분배기로 전달된 광이 합쳐져, 조준 렌즈를 거쳐 분산격자로 전달되고, 분산격자에서 분산된 광은 포커싱 렌즈를 통해 광 검출기로 전달되어, 영상을 검출하도록 이루어진 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  10. 제9항에 있어서,
    반구형 렌즈와 피부 사이에는 침지층이 위치되고, 침지층과 접촉되는 피부 경계면에 홀(hole)을 구비하는 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  11. 제9항에 있어서,
    광원은 백색광원인 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  12. 초음파 변환소자들을 구비하여 초음파를 발생하여 피부를 치료하게 하는 초음파 제어 장치; 광원으로부터 입사된 광을 광분배기에서 2개의 빔으로 나누어, 상기 2개의 빔 중 하나의 빔은 기준 거울로 전달되고 상기 기준 거울에서 반사된 광은 다시 빔분배기로 전달되며, 상기 2개의 빔 중 다른 하나의 빔은 볼록렌즈를 통해 피부에 집속되며, 피부에서 반사된 광은 볼록렌즈를 거쳐 빔분배기로 전달되고, 기준 거울에서 반사된 광과, 볼록렌즈를 통해 입사된, 피부에서 반사된 광이, 빔분배기에서 합쳐져, 광 검출기를 통해 영상을 검출하는 OCT(Optical Coherence Tomography) 장치;를 구비하는 피부 진단 및 치료 장치에 있어서,
    제1초음파 변환소자;
    제1 초음파 변환소자와 이격되어 있으며, 대칭을 이루도록 배치된 제2 초음파 변환소자;
    제1 초음파 변환소자와 제2 초음파 변환소자의 중앙에 위치되며, 피부에 광을 집속하며 피부에서 반사된 광을 빔분배기로 전달하는 볼록렌즈;
    를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  13. 제12항에 있어서,
    기준 거울은 회전하도록 이루어진 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  14. 제13항에 있어서,
    광 검출기에서 검출된 영상은,
    빔분배기에서 합쳐진, 기준 거울에서 반사된 광과, 볼록렌즈를 통해 입사된, 피부에서 반사된 광의 광로차에 의해 간섭 무늬가 생기게 되며, 기준 거울의 이동에 따라 간섭 무늬도 이동하는 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  15. 제1항, 제6항, 제12항 중 어느 한 항에 있어서,
    제1 초음파 변환소자와 제2 초음파 변환소자의 위상차는 0도 또는 180도가 되도록 초음파를 발생시킬 수 있고, 초음파 초점 영역의 수는 각각 1개 또는 2개로 이루어지는 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  16. 제1항, 제6항, 제12항 중 어느 한 항에 있어서,
    광검출기에 검출된 영상은 증폭기를 통해 증폭된 뒤 대역통과 필터를 통과하여 분석부로 전달되는 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
  17. 제16항에 있어서,
    분석부는 수신된 영상을 FFT하여 깊이에 따른 강도(스펙트럼)로 나타내며, 상기 깊이에 따른 강도를 푸리에 변환한 데이터에서 위상을 측정하여 피부의 구조적 변화를 관찰하는 것을 특징으로 하는, 피부 진단 및 치료 장치.
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