WO2019235829A1 - 이동 가능한 환경에 적합한 소형 oct용 분광기 - Google Patents

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WO2019235829A1
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Definitions

  • the present invention relates to a technique for implementing a compact optical coherence tomography (OCT) spectrometer suitable for use in a mobile environment.
  • OCT optical coherence tomography
  • OCT optical coherence tomography
  • Figure 1 shows a conceptual diagram of a conventional spectral region OCT system.
  • the spectrometer 1 is an essential component in an OCT system of a spectral region, and simultaneously spreads reference light scattered and returned from biological tissue as a spectral component, and uses interference phenomena when detected by a sensor.
  • the structural signal inside the biological tissue can be obtained.
  • OCT has been expanding its market mainly in ophthalmology and cardiovascular fields. Since the technology was first invented in 1991, the penetration rate in other diagnostic fields is not so high. The main reasons for this are the high price of equipment worth 100 million won, the need for installation space in the form of a desktop or cart, and the high cost of use and insurance.
  • the OCT is expected to increase its propagation power in various diagnostic fields.
  • miniaturization of the spectrometer is essential.
  • this cover window is made of a single package with the sensor, it is difficult to remove arbitrarily.
  • the position of the sensor itself is often embedded from the surface, which serves as an obstacle to miniaturizing the spectrometer.
  • FIG. 2 is a diagram showing a sensor used in the conventional spectroscope 1.
  • Figure (a) shows the top of the sensor and Figure (b) shows the side of the sensor.
  • the conventional sensor has a cover window on the surface and that the actual detection area is embedded from the surface.
  • the relevant matters can also be confirmed through the drawing of FIG.
  • the conventional OCT spectrometer 1 since the conventional OCT spectrometer 1 does not consider a handheld or mobile environment, it is usually provided with its own power supply circuit and a connector for supplying power to the sensor circuit of the spectrometer 1. Therefore, a separate power adapter must be connected to the spectrometer 1, and this form acts as an obstacle to the miniaturization of the spectrometer.
  • the sensitivity of the sensor should be sufficiently considered. Higher values can generate enough current even with less photons. Low sensor sensitivity requires a high power light source. Such a structure is not suitable for a handheld or mobile OCT requiring low power consumption, and thus requires the implementation of a spectrometer 1 using a highly sensitive sensor.
  • the item of full well capacity of the sensor should also be considered.
  • a photon When light reaches the sensor, a photon generates electrons, which is the full well capacity when the amount of electrons accumulated during the integration time in each pixel reaches saturation. If this value is low, no matter how good the sensitivity of the sensor is, the saturation state will be reached soon, thus limiting the intensity of the input optical signal. Therefore, in the OCT spectrometer suitable for the mobile environment, it is necessary to implement a sensor with high sensitivity and high full well capacity.
  • the problem to be solved by the present invention is to implement a compact spectrometer (1) suitable for a battery-powered handheld or mobile OCT device.
  • a handheld compact optical coherence tomography (OCT) spectrometer the spectroscope optical system module
  • a sensor board coupled to one side of the spectroscope optical system module and including a sensor for converting light received from the spectroscope optical system module into an electrical signal
  • a connector configured to supply a control signal and a power signal received from another circuit outside the spectrometer to the sensor board, and to transmit the signal received from the sensor board to another external circuit, wherein the sensor board is provided with a spectroscope optical module.
  • the sensor is formed to protrude from the surface of the sensor board, the light receiving portion of the sensor is configured to face the inside of the packaged component may be a device for collecting light from the spectroscope optics module.
  • the senor itself may be manufactured to be embedded on the sensor board without going through a single packaging process.
  • cover glass may not be included at an upper end of the light receiving unit of the sensor.
  • the plurality of pixels constituting the sensor may each have a width within 10 ⁇ m.
  • the senor may configure a low power circuit to operate with a predetermined input power.
  • the sensor board is provided with a voltage conversion unit, if it does not receive a predetermined voltage from the connector, it can convert from the signal transmitted from the connector to the other voltage required for power supply through the voltage conversion unit.
  • the sensor board further includes an analog-to-digital converter that converts the analog signal received from the sensor into a digital signal to pass to the connector, the analog-to-digital converter has a voltage range of the input analog signal, from the noise floor (noise floor) to the sensor
  • the maximum well capacity may be set to include a voltage corresponding to the full well capacity of the sensor, and the full well capacity may refer to the maximum amount of electrons that can be accumulated for a predetermined time by receiving light from each pixel in the sensor.
  • the connector may transmit a digital signal generated from the analog-to-digital converter to the main board of the OCT system.
  • the spectrometer further includes a correction module for performing correction on the electric signal values measured at each pixel of the sensor, wherein the correction module includes a difference between electric signal values due to different photoelectric conversion characteristic values of each pixel, When there is no light input, the difference of the noise floor characteristic value of each pixel can be corrected so that each can be attenuated.
  • the correction module subtracts a factor indicating a difference between the offset values of each pixel to the electric signal value measured at each pixel, and gains GAIN of each pixel according to the amount of input light to the subtracted value.
  • the calibration can be performed by dividing the factor representing the value of.
  • a compact spectrometer (1) suitable for a battery-powered handheld or mobile OCT device.
  • the present invention can reduce the size and cost of the spectral region OCT system by miniaturizing the size of the spectrometer 1, minimizing power consumption, and implementing the sensor and the optical system as a single package.
  • the handheld or mobile OCT system has become a point-of-care (POC) device, enabling doctors to visit patients even in areas with poor accessibility to hospitals and expand medical benefits through advanced diagnostic devices.
  • POC point-of-care
  • FIG. 1 shows a conceptual diagram of a conventional spectral region OCT system.
  • FIG. 2 is a view showing a sensor used in a conventional spectroscope.
  • Figure 3 shows the configuration of the compact OCT spectrometer and the subsequent signal processing stage according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a sensor and a spectrometer according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a flowchart illustrating a process of processing light incident on a spectroscope optical system according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a graph illustrating an example of a process of securing linearity of a sensor board output according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • 7 to 8 are exemplary graphs showing the shape of an optical signal irradiated based on one pixel according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating the configuration of a compact OCT spectrometer 1 and subsequent signal processing stages according to an embodiment of the present invention.
  • the spectrometer 1 includes a spectroscope optical system module 110, a sensor board 120, and a connector 130, which may be connected to the main board 140 and the power supply 150 of the OCT. .
  • the spectroscope optical system module 110 is composed of a lens and a mirror of the spectroscope 1 to guide the optical signal returned from the measurement object to be spread out for each wavelength to properly reach the sensor.
  • the size of the optical component used in the spectroscope optical system 110 for the miniaturization of the spectroscope 1 is reduced or the size of the spectroscope 1 is realized through integration. This can be seen in (b).
  • the sensor board 120 includes a sensor coupled to one side of the spectroscope optical system module 110 to convert an optical signal received from the spectroscope optical system module 110 into an electrical signal, and converts the converted signal through the connector 130. Will be delivered to the outside.
  • the sensor board 120 is packaged together with the spectrometer optical system module 110, the sensor is formed so as not to be embedded or protrude from the surface of the sensor board 120 (that is, is formed to be exposed to the outside from the surface of the sensor board)
  • the light receiving unit of the sensor is configured to face the inside of the packaged component to collect light from the spectrometer optical system module 110.
  • the sensor board 120 may further include an analog to digital converter (ADC) for converting an analog signal received from a sensor into a digital signal.
  • ADC analog to digital converter
  • the output minimum value of the digital signal should be set lower than the noise floor value of the sensor and the output maximum value higher than the voltage corresponding to the sensor's full well capacity. do.
  • the full well capacity means a value when the amount of electrons generated during a predetermined time by receiving an optical signal from each pixel in the sensor reaches a saturation state.
  • the output analog signal is larger than the full well capacity of the sensor when the value of the input optical signal is increased, as shown in the graph of the upper part of FIG. 6, the input optical signal with increasing saturation (saturation)
  • saturation saturation
  • the output voltage according to the increase in the intensity of the input light is continuously formed such that the linearity is maintained as shown in the graph at the bottom of FIG. 6.
  • a sensor it is preferable to perform analog and digital conversion within a range in which linearity between the intensity of incident light and the output electrical signal is maintained.
  • the acquired electric signal may not reflect the correct light signal.
  • the voltage of the analog-to-digital converter can be digitized from the input voltage corresponding to the noise floor to the input voltage corresponding to the full well capacity (that is, within the voltage range where linearity is maintained). Set the setting range.
  • the power supplied to the sensor board 120 is implemented to be able to secure the power using a signal processing cable, such as a USB cable for charging rather than a drive type that requires a separate power adapter spectrometer (1) Can be miniaturized.
  • a signal processing cable such as a USB cable for charging rather than a drive type that requires a separate power adapter spectrometer (1) Can be miniaturized.
  • the voltage converter provided in the sensor board 120 converts one voltage signal received from the connector 130 through the signal processing cable into another voltage for power supply.
  • the sensor is applied to a sensor, an analog-to-digital converter, and the like.
  • the sensor board 120 may be implemented with additional circuitry for reducing noise or preventing electric shock.
  • the sensor board 120 may be implemented as a single board, or may be implemented in two or more boards by dividing functions.
  • the connector 130 is connected to the sensor board 120 and configured to supply a signal to the sensor board 120 based on a control signal and a power signal received from another circuit (main board 140).
  • the signal received from the sensor board 120 is transmitted to the main board 140, and receives the power from the OCT body including the main board 140.
  • the main board 140 means a circuit board included in the OCT main body to which the spectrometer 1 of the present invention is connected.
  • the control signal generated from the main board 140 of the OCT main body and the power source from the power supply device 150 are transmitted through the connector 130, and thus the signal of the spectrometer obtained is received.
  • the digital signal generated from the analog-to-digital converter of the sensor board 120 is transmitted to the main board 140 through the connector 130.
  • the power supply unit 150 may be connected to the main board 140 to transfer power to the OCT main body and the spectrometer 1.
  • the power supply device 150 may be implemented as a removable or rechargeable battery.
  • the spectrometer 1 should be supported by a mechanical design for fastening parts, packaging, and absorbing shock to be able to withstand a drop in view of a handheld or mobile situation.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a sensor and spectroscope optical system 110 according to an embodiment of the present invention.
  • figure (a) is an illustration of a sensor implementation, and (b) is an illustration of the spectrometer optics 110.
  • the senor is implemented without the cover window to exclude artificial packaging and to reduce artificial noise.
  • the surface of the sensor from which the cover window is removed is projected outward from the sensor board 120.
  • the width of each pixel constituting the sensor is made narrow within 10 ⁇ m, when the overall size can be reduced when produced in a single package together with the spectroscope optical system 110 of the spectrometer (1).
  • it must be configured as a low-power circuit to operate by consuming a small amount of power.
  • the electromagnetic plate containing the sensor is combined with the left end of the spectroscope optical system as depicted in Fig. (B) because the detection area of the sensor is projected to the surface and there is no cover window.
  • the size can be downsized.
  • the surface of the protruding sensor can also be used in a geometric optical system composed of a lens and a component such as a grating, as shown in Fig. (B), and a waveguide on a plane in which an optical component is a semiconductor process for further miniaturization. It is also suitable for integrated optics in form.
  • one index for evaluating the performance of the OCT system is optical detection sensitivity or optical dynamic range.
  • Photodetection sensitivity refers to the signal-to-noise ratio (SNR), assuming that the complete reflection mirror is at the sample position.
  • SNR signal-to-noise ratio
  • the components that make up noise include shot noise, thermal noise, and relative intensity noise (RIN).
  • the photodetection sensitivity deteriorates as the optical signal deeply enters the biological tissue and returns.
  • the degree of deterioration is related to the ratio of the size of the focus of each wavelength component formed on each pixel of the sensor to the width of each pixel.
  • the size of the focus is designed to be smaller than the pixel width to deteriorate the light detection sensitivity. Minimize.
  • PRNU photo response nonuniformity
  • DSNU dark signal nonuniformity
  • the spectrometer 1 further includes a correction module for correcting an electric signal value measured at each pixel of the sensor, wherein the electric signal values are caused by the correction module having different photoelectric conversion characteristic values of each pixel. In the absence of light input, the difference between the noise floor characteristics of each pixel is compensated for.
  • the correction module subtracts a factor indicating a difference between the offset values of each pixel to the electric signal value measured at each pixel, and gains the gain of each pixel according to the amount of input light.
  • the correction is performed by dividing the factor representing the value of.
  • the measured value of each pixel may be corrected only by using the PRNU and DSNU values for each pixel that have been analyzed beforehand to obtain accurate measured values. That is, a signal corrected in the form of Equation 1 below is obtained.
  • FIG. 5 is an operation flowchart illustrating a process of processing light incident on the spectroscope optical system 110 according to an embodiment of the present invention.
  • incident light is obtained through the spectroscope optical system 110 (S510).
  • the incident light obtained through the operation S510 is performed through a collimation operation through a lens provided in the spectroscope optical system 110 (S520).
  • the parallelized spectroscopic signal is separated for each wavelength (S530), and the separated spectroscopic signal is focused through a lens provided in the spectroscope optical system 110 (S540).
  • the spectral signal which has been concentrated through the step S530, is detected by the sensor provided in the sensor board 120 (S550).
  • FIG. 6 is a graph illustrating an example of a process of securing linearity of the output of the sensor board 120 according to an embodiment of the present invention.
  • Figure (a) shows the output signal (electrical signal value) of a typical spectrometer, and (b) shows the output signal (electrical) of an ideal spectrometer. Signal value).
  • the output value (electric signal value) at that pixel may increase nonlinearly as shown in the figure (a). In such a case, if the output value is used as it is, an unclear spectrometer output result is obtained.
  • the preset algorithm is, for example, by extrapolating a curve in a region where the output value of the input optical signal is linear, and deriving an ideal linear output value in the nonlinear region, for a nonlinear output value actually measured at a specific input optical signal intensity.
  • the stored linear output value is retrieved from the lookup table and output instead.
  • a function including a non-linear state may be derived by a fitting method, and then a function of transforming the function into a linear state may be calculated and applied.
  • This compensation can also be added to existing PRNUs and DSNUs, increasing the accuracy of the results obtained through the spectrometer.
  • a compensation algorithm for crosstalk phenomena that may operate in a conventional spectrometer may also be included.
  • the sensor mounted inside the spectrometer is generally arranged in a one-dimensional form, in which an optical signal to be detected only in one pixel is leaked to adjacent pixels by the sensor's non-ideal operating characteristics. Therefore, in the situation where an optical signal is input to only one pixel, if the electric signal value of several adjacent pixels (about 1 to 3 single side) is measured and then extended to all the pixels, only one pixel is measured in an ideal state. A matrix equation corresponding to how the electrical signal value to be measured is actually measured is calculated. In this case, the electric signal value measured in the pixel is corrected to correspond to the ideal electric signal value by calculating the inverse matrix of the calculated matrix equation.
  • 7 to 8 are exemplary graphs showing the shape of an optical signal irradiated based on one pixel according to an embodiment of the present invention.
  • the optical signal is measured in addition to the reference pixel as shown in FIG. 8 due to a factor in which the position of the electrodes of the pixels is separated from the position where the optical signal generates electrons.
  • y [2] a 1 x [1] + a 0 x [2] + a 1 x [3] + a 2 x [4] + a 3 x [5]
  • y [3] a 2 x [1] + a 1 x [2] + a 0 x [3] + a 1 x [4] + a 2 x [5] + a 3 x [6]
  • y [4] a 3 x [1] + a 2 x [2] + a 1 x [3] + a 0 x [4] + a 1 x [5] + a 2 x [6] + a 3 x [7]
  • y [n] a 3 x [n-3] + a 2 x [n-2] + a 1 x [n-1] + a 0 x [n] + a 1 x [n + 1] + a 2 x [n + 2] + a 3 x [n + 3]
  • y [N-3] a 3 x [N-6] + a 2 x [N-5] + a 1 x [N-4] + a 0 x [N-3] + a 1 x [N-2 ] + a 2 x [N-1] + a 3 x [N]
  • y [N-2] a 3 x [N-5] + a 2 x [N-4] + a 1 x [N-3] + a 0 x [N-2] + a 1 x [N-1 ] + a 2 x [N]
  • y [N-1] a 3 x [N-4] + a 2 x [N-3] + a 1 x [N-2] + a 0 x [N-1] + a 1 x [N]
  • a 1 The ratio of the actual measured value at the first adjacent pixel to the value that should be originally measured at one pixel.
  • a 3 The ratio of the actual measured value in the third adjacent pixel to the value that should be originally measured in one pixel
  • the factors may be used in the matrix equation as an example, three or five may be used in the case of simply doing this, and nine or more factors may be used in the case of advanced. It may also be a much more factor if crosstalk varies from pixel to pixel. That is, after determining the factors through measurement of the sensor in advance, the factors are stored in the storage medium to form a matrix equation, and the inverse matrix is also calculated in real time to perform correction for crosstalk.
  • a formula for correcting crosstalk may be simplified. This is because complex equations can cause a slowdown in the computational speed of the spectrometer. Thus, a simple equation that only adds and multiplies the equations can be applied in advance. Will be.

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Abstract

본 발명의 일 실시예에 따른, 핸드헬드용 소형 OCT(optical coherence tomography) 분광기에 있어서, 분광기 광학계 모듈; 분광기 광학계 모듈의 일 측에 결합하며, 분광기 광학계 모듈로부터 수신한 광을 전기신호로 변환하는 센서를 포함하는 센서보드; 및 분광기 외부의 다른 회로로부터 수신한 컨트롤 신호와 전력신호를 센서보드에 공급하고, 센서보드로부터 수신한 신호를 외부 다른 회로로 전달하도록 구성되는 커넥터;를 포함하며, 센서보드는 분광기 광학계 모듈과 함께 패키징되며, 센서는 센서보드의 표면으로부터 매립되지 않거나 돌출되도록 형성되되, 센서의 수광부는 패키징된 부품의 내부를 향하도록 구성되어 분광기 광학계 모듈로부터 광을 수집하는 장치이다.

Description

이동 가능한 환경에 적합한 소형 OCT용 분광기
본 발명은 이동이 필요한 환경에서 사용하기에 적합한 소형 OCT(optical coherence tomography)용 분광기를 구현하기 위한 기술에 관한 것이다.
광결맞음단면영상(optical coherence tomography; OCT)은 빛을 이용하여 생체 조직의 내부를 관찰할 수 있는 기술로서 안과, 심혈관 등 분야에서 사용되는 첨단 의료진단기술인데, 시간영역(time domain), 분광영역(spectral domain) 및 스웹소스(swept source) 방식 등이 있다. 이 중 분광영역 방식의 OCT 시스템은 일정 수준 이상의 성능을 확보하면서도 제조원가를 낮출 수가 있어 각광을 받는 방식이다.
도 1은 종래의 분광영역OCT 시스템의 개념도를 표시한 것이다.
도 1을 참조하면, 분광기(1)는 분광영역 방식의 OCT시스템에서 핵심적인 구성요소로써 기준광과 동시에, 생체조직에서 산란되어 되돌아온 샘플광을 스펙트럼 성분으로 펼친 후에, 센서에서 검출 시 간섭현상을 이용하여 생체조직 내부의 구조적인 신호를 취득할 수 있다.
또한, OCT는 그 동안 안과, 심혈관 분야 등을 중심으로 시장을 확대하여 왔는데, 1991년에 처음 기술이 발명된 이후로 타 진단분야에서의 보급률은 그다지 높지 못한 편이다. 주요 원인으로는, 1억원을 호가할 만큼 장비의 가격이 높다는 점, 보통 데스크톱이나 카트형으로 설치공간이 어느 정도 필요하다는 점, 비싼 사용료와 보험수가의 문제 등을 들 수 있다.
따라서, OCT 시스템이 소형화되고 가격이 낮아진다면, OCT는 다양한 진단분야에서 그 파급력이 높아질 것으로 사료된다. 이를 위해서는 분광기의 소형저가화가 필수적이다.
분광기(1)를 사용하는 OCT 시스템에 있어서 생체조직의 내부단면을 정확하게 영상화하기 위해서는 인공적인 잡음을 최소화하여야 하는데, 종래에는 분광기에서 빛을 전기신호로 바꾸는 센서의 커버 윈도우 때문에 일부 빛이 반사되어 OCT 단면영상이 출력될 시 인공적인 가로선 형태의 잡음을 만들어 낸다.
그러나 이러한 커버 윈도우는 센서와 단일패키지로 제작되어 임의로 제거하기가 어렵다. 또한 이러한 단일패키지에서는 센서 자체의 위치가 표면으로부터 매립되어 있는 경우가 많아, 분광기를 소형화하는 데에 걸림돌로 작용한다.
도 2는 종래의 분광기(1)에 사용되는 센서를 나타낸 도면이다.
도 2를 살펴보면, 그림(a)은 센서의 상면을 그림(b)은 센서의 측면을 나타낸 것이다.
그림(a)로부터 종래의 센서의 경우 표면에 커버윈도우가 구비되어 있고, 실제 검출영역이 표면으로부터 매립된 것을 확인할 수 있다. 또한, 그림(b)의 도면을 통해서도 해당 사항을 확인할 수 있다.
또한, 종래의 OCT용 분광기(1)는 핸드헬드(handheld) 또는 모바일 환경을 고려하지 않았기에 보통 분광기(1)의 센서회로에 전력을 공급하기 위한 자체 전원회로 및 커넥터가 구비되어 있다. 그렇기에 분광기(1)에는 별도의 전원 어댑터가 연결되어야 하고 이러한 형태는 분광기 소형화의 걸림돌로 작용한다.
또한, 분광기(1)용 센서 보드에서는 센서의 감도가 충분히 고려되어야 한다. 이 값이 높아야 더 적은 양의 광자(photon)로도 충분한 전류를 발생시킬 수 있는데, 센서의 감도가 낮으면 고출력의 광원을 필요로 한다. 이러한 구조는 적은 전력 소모를 요구하는 핸드헬드 또는 모바일 OCT에서는 적합하지 않기에 감도가 높은 센서를 이용한 분광기(1) 구현이 필요하다.
센서의 감도를 높이려 할 때에는 센서의 full well capacity라는 항목을 또한 고려해야 한다. 빛이 센서에 도달하면 광자(photon)가 전자를 발생시키는데, 각 픽셀에서 노출시간(integration time) 동안에 축적 되는 전자의 양이 포화상태에 도달할 때의 값이 full well capacity이다. 이 값이 낮으면 센서의 감도가 아무리 좋아도 곧 포화상태에 도달하게 되기 때문에 입력되는 광신호의 세기에 제한을 가하게 된다. 따라서 이동 환경에 적합한 OCT용 분광기에서는 감도가 높으면서 동시에 full well capacity 값도 높은 센서의 구현이 필요하다.
본 발명이 해결하고자 하는 과제는 배터리에 의해 구동되는 핸드헬드 또는 모바일 OCT기기에 적합한 소형 분광기(1)를 구현하는 것을 목적으로 한다.
상기와 같은 기술적 과제를 달성하기 위한 본 발명의 일 실시예에 따른, 핸드헬드용 소형 OCT(optical coherence tomography) 분광기에 있어서, 분광기 광학계 모듈; 분광기 광학계 모듈의 일 측에 결합하며, 분광기 광학계 모듈로부터 수신한 광을 전기신호로 변환하는 센서를 포함하는 센서보드; 및 분광기 외부의 다른 회로로부터 수신한 컨트롤 신호와 전력신호를 센서보드에 공급하고, 센서보드로부터 수신한 신호를 외부 다른 회로로 전달하도록 구성되는 커넥터;를 포함하며, 센서보드는 분광기 광학계 모듈과 함께 패키징되며, 센서는 센서보드의 표면으로부터 돌출되도록 형성되되, 센서의 수광부는 패키징된 부품의 내부를 향하도록 구성되어 분광기 광학계 모듈로부터 광을 수집하는 장치일 수 있다.
또한, 센서 자체는 단일 패키징 공정을 거치지 않고, 센서보드 상에 매설되도록 제작될 수 있다.
또한, 센서의 수광부 상단에는 커버 글라스가 포함되어 있지 않을 수 있다.
또한, 센서를 구성하는 복수의 픽셀은 각각 10μm 이내의 폭을 가질 수 있다.
또한, 센서는 기 설정된 입력 전원으로 동작할 수 있도록 저전력회로를 구성할 수 있다.
또한, 센서가 수신하는 광 신호의 파장성분이 가지는 초점의 크기를 픽셀의 폭보다 작게 설계하여, 분광 성능의 열화를 최소화할 수 있다.
또한, 센서보드는 전압 변환부를 구비하여, 커넥터로부터 기 설정된 전압을 수신하지 못하는 경우, 전압 변환부를 통하여 커넥터로부터 전달된 신호로부터 전원공급에 필요한 다른 전압으로 변환할 수 있다.
또한, 센서보드는 센서로부터 수신한 아날로그 신호를 디지털 신호로 변환하여 커넥터로 전달하는 아날로그디지털변환기를 더 포함하며, 아날로그디지털변환기는 입력받는 아날로그 신호의 전압범위가, 잡음 플로어(noise floor)부터 센서의 Full well capacity에 대응하는 전압까지를 포함하도록 설정되는 것이며, Full well capacity는 센서 내 각 픽셀에서 광을 수신하여 기설정된 시간동안 축적할 수 있는 최대 전자의 양을 의미할 수 있다.
또한, 커넥터는 아날로그디지털변환기로부터 발생된 디지털신호를 OCT 시스템의 메인보드로 전송할 수 있다.
또한, 분광기는, 센서의 각 픽셀에서 측정한 전기신호값에 대한 보정을 수행하는 보정 모듈을 더 포함하며, 보정 모듈은 각 픽셀의 광전변환 특성값이 상이한 것에 따르는 전기신호값들 간의 차이와, 광입력이 없을 시 각 픽셀의 잡음 플로어(noise floor) 특성값의 차이를 각각 감쇄할 수 있도록 보정할 수 있다.
또한, 보정 모듈은 각 픽셀에서 측정된 전기신호값에, 각 픽셀의 오프셋(OFFSET) 값들 간의 차이를 나타내는 팩터(factor)를 차감하고, 차감된 값에 입력광의 량에 따라 각 픽셀의 이득(GAIN)값을 나타내는 팩터(factor)를 나눔으로써 보정을 수행할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 따른, 배터리에 의해 구동되는 핸드헬드 또는 모바일 OCT기기에 적합한 소형 분광기(1)를 구현할 수 있다.
본 발명을 통해 분광기(1)의 크기를 소형화하고 전력소모를 최소화하고, 센서와 광학계를 단일패키지로 구현하여 분광영역 OCT 시스템의 크기와 가격을 줄일 수 있다.
이를 통해, 그 동안 제한적이었던 OCT의 보급률을 극대화할 수 있고, OCT를 이용한 진단이 보편화되어 의료보험 수가의 확대도 기대해 볼 수 있다.
더불어 이러한 핸드헬드 또는 모바일 형태의 OCT시스템이 point-of-care (POC) 기기로 자리매김하여 병원의 접근성이 좋지 못한 지역에서도 의사가 환자를 방문하여 첨단 진단기기를 통한 의료혜택을 확대할 수 있다.
도 1은 종래의 분광영역 OCT 시스템의 개념도를 표시한 것이다.
도 2는 종래의 분광기에 사용되는 센서를 나타낸 도면이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른, 소형 OCT용 분광기와 이후 신호처리단의 구성을 나타낸 것이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른, 센서 및 분광기의 예시를 나타낸 도면이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른, 분광기 광학계에 입사된 빛을 처리하는 과정을 나타낸 동작흐름도이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른, 센서보드 출력의 선형성을 확보하는 과정의 예시를 나타낸 그래프이다.
도 7 내지 도 8은 본 발명의 일 실시예에 따라, 하나의 픽셀을 기준으로 조사되는 광신호의 형태를 나타낸 예시 그래프이다.
아래에서는 첨부한 도면을 참조하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 본 발명의 실시예를 상세히 설명한다. 그러나 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하는 실시예에 한정되지 않는다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략하였으며, 명세서 전체를 통하여 유사한 부분에 대해서는 유사한 도면 부호를 붙였다.
명세서 전체에서, 어떤 부분이 다른 부분과 "연결"되어 있다고 할 때, 이는 "직접적으로 연결"되어 있는 경우뿐 아니라, 그 중간에 다른 소자를 사이에 두고 "전기적으로 연결"되어 있는 경우도 포함한다. 또한 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있는 것을 의미하며, 하나 또는 그 이상의 다른 특징이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.
이하의 실시예는 본 발명의 이해를 돕기 위한 상세한 설명이며, 본 발명의 권리 범위를 제한하는 것이 아니다. 따라서 본 발명과 동일한 기능을 수행하는 동일 범위의 발명 역시 본 발명의 권리 범위에 속할 것이다.
도 3는 본 발명의 일 실시예에 따른, 소형 OCT용 분광기(1)와 이후 신호처리단의 구성을 나타낸 도면이다.
도 3을 참조하면, 분광기(1)는 분광기 광학계 모듈(110), 센서보드(120), 커넥터(130)를 포함하고, 이들은 OCT의 메인보드(140) 및 전원장치(150)에 연결될 수 있다.
분광기 광학계 모듈(110)은 분광기(1)의 렌즈 및 거울 등으로 구성되어 측정 대상으로부터 되돌아온 광신호가 파장별로 펼쳐져서 센서에 적절히 도달할 수 있도록 가이드 하는 역할을 수행하게 된다.
본 발명에서는 분광기(1)의 소형화를 위해 분광기 광학계(110)에 사용되는 광부품의 크기를 소형화 하거나, 집적화를 통해 분광기(1)의 소형화를 구현하게 되었으며, 일 예는 후술할 도4의 그림(b)에서 확인할 수 있다.
센서보드(120)는 분광기 광학계 모듈(110)의 일 측에 결합하여 분광기 광학계 모듈(110)에서 수신되는 광 신호를 전기 신호로 변환하는 센서가 포함되며, 변환된 신호를 커넥터(130)를 통해 외부로 전달하게 된다.
또한, 센서보드(120)는 분광기 광학계 모듈(110)과 함께 패키징되며, 센서는 센서보드(120)의 표면으로부터 매립되지 않거나 돌출되도록 형성되되(즉, 센서보드의 표면에서 외부에 노출되도록 형성되되), 이때 센서의 수광부는 패키징 된 부품의 내부를 향하도록 구성되어 분광기 광학계 모듈(110)로부터 광을 수집하게 된다.
이때, 센서 자체는 별도 패키징 공정을 거치지 않고, 센서보드(120) 상에 장착된 후 분광기 광학계 모듈(110)과 함께 패키징되기 때문에, 이를 통해 종래의 센서에서 센서의 보호를 위해 상단에 구비되는 커버 글라스가 제외될 수 있게 되는 것이다. 하지만, 종래의 기술처럼 커버 글라스가 존재하게 되는 경우 OCT 영상 생성 시 잡음의 원인이 될 수 있다.
또한, 센서보드(120)는 센서로부터 수신하는 아날로그(analog) 신호를 디지털 신호로 변환하는 아날로그디지털변환기(analog to digital converter; ADC)를 더 포함할 수 있다.
아날로그디지털변환기가 아날로그신호를 디지털 신호로 변환 시 디지털 신호의 출력 최저치는 센서의 잡음 플로어(noise floor)에 해당되는 값보다는 낮게, 출력 최고치는 센서의 Full well capacity에 해당하는 전압보다는 높도록 설정되어야 한다.
이때, Full well capacity는 센서 내의 각 픽셀에서 광 신호를 수신하여 기 설정된 시간 동안 발생시키는 전자의 양이 포화상태에 도달할 때의 값을 의미하게 된다.
이를 자세하게 설명하면, 일반적으로 입력되는 광 신호의 값이 커질 때 출력되는 아날로그 신호가 센서의 Full well capacity보다 커질 경우, 도 6의 상단의 그래프와 같이, 포화도(saturation)가 높아지면서 입력되는 광 신호에 대한 선형성이 깨지게 된다. 즉, 입력광의 세기의 상승에 따라 출력되는 전압이 도 6의 하단의 그래프처럼 지속적으로 선형성이 유지되도록 형성되는 것이 바람직하지만, 일반적인 경우 이러한 선형성이 무너지는 순간이 발생되므로, Full well capacity 값이 높은 센서를 사용하여, 입사광의 세기와 출력 전기신호 간의 선형성이 유지되는 범위 내에서 아날로그, 디지털 변환이 이루어지는 것이 바람직하다.
이때, 센서의 감도가 좋아서 일정 광 입력신호에 따라 발생되는 전기신호의 세기가 크다고 하더라도 이 full well capacity 값이 낮으면, 취득된 전기신호는 정확한 광신호를 반영하지 못하게 된다.
따라서, 본 발명에서는 잡음 플로어(noise floor)에 해당하는 입력 전압에서부터 Full well capacity에 해당하는 입력 전압까지(즉, 선형성이 유지되는 전압범위 내에서)를 중점적으로 디지털화할 수 있도록 아날로그디지털변환기의 전압 설정 범위를 맞추는 것으로 한다.
한편으로, 센서보드(120)에 공급되는 전원은 별도의 전원 어댑터를 필요로 하는 구동형태가 아닌 충전용 USB케이블과 같이 신호처리용 케이블을 이용하여 전원을 확보할 수 있게 구현되어 분광기(1)를 소형화 할 수 있다.
이때, 외부에서 여러 전압의 전원이 인가되지 못할 경우엔 센서보드(120) 내에 구비된 전압 변환부가 커넥터(130)로부터 신호처리용 케이블을 통하여 수신한 하나의 전압 신호를 전원공급에 필요한 다른 전압으로 변환하여, 센서와 아날로그디지털변환기 등에 인가하게 된다.
또한, 추가 실시예로, 센서보드(120)에는 잡음 저감이나 전기충격방지를 위한 부가 회로부도 구현될 수 있다.
다른 추가 실시예로, 센서보드(120)는 단일 보드로 구현될 수도 있고, 기능을 분할하여 2개 이상의 보드에 구현될 수도 있다.
커넥터(130)는 센서보드(120)에 연결되어 다른 회로(메인보드(140))로부터 수신한 컨트롤 신호 및 전력신호에 기초하여 센서보드(120)에 신호를 공급하도록 구성된다. 또한 센서보드(120)로부터 수신된 신호를 메인보드(140)로 전달하고, 상기 메인보드(140)가 포함된 OCT본체로부터 전원을 수신하게 된다.
메인보드(140)는 본 발명의 분광기(1)가 연결되는 OCT본체가 포함하고 있는 회로보드를 뜻하게 된다. OCT본체의 메인보드(140)에서 생성되는 컨트롤 신호와 전원장치(150)로부터 발원된 전원을 커넥터(130)를 통해 전달하고, 그에 따라 취득된 분광기의 신호를 수신하게 된다.
따라서, 센서보드(120)의 아날로그디지털변환기로부터 생성된 디지털신호는 커넥터(130)를 통해 메인보드(140)로 전달된다.
전원장치(150)는 메인보드(140)와 연결되어 OCT본체 및 분광기(1)에 전력을 전달하는 장치가 될 수 있다. 이때, 본 발명에서는 휴대가 가능한 소형 OCT에 구비되는 분광기(1)를 뜻하기에 전원장치(150)는 탈부착 혹은 충전식 배터리로 구현될 수 있다.
본 발명에서의 분광기(1)는 핸드헬드 또는 모바일 상황을 감안하여, 낙하 시에도 견딜 수 있게 부품 체결, 패키징 및 충격흡수를 위한 기구적인 설계가 뒷받침이 되어야 한다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른, 센서 및 분광기 광학계(110)의 예시를 나타낸 도면이다.
도 4를 참조하면, 그림(a)은 센서 구현의 예시이고, 그림(b)은 분광기 광학계(110)의 예시이다.
그림(a)을 살펴보면, 센서는 단독으로 패키징 하는 형태는 배제하고, 인공 잡음을 낮추기 위해 커버 윈도우 장착하지 않는 형태로 구현된다. 분광기(1)의 소형 패키징화가 가능하도록, 커버 윈도우를 제거한 센서의 표면이 센서보드(120)로부터 외부로 돌출되어 있다.
이때, 센서를 구성하는 각 픽셀의 폭은 10μm 이내로 좁게 제작되어, 분광기(1)의 분광기 광학계(110)와 함께 단일 패키지로 제작할 시 전체적인 크기를 작게 할 수 있다. 또한, 소량의 전력을 소모하여 동작될 수 있도록 저전력 회로로 구성되어야 한다.
그림(a)을 살펴보면, 센서가 포함된 전자기판은 센서의 검출영역이 표면으로 돌출되어 있고, 커버 윈도우가 없어서 그림(b)에 묘사된 바와 같은 분광기 광학계의 좌측 끝에 결합되어 전체적인 분광기(1) 크기를 소형화할 수 있다.
이렇게 돌출된 센서의 표면은 그림(b)과 같은 렌즈와 회절격자(grating) 등의 부품으로 구성된 기하광학계에도 사용가능하고, 추가 소형화를 위해 광부품을 반도체 공정으로 한 평면 상에 도파관(waveguide) 형태로 구현하는 집적 광학계(integrated optics)에도 적합하다.
또한, OCT 시스템의 성능을 평가하는 하나의 지표로서 광검출감도(optical detection sensitivity) 또는 광 동적범위 (optical dynamic range)가 있다.
광검출감도는 완전한 반사거울이 샘플 위치에 있다고 가정할 시, 신호 대 잡음비(SNR: signal-to-noise ratio)를 뜻하게 된다. 잡음을 구성하는 요소로는 산탄 잡음(shot noise), 열 잡음(thermal noise) 및 상대적 강도 잡음(relative intensity noise; RIN)이 있다.
따라서, 산란과 흡수가 많은 생체조직에 있어서는 산탄 잡음이 월등히 높은 산탄 잡음 제한(shot-noise limited) 상황에서 시스템을 구동할 수 있다.
이때, 센서에서의 빛에 대한 노출시간이 길수록 광검출감도가 커지게 되지만, 분광기의 동작속도가 느려지기 때문에 적절한 타협점을 찾아야 한다.
그런데, 광검출감도는, 광신호가 생체조직 안쪽으로 깊이 들어갔다가 되돌아 올수록 더 열화된다. 이 열화되는 정도는 센서의 각 픽셀 위에 맺히는 각 파장성분의 초점의 크기와 각 픽셀의 폭의 비율과 관련이 있는데, 본 발명에서는 이 초점의 크기가 픽셀 폭보다는 작게 설계하여 광검출감도의 열화를 최소화한다.
한편, 대부분의 다중 픽셀 형태의 센서에서는 반도체 공정에 따라 각 픽셀에서의 특성이 일정하지가 않아서, photo response nonuniformity(PRNU)와 dark signal nonuniformity (DSNU) 가 존재한다. 전자는 입사된 광량에 따라 생성되는 전류의 양의 조금씩 다른 것이며, 후자는 입력광이 없을 때의 값이 조금씩 다른 것이다. 즉, PRNU는 각 픽셀의 이득에 관한 팩터이며, DSNU는 각 픽셀의 오프셋 값들에 관한 팩터이다.
본 발명에서 분광기(1)는 센서의 각 픽셀에서 측정하는 전기신호값에 대한 보정을 수행하는 보정 모듈을 더 포함하고 있으며, 보정 모듈이 각 픽셀의 광전변환 특성값이 상이한 것에 따르는 전기신호값들 간의 차이와, 광입력이 없을 시 각 픽셀의 잡음 플로어(noise floor) 특성값의 차이를 각각 감쇄할 수 있도록 보정하게 된다.
이때, 보정 모듈은 각 픽셀에서 측정된 전기신호값에, 각 픽셀의 오프셋(offset)값들 간의 차이를 나타내는 팩터(factor)를 차감하고, 차감된 값에 입력광의 량에 따라 각 픽셀의 이득(gain)값을 나타내는 팩터(factor)를 나눔으로써 보정을 수행하게 된다.
따라서, 측정된 각 픽셀의 값은, 사전에 분석된 각 픽셀 별 PRNU와 DSNU값을 이용하여 보정이 되어야만 정확한 측정값을 얻을 수 있다. 즉 아래와 같은 수학식1의 형태로 보정된 신호를 얻는다.
[수학식1]:
Figure PCTKR2019006762-appb-I000001
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른, 분광기 광학계(110)에 입사된 빛을 처리하는 과정을 나타낸 동작흐름도이다.
도 5를 살펴보면, 먼저 분광기 광학계(110)를 통해 입사광을 획득하게 된다(S510).
단계(S510)를 통해 획득된 입사광을 분광기 광학계(110)에 구비되어 있는 렌즈를 통해 평행광화(collimation) 작업을 수행한다(S520).
평행광화 된 분광 신호를 파장 별로 분리(S530), 분리된 분광 신호를 분광기 광학계(110)에 구비되어 있는 렌즈를 통해 집중화(focusing)를 수행하게 된다(S540).
마지막으로 단계(S530)를 통해 집중화를 거친 분광 신호를 센서보드(120)에 구비된 센서로 검출하는 단계를 가지게 된다(S550).
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른, 센서보드(120) 출력의 선형성을 확보하는 과정의 예시를 나타낸 그래프이다.
도 6을 통해 확인할 수 있는 두 그래프는 포화도(saturation)와 광 신호에 관한 것으로, 그림(a)은 일반적인 분광기의 출력 신호(전기신호값)를, 그림(b)은 이상적인 분광기의 출력 신호(전기신호값)를 뜻하게 된다.
그림(a)을 먼저 살펴보면, 특정 픽셀에 입사되는 입력 광신호가 선형적으로 증가하더라도, 해당 픽셀에서의 출력값(전기신호값)은 그림(a)과 같이 비선형적으로 증가하는 경우가 있다. 이러한 경우, 출력값을 그대로 사용하면 불명확한 분광기의 출력 결과가 얻어지게 되는 것이다.
따라서, 기 설정된 알고리즘을 통해 비선형적인 출력값을 선형적인 값으로 보정하게 되는 경우, 그림(b)와 같은 선형적인 출력값을 얻게 되어 정확한 분광기의 출력 결과를 얻을 수 있게 된다.
이때, 기 설정된 알고리즘이란, 일례로서, 입력 광신호 대비 출력값이 선형적인 영역에서의 커브를 외삽, 비선형 영역에서의 이상적인 선형 출력값을 도출하여, 특정 입력 광신호 세기에서 실제 측정되는 비선형적인 출력값에 대한 이상적인 선형적인 출력값의 순람표(lookup table)를 기 저장한 이후, 실제로 분광기를 작동시켜 비선형적인 출력값을 수신하면, 기 저장된 해당 선형적인 출력값을 순람표에서 불러내어 대신 출력하게 된다. 또 다른 예로는, 비선형적인 상태를 포함하는 함수를 피팅(fitting) 등의 기법으로 도출한 후, 선형적인 상태로 변형시키는 함수를 계산하여 적용할 수도 있다.
이러한 보상의 경우, 기존의 PRNU 및 DSNU에도 추가될 수 있어 분광기를 통해 얻게 되는 결과값의 정확도를 높일 수 있게 된다.
또한, 종래의 분광기에서 작용할 수 있는 누화(crosstalk) 현상에 대한 보상 알고리즘도 포함될 수 있다. 이는, 분광기 내부에 장착되는 센서가 일반적으로 1차원 형태로 배열되는데, 하나의 픽셀에서만 감지되어야 할 광신호가 센서의 이상적이지 않은 동작 특성에 의해 인접한 픽셀들에도 새어나가 신호가 측정되게 되는 것이다. 따라서, 어느 한 픽셀에만 광신호를 입력하는 상황에서, 인접한 여러 픽셀(단측 1~3개 정도)에서의 전기신호값을 측정한 후 이를 모든 픽셀들에 대해 확장하면, 이상적인 상태에서 한 픽셀에서만 측정되어야 하는 전기신호값이 실제로는 어떻게 측정되는지에 해당하는 행렬수식을 산출하게 된다. 이때, 산출된 행렬수식에 대한 역행렬 계산을 통해 픽셀에서 측정되는 전기신호값을 이상적 전기신호값에 대응하도록 보정을 수행하게 되는 것이다.
도 7 내지 도 8은 본 발명의 일 실시예에 따라, 하나의 픽셀을 기준으로 조사되는 광신호의 형태를 나타낸 예시 그래프이다.
도 7을 참조하면, 이상적인 상황에서는 광신호에 대한 누화가 없는 경우, 도면에 도시된 바와 같이 하나의 픽셀에서만 신호가 측정되게 된다.
하지만, 실제로는 광신호가 전자를 발생시키는 위치로부터 각 픽셀들의 전극의 위치가 어느 정도 거리가 떨어져 있는 요인 등에 의하여 도 8에 도시된 바와 같이 기준이 되는 픽셀 이외에도 광신호가 측정되는 문제점이 발생할 수 있다.
따라서, 본 발명에서는 아래에 서술한 알고리즘을 통해 이러한 누화를 적절히 보상시켜 정확한 분광을 측정할 수 있게 된다.
이러한 누화 보정에 사용되는 알고리즘을 설명하기 위해, 인접한 3개의 픽셀에서 누화가 발생하되, 모든 픽셀들이 동일한 누화(crosstalk) 현상을 갖는다고 가정하면, 분광기는 아래와 같은 수식을 통해 누화에 대한 보정을 수행하게 된다.
y[1] = a0x[1] + a1x[2] + a2x[3] + a3x[4]
y[2] = a1x[1] + a0x[2] + a1x[3] + a2x[4] + a3x[5]
y[3] = a2x[1] + a1x[2] + a0x[3] + a1x[4] + a2x[5] + a3x[6]
y[4] = a3x[1] + a2x[2] + a1x[3] + a0x[4] + a1x[5] + a2x[6] + a3x[7]
…
y[n] = a3x[n-3] + a2x[n-2] + a1x[n-1] + a0x[n] + a1x[n+1] + a2x[n+2] + a3x[n+3]
…
y[N-3] = a3x[N-6] + a2x[N-5] + a1x[N-4] + a0x[N-3] + a1x[N-2] + a2x[N-1] + a3x[N]
y[N-2] = a3x[N-5] + a2x[N-4] + a1x[N-3] + a0x[N-2] + a1x[N-1] + a2x[N]
y[N-1] = a3x[N-4] + a2x[N-3] + a1x[N-2] + a0x[N-1] + a1x[N]
y[N] = a3x[N-3] + a2x[N-2] + a1x[N-1] + a0x[N]
x[n]: n번째 픽셀에 측정되어야 할 원래 값
y[n]: n번째 픽셀에서 실제로 측정된 값
a0: 한 픽셀에서 원래 측정되어야 할 값 대비 해당 픽셀에서 실제 측정된 값의 비율
a1: 한 픽셀에서 원래 측정되어야 할 값 대비 첫 번째 인접한 픽셀에서 실제 측정된 값의 비율
a2: 한 픽셀에서 원래 측정되어야 할 값 대비 두 번째 인접한 픽셀에서 실제 측정된 값의 비율
a3: 한 픽셀에서 원래 측정되어야 할 값 대비 세 번째 인접한 픽셀에서 실제 측정된 값의 비율
N: 픽셀의 개수
이때, 상기의 수식을 행렬로 정리하면, 아래와 같은 행렬수식이 산출될 수 있다.
Y=[y[1]y[2]…y[N]]'
X=[x[1]x[2]…x[N]]'
Figure PCTKR2019006762-appb-I000002
최종적으로 상기 행렬수식을 통해, “Y=AX”라는 수식이 산출되고, 실제로 측정되어야 할 값에 대해 누화를 보정하기 위해 아래의 공식이 사용될 수 있다.
“X=A-1Y”
이때, 예시로 든 상기 행렬수식에 사용된 인자가 7개로 이루어질 수 있지만, 이를 단순히 하는 경우 3개 또는 5개가 사용될 수 있고, 고도화되는 경우 9개 이상의 인자가 사용될 수 있다. 또한, 누화가 픽셀마다 다른 경우에는 훨씬 더 많은 인자가 될 수도 있다. 즉, 사전에 센서의 측정을 통해 인자들을 확정한 후, 인자들을 저장매체에 저장하여 행렬수식을 구성하고, 역행렬도 실시간으로 계산하여 누화에 대한 보정을 수행할 수 있게 되는 것이다.
또한, 선택적 실시예로 누화를 보정하기 위한 수식을 간소화 할 수 있다. 이는, 복잡한 수식은 분광기의 연산 속도 저하를 유발할 수 있기에, 사전에 행렬수식에 대응하는 역행렬 중 의미를 가지는 인자들을 미리 저장하고, 이를 통해 수식을 덧셈 및 곱셈만이 사용되는 간소화 된 수식이 적용될 수 있도록 하게 된다.
전술한 본 발명의 설명은 예시를 위한 것이며, 본 발명이 속하는 기술분야의 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고서 다른 구체적인 형태로 쉽게 변형이 가능하다는 것을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 이상에서 기술한 실시예들은 모든 면에서 예시적인 것이며 한정적이 아닌 것으로 이해해야만 한다. 예를 들어, 단일형으로 설명되어 있는 각 구성 요소는 분산되어 실시될 수도 있으며, 마찬가지로 분산된 것으로 설명되어 있는 구성 요소들도 결합된 형태로 실시될 수 있다.
본 발명의 범위는 상기 상세한 설명보다는 후술하는 특허청구범위에 의하여 나타내어지며, 특허청구범위의 의미 및 범위 그리고 그 균등 개념으로부터 도출되는 모든 변경 또는 변형된 형태가 본 발명의 범위에 포함되는 것으로 해석되어야 한다.

Claims (13)

  1. 핸드헬드용 소형 OCT(optical coherence tomography) 분광기에 있어서,
    분광기 광학계 모듈;
    상기 분광기 광학계 모듈의 일 측에 결합하며, 상기 분광기 광학계 모듈로부터 수신한 광을 전기신호로 변환하는 센서를 포함하는 센서보드; 및
    상기 분광기 외부의 다른 회로로부터 수신한 컨트롤 신호와 전력신호를 상기 센서보드에 공급하고, 상기 센서보드로부터 수신한 신호를 외부 다른 회로로 전달하도록 구성되는 커넥터;
    를 포함하며,
    상기 센서보드는 상기 분광기 광학계 모듈과 함께 패키징되며,
    상기 센서는 상기 센서보드의 표면으로부터 노출되도록 형성되되, 상기 센서의 수광부는 상기 패키징된 부품의 내부를 향하도록 구성되어 상기 분광기 광학계 모듈로부터 광을 수집하는 것인, 핸드헬드용 소형 OCT 분광기.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 센서는 자체는 단일 패키징 공정을 거치지 않고, 상기 센서보드 상에 매설되도록 제작되는 것인, 핸드헬드용 소형 OCT 분광기.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 센서의 수광부 상단에는 커버 글라스가 포함되어 있지 않는 것인, 핸드헬드용 소형 OCT 분광기.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 센서를 구성하는 복수의 픽셀은 각각 10μm 이내의 폭을 가지는 것인, 핸드헬드용 소형 OCT 분광기.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 센서는 기 설정된 입력 전원으로 동작할 수 있도록 저전력회로를 구성하는 것인, 핸드헬드용 소형 OCT분광기.
  6. 제 4 항에 있어서,
    상기 센서가 수신하는 광 신호의 파장성분이 가지는 초점의 크기를 상기 픽셀의 폭보다 작게 설계하여, 상기 광검출감도의 열화를 최소화 하는 것인, 핸드헬드용 소형 OCT 분광기.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 센서보드는 전압 변환부를 구비하여, 상기 커넥터로부터 기 설정된 전압을 수신하지 못하는 경우, 상기 전압 변환부를 통하여 상기 컨트롤 신호로부터 전원공급에 필요한 다른 전압으로 변환하는 것인, 핸드헬드용 소형 OCT 분광기.
  8. 제 1 항에 있어서,
    상기 센서보드는 상기 센서로부터 수신한 아날로그 신호를 디지털 신호로 변환하여 상기 커넥터로 전달하는 아날로그디지털변환기를 더 포함하며,
    상기 아날로그디지털변환기는 입력받는 상기 아날로그 신호의 전압범위가 잡음플로어부터 상기 센서의 Full well capacity에 대응하는 전압 범위를 포함하도록 설정되는 것이며,
    상기 Full well capacity는 상기 센서 내 각 픽셀에서 광을 수신하여 기설정된 시간동안 축적할 수 있는 최대 전자의 양을 의미하는 것인, 핸드헬드용 소형 OCT 분광기.
  9. 제 1 항에 있어서,
    상기 커넥터는 상기 아날로그디지털변환기로부터 발생된 디지털신호를 상기 분광기 내의 메인보드로 전송하는 것인, 핸드헬드용 소형 OCT 분광기.
  10. 제 1 항에 있어서,
    상기 분광기는,
    상기 센서의 각 픽셀에서 측정한 전기신호값에 대한 보정을 수행하는 보정 모듈을 더 포함하며,
    상기 보정 모듈은 각 픽셀의 광전변환 특성값이 상이한 것에 따르는 상기 전기신호값들 간의 차이와, 광입력이 없을 시 각 픽셀의 잡음 플로어(noise floor) 특성값의 차이를 각각 감쇄할 수 있도록 보정하는 것인, 핸드헬드용 소형 OCT 분광기.
  11. 제 10 항에 있어서,
    상기 보정 모듈은
    각 픽셀에서 측정된 전기신호값에, 각 픽셀의 오프셋(OFFSET) 값들 간의 차이를 나타내는 팩터(factor)를 차감하고, 상기 차감된 값에 입력광의 량에 따라 각 픽셀의 이득(GAIN)값을 나타내는 팩터(factor)를 나눔으로써 상기 보정을 수행하는 것인, 핸드헬드용 소형 OCT 분광기.
  12. 제 10 항에 있어서,
    상기 보정 모듈은
    상기 분광기의 광센서의 누화(crosstalk)를 보정하기 위해, 한 픽셀에 광신호가 입력되었을 시, 이상적인 전기신호값 대비 인접 픽셀에 누화되어 실제로 측정되는 전기신호값들의 비율, 분광기의 실제 동작 상황에서 각 픽셀에서 실제로 측정된 전기신호값 및 누화가 제거된 이상적인 상황의 전기신호값을 이용하여, 수식을 산출하고,
    상기 수식을 통해 상기 각 픽셀에서 측정되는 상기 전기신호값을 보정하는 것인, 핸드헬드용 소형 OCT 분광기.
  13. 제 10 항에 있어서,
    상기 보정 모듈은
    상기 픽셀에 입사되는 상기 광신호의 비선형(nonlinearity) 전기신호값을 보정하기 위해,
    비선형적인 영역에서의 동일한 상기 광신호에 대응하는 비선형 전기신호값 및 선형 전기신호값을 각각 산출 및 대응시킨 순람표(lookup table) 또는 함수를 기 생성하고, 상기 분광기가 실제로 상기 광신호를 입사하여 상기 비선형적인 전기신호값을 수신하면, 상기 순람표 또는 상기 함수에 기초하여 상기 선형 전기신호값을 산출하여 보정을 수행하는 것인, 핸드헬드용 소형 OCT 분광기.
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