WO2022220350A1 - 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브, 내시경 장치 및 카테터 장치 - Google Patents

투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브, 내시경 장치 및 카테터 장치 Download PDF

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김형함
박정우
조성희
김재우
허다솜
박별리
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포항공과대학교 산학협력단
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Definitions

  • the present invention relates to a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscopic probe, an endoscopic device, and a catheter device.
  • Ultrasonic sensors or transducers use the characteristics of piezoelectric materials to convert electrical energy into acoustic energy, deliver this energy to the target object, and convert the reflected acoustic energy back into an electrical signal to measure the physical distance from the object. and a sensor that enables image acquisition of an object.
  • the conventional ultrasonic sensor is opaque, fusion with an optical device requiring a transparent medium is impossible, and it is also impossible to arrange the irradiated laser and the ultrasonic sensor on the same axis.
  • This off-axis arrangement is disadvantageous in taking images for various reasons. For example, there are problems such as poor alignment of the system, increase in complexity, increase in system size, or decrease in signal-to-noise ratio (SNR).
  • SNR signal-to-noise ratio
  • the present inventor presented a structure of a single crystal transparent ultrasonic sensor based on lithium niobate (LNO) and a method for manufacturing the same in Korean Patent Application No. 10-2020-0039208 ("Transparent ultrasonic sensor and manufacturing method thereof")
  • Korean Patent Application No. 10-2020-0110777 (“Transparent ultrasonic sensor-based ultrasonic optical complex imaging system”), an ultrasonic optical complex imaging system using a transparent ultrasonic sensor has been proposed.
  • Patent Document 1 US Registered Patent Publication No. 8,784,321
  • Patent Document 2 Korean Patent Application No. 10-2020-0039208
  • Patent Document 3 Korean Patent Application No. 10-2020-0110777
  • a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope probe, an endoscope device and A catheter device is provided.
  • a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope probe is an optical fiber laser unit emitting light. It is disposed between the object to be measured and the optical fiber laser unit, transmits the light emitted from the optical fiber laser unit, is coaxially aligned with the light emitted from the optical fiber laser unit, and radiates ultrasonic waves to the object and is reflected.
  • a transparent ultrasonic sensor for receiving ultrasonic waves, and a camera for acquiring an image of an object through the transparent ultrasonic sensor includes the probe, a scanning unit connected to the probe by a cable to control a scanning operation of the probe; and a front end for providing an optical output to the probe through the cable and for signal processing an image acquired by the probe, a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion catheter according to an embodiment of the present invention
  • the device includes a catheter inserted into a preset object, a scanning unit connected to the catheter with a cable to control a scanning operation of the catheter, and an optical output to the catheter through the cable, and an image acquired by the probe and a front end for signal processing, wherein the catheter is disposed between an optical fiber laser unit emitting light from the front end, an object to be measured and the optical fiber laser unit, and the light emitted from the optical fiber laser unit.
  • a transparent ultrasonic sensor that transmits the light, is coaxially aligned with the light emitted from the optical fiber laser unit, emits ultrasonic waves to the object, receives reflected ultrasonic waves, and transmits the ultrasonic waves to the front end portion.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or catheter device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic front perspective view of an optical-ultrasonic fusion endoscopic probe based on a transparent ultrasonic sensor according to an embodiment of the present invention.
  • 3A to 3D are schematic front perspective views of a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscopic probe according to various embodiments of the present disclosure
  • FIGS. 4A to 4C are schematic configuration diagrams of a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscopic probe or catheter according to various embodiments of a front-viewing type of the present invention.
  • 5A to 5C are schematic configuration diagrams of a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscopic probe or catheter according to various embodiments of the present disclosure in which a reflector is added to a front-viewing type probe or catheter.
  • 6A to 6I are schematic configuration diagrams of a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscopic probe or catheter according to various embodiments of the present disclosure in which a reflector is added to a side-viewing type probe or catheter.
  • FIG. 7A to 7D are views each showing an embodiment of a reflector employed in a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or catheter device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a schematic configuration diagram of a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or catheter device according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 9A is a front view of a transparent ultrasonic sensor employed in a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or catheter device according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 98B is a rear view of the transparent ultrasonic sensor according to an embodiment of the present invention. it is do
  • FIG. 10 is a schematic cross-sectional view in one direction of a transparent ultrasonic sensor employed in a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or catheter device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 is a schematic exploded perspective view of a transparent ultrasonic sensor employed in a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or catheter device according to an embodiment of the present invention.
  • 12A and 12B show a concave-concave acoustic lens and a plano-convex shape in the transparent ultrasonic sensor employed in the transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or catheter device according to an embodiment of the present invention, respectively. It is an example illustrating the path of light when an acoustic lens is used.
  • 13A and 13B are respectively when the corrective lens is not used and the corrective lens is used in the transparent ultrasonic sensor employed in the transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasound fusion endoscope device or the catheter device according to an embodiment of the present invention; It is an example showing the path of light by way of example.
  • FIG 14 and 15 are views showing the photoacoustic image results obtained by the transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion catheter device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or catheter device according to an embodiment of the present invention.
  • the transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or catheter device 100 includes an endoscopic probe or catheter 110 , a manipulation unit 120 and a front end unit 130 . may include.
  • the endoscopic probe or catheter 110 may be inserted into a preset object to acquire an ultrasound image, a photoacoustic image, and the like of an object to be photographed. As described above, the endoscopic probe or catheter 110 may be inserted into a preset object to acquire an ultrasound image or a photoacoustic image of an object to be photographed.
  • the outer diameter may be about 5 to 15 mm, and in the case of a catheter inserted into a narrow place such as a cardiovascular system or a microvessel, the outer diameter may be about 0.5 to 1 mm.
  • the manipulation unit 120 may control the movement of the endoscopic probe or catheter 110 connected through a cable.
  • the manipulation unit 120 may include a knob unit 121 , a suction valve 122 , an air/water valve 123 , and an instrument port 124 .
  • the knob unit 121 may control the movement of the endoscopic probe or catheter 110 according to a user's manipulation, and the suction valve 122 may control the suction operation of the suction unit installed in the endoscopic probe or catheter 110 to be described later.
  • the air / water valve 123 can control the operation of the water nozzle device installed in the endoscopic probe or catheter 110 to be described later, and the instrument port 124 is installed in the endoscopic probe or catheter 110 to be described later. It is possible to control the operation of the medical device through the forceps hole.
  • the front-end unit 130 transmits an ultrasound signal to the endoscopic probe or catheter 110 through a laser source 131 that provides a laser through an optical fiber cable and a signal line, receives the reflected ultrasound signal, and processes the signal, and the obtained light
  • the signal processing unit 132 may include a signal processing unit 132 for processing and displaying an acoustic image.
  • FIG. 2 is a schematic front perspective view of an optical-ultrasonic fusion endoscopic probe based on a transparent ultrasonic sensor according to an embodiment of the present invention.
  • a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope probe 110 includes an ultrasonic sensor 111 , an optical fiber laser unit 112 and a camera 113 . may include.
  • the optical fiber laser unit 112 may receive a laser beam from the laser source 131 of the front-end unit 130 and emit light to the outside of the probe 110 .
  • the optical fiber laser unit 112 may be a laser device of various wavelengths for photoacoustic, OCT, NIRF (Near Infra Fluorescence), NIRS (Near Infra Spectroscopy), and fluorescence images. In addition to lasers, it can also be a small camera (CCD, CMOS sensor), LED, etc.
  • a plurality of optical fiber laser units 112 may be disposed within a limited size to simultaneously acquire a plurality of optical images.
  • the transparent ultrasonic sensor 111 is disposed between the object to be measured and the optical fiber laser unit 112 , is coaxially aligned with the light emitted from the optical fiber laser unit 112 , and is emitted from the optical fiber laser unit 112 .
  • the ultrasound image may be obtained by transmitting an ultrasonic wave through a signal line, and is connected to the signal processing unit 132 of the front-end unit 130 through a signal line to radiate an ultrasonic wave to the object and receive the reflected ultrasonic wave.
  • the camera 113 is connected to the signal processing unit 132 of the front-end unit 130 through a signal line, acquires an image of the object through the transparent ultrasonic sensor 111, and transmits the acquired image to the signal processing unit 132. have.
  • the transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope probe 110 allows the light from the optical fiber laser unit 112 to pass through the rear surface of the transparent ultrasonic sensor 111 , Optical/ultrasound images or signals can be acquired at the same location as light and ultrasound Since exactly the same location information can be shared, the problem of location mismatch between conventional ultrasound and optical images can be overcome.
  • 3A to 3D are schematic front perspective views of a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscopic probe according to various embodiments of the present disclosure
  • the transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope probe 110 is a suction unit 114 for sucking a preset material, forceps It may further include a ball 115 and a water nozzle device 116 for jetting water. As described above, since the volume of the device is reduced, the number of forceps holes may be increased in an extra portion of the device to provide a plurality of forceps holes 115 for performing preset medical functions such as incision and suturing.
  • a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope probe 110 may acquire an ultrasonic image (a) of an object through a transparent ultrasonic sensor 111, and , Referring to FIG. 3B , an image (b) of an object may be acquired through the camera 113 , and referring to FIG. 3C , photoacoustic using the optical fiber laser unit 112 and the transparent ultrasonic sensor 111 . Images a and c may be acquired, and referring to FIG. 3D , a fluorescence image d may be acquired by using the optical fiber laser unit 112 alone.
  • the transparent ultrasound sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope probe or catheter 110 may be a front viewing type or a side viewing type.
  • the transparent ultrasound sensor may focus or radiate an ultrasound signal.
  • FIGS. 4A to 4C are schematic configuration diagrams of a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscopic probe or catheter according to various embodiments of a front-viewing type of the present invention.
  • a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope probe or catheter 110 is a transparent ultrasonic sensor 111 that transmits and receives ultrasonic waves (a) from the tip to the front.
  • the optical fiber laser unit 112 may be positioned to emit light c through the transparent ultrasonic sensor 111 .
  • a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope probe or catheter 110 includes an optical lens 117 between the transparent ultrasonic sensor 111 and the optical fiber laser unit 112 . ) to focus the light c from the optical fiber laser unit 112 .
  • the optical lens 117 may be various, such as a GRIN lens, a ball lens, a convex lens.
  • a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope probe or catheter 110 includes a plurality of optical lenses between the transparent ultrasonic sensor 111 and the optical fiber laser unit 112 .
  • the optical lens 117 may be any lens or diffuser capable of spreading light.
  • the transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope probe or catheter 110 may further include a reflector.
  • 5A to 5C are schematic configuration diagrams of a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscopic probe or catheter according to various embodiments of the present disclosure in which a reflector is added to a front-viewing type probe or catheter.
  • a front-viewing type transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope probe or catheter 110 further includes a reflector 118, a transparent ultrasonic sensor-based
  • the side of the optical-ultrasonic fusion endoscope probe or catheter 110 may transmit and receive ultrasound, and may emit light.
  • a camera not shown
  • an image of an object may be acquired.
  • the reflector 118 may be disposed at the front end of the transparent ultrasonic sensor 111 to change the angle between the ultrasonic wave of the transparent ultrasonic sensor 111 and the light from the optical fiber laser unit 112 .
  • 6A to 6I are schematic configuration diagrams of a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscopic probe or catheter according to various embodiments of the present disclosure in which a reflector is added to a side-viewing type probe or catheter.
  • the transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope probe or catheter 110 according to various embodiments of the present invention of a side-viewing type is a transparent ultrasonic sensor 111 for transmitting and receiving ultrasonic waves (a).
  • the optical fiber laser unit 112 is positioned on the back side of the transparent ultrasonic sensor 111 to emit light (c), and the optical fiber laser is located between the transparent ultrasonic sensor 111 and the optical fiber laser unit 112 . It may include a reflector 118 that may change the angle of light from the portion 112 .
  • the optical lens 117 is disposed between the reflecting plate 118 and the optical fiber laser unit 112 to focus the light c from the optical fiber laser unit 112 , or a plurality of optical lenses 117 are arranged Thus, the angle and distance at which the light c from the optical fiber laser unit 112 is spread can be adjusted.
  • FIG. 7A to 7D are views each showing an embodiment of a reflector employed in a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or catheter device according to an embodiment of the present invention.
  • various types of reflectors may be used in the transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or catheter device according to an embodiment of the present invention.
  • the reflective plate include a reflective mirror, a prism, a beam splitter, a dichroic mirror, and the like, and may include any type of reflective plate capable of reflecting light or ultrasonic waves.
  • FIG. 8 is a schematic configuration diagram of a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or catheter device according to another embodiment of the present invention.
  • a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or catheter device 200 is a side-viewing-type probe or catheter endoscopic probe or catheter 210, scanning unit 220 and a front-end unit 230 may be included.
  • the endoscope probe or catheter 210 may be inserted into a pre-set object to acquire an ultrasound image, a photoacoustic image, and the like of an object to be photographed.
  • the scanning unit 220 may control scanning of the endoscopic probe or catheter 210 connected through a cable. That is, the scanning unit 220 may rotate the endoscopic probe or catheter 210 by 360 degrees to control a scanning operation to acquire an ultrasound image, an optoacoustic image, and the like of an object.
  • the scanning unit 220 may include a motor 221 , an optical fiber rotation joint 222 , and a slip ring 223 .
  • the motor 221 may provide a torque for rotating the endoscopic probe or catheter 210 .
  • the optical fiber rotation joint part 222 is connected to the endoscopic probe or catheter 210 that rotates according to the torque of the motor 221 and is connected to the rotating optical fiber cable (fiber b) and the front end part 230 and is fixed to the optical fiber. It can provide coaxial alignment between fiber a.
  • the fixed optical fiber cable (fiber a) and the optical fiber cable rotated by the motor (fiber b) are spaced approximately several um apart, and the rotating optical fiber cable (
  • the laser may be transmitted to the fiber b), and the optical fiber rotation joint 222 is connected to the endoscopic probe or catheter 210 that rotates according to the torque of the motor 221 and is connected to the rotating optical fiber cable (fiber b) and the front It is connected to the end portion 230 to provide coaxial alignment between the fixed optical fiber cables (fiber a) so that the laser is transmitted from the fixed optical fiber cable (fiber a) to the rotating optical fiber cable (fiber b) like a dotted line. can do.
  • the slip ring 223 is electrically connected to a signal line (line b) connected to the front end part 230 and fixed to the endoscopic probe or catheter 110 rotated by a motor 221 and a signal line (line b). connection can be provided.
  • the front-end unit 230 transmits an ultrasound signal to the endoscope probe or catheter 210 through a laser source 231 providing a laser through an optical fiber cable (fiber a) and a signal line (line a), and the reflected ultrasound signal It may include a signal processing unit 232 for receiving and signal processing, and for processing and displaying the acquired photoacoustic image.
  • FIG. 9A is a front view of a transparent ultrasonic sensor employed in a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or a catheter device according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 9B is a rear view of the transparent ultrasonic sensor according to an embodiment of the present invention
  • 10 is a schematic one-way cross-sectional view of a transparent ultrasonic sensor employed in a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion endoscope device or catheter device according to an embodiment of the present invention
  • Figure 11 is an embodiment of the present invention
  • the transparent ultrasonic sensor 111 has a circular shape having a circular planar shape, but is not limited thereto.
  • the transparent ultrasonic sensor 111 includes a protective layer 111-1 and an acoustic lens positioned behind the protective layer 111-1 from the right.
  • the matching part 111-3 having the matching part 111-3, the piezoelectric part 111-5 positioned behind the matching part 111-3, and the first and second housings 111-7a connected to the piezoelectric part 111-5 , 111-7b), the rear layer 111-6 positioned behind the piezoelectric part 111-5, and the insulating part 111-8 positioned between the first and second housings 111-7a and 111-7b , and a correction lens unit 111-9 positioned behind the second housing 111-7b.
  • the protective layer 111-1 is to physically and electrically protect the transparent ultrasonic sensor 111 and to reduce a difference in acoustic impedance with a medium to which an ultrasonic signal is to be irradiated, that is, an object. Accordingly, the protective layer 111-1 has a protective function and may operate as a matching layer that performs acoustic impedance matching between a liquid (eg, water) and a living body.
  • a liquid eg, water
  • the protective layer 111-1 may be made of a transparent material.
  • the protective layer 111-1 may contain parylene, which is a transparent polymer.
  • the acoustic impedance of the protective layer 111-1 may be about 284 Maryls.
  • the protective layer 111-1 is, as shown in FIGS. 10 and 11 , the front and side surfaces of the piezoelectric part 111-5 and the second housing 111-7b positioned at the outermost edge of the transparent ultrasonic sensor 111 . ) can be located on the side of the
  • the protective layer 111-1 may eventually constitute the front and side surfaces of the transparent ultrasonic sensor 111 .
  • the matching part 111-3 located behind the protective layer 111-1 reduces the difference in acoustic impedance with the medium to which the ultrasonic signal generated from the piezoelectric part 111-5 is to be irradiated, that is, the object. it is for
  • the acoustic impedance of the corresponding medium must be adjusted as much as possible in order to efficiently transmit the ultrasonic signal in water, living tissue, or other medium other than air. Energy loss can be minimized.
  • Each acoustic lens of the matching unit 111-3 of this example may be of a focused type using an acoustic lens capable of focusing light and ultrasonic signals.
  • the matching unit 111-3 has a focus control function, the ultrasound signal reflected by the object and incident on the transparent ultrasound sensor 111 is accurately focused on the desired position of the piezoelectric unit 111-5. .
  • the focus of the ultrasound image obtained by the ultrasound signal output from the piezoelectric unit 111-5 is adjusted by the focusing function of the matching unit 111-3, so that a clear ultrasound image can be obtained.
  • the sharpness of an image obtained by the operation of the transparent ultrasonic sensor 111 is improved, so that a clear image of a desired part of an object irradiated with an ultrasonic signal can be obtained.
  • the matching unit 111-3 uses an acoustic lens, the curvature of the surface is constant and the transparency of the surface is improved, so that it is possible to reduce the loss of the ultrasonic signal during transmission and reception of the ultrasonic signal irradiated to or reflected from the object.
  • an additional transmission or blocking layer may be formed on the matching unit 111-3 to transmit or block only a signal of a desired wavelength band.
  • the acoustic lens provided in the matching part 111-3 may be made of at least one of transparent glass, transparent epoxy, and transparent silicone.
  • Such an acoustic lens may be selected according to the function of the acoustic lens.
  • the piezoelectric material provided in the piezoelectric part 111 - 5 is not in the form of a polymer such as PVDF or PVDF-TrFE. In this case, it may be more preferable that the acoustic lens is made of glass.
  • the acoustic impedance is as high as 30-40Mrayls, but in the case of glass, it is low as 10-15Mrayls.
  • the acoustic lens can be made of glass.
  • the acoustic lens may be made of transparent epoxy or transparent silicone.
  • a matching layer (approx. If 7-20 Mrayls) already exist, a separate acoustic impedance matching operation is unnecessary, so epoxies or silicones (approximately 1 to 3 Mrayls) having an acoustic impedance similar to biological tissue or water are appropriate. That is, since the acoustic impedances of epoxies and silicones have almost similar acoustic impedances to those of living tissue or water, separate acoustic impedance matching is unnecessary.
  • the acoustic lens when the acoustic lens is made of glass, an optical lens may be used.
  • the acoustic lens since glass has a faster luminous flux than water, the acoustic lens may be designed in a concave shape such as a plano-concave (see FIG. 12A ).
  • the acoustic lens is made of transparent epoxy
  • a polishing process is performed on the primarily manufactured acoustic lens to improve transparency as much as possible to finally complete the acoustic lens.
  • the epoxies have a faster luminous flux than water, so that the acoustic lens can also be manufactured in a concave shape.
  • the acoustic lens can be manufactured in a convex shape such as a plano-convex shape (see FIG. 12B ). As such, when the acoustic lens is manufactured in a plano-convex shape, the acoustic lens may have a function of collecting light.
  • the piezoelectric part 111-5 is, as shown in FIGS. 10 and 11, a piezoelectric layer 111-5a and first and second electrode layers ( 111-5b, 111-5c) may be provided.
  • the piezoelectric layer 111-5a is a layer in which a piezoelectric effect and an inverse piezoelectric effect occur, and, as already described, may contain a piezoelectric material that is at least one of lithium niobite (LNO), PMN-PT, PVDF, and PVDF-TrFE.
  • LNO lithium niobite
  • PMN-PT PMN-PT
  • PVDF PVDF-TrFE
  • the electromechanical coupling coefficient of LNO is very high, about 0.49, so the electromechanical energy conversion efficiency is very good.
  • the transparent ultrasonic sensor may be suitable for a large aperture single element transducer having a large opening.
  • LNO has a high Curie temperature, it can withstand well even at a high temperature, so that the development of a transparent ultrasonic sensor 111 with good heat resistance can be achieved.
  • the piezoelectric layer 111 - 5a is formed of LNO, a single element ultrasonic sensor having a center frequency of 10 to 400 MHz can be easily developed.
  • the piezoelectric layer 111-5a contains PMN-PT
  • the piezoelectric performance (d33 ⁇ 1500-2800 pC/N) and electromechanical coupling coefficient (k>09) of PMN-PT are very high.
  • the performance of the transparent ultrasonic sensor 111 may be improved.
  • the PMN-PT has a high dielectric constant, so that the transparent ultrasonic sensor 111 suitable for a small aperture single or array ultrasound transducer may be developed.
  • the piezoelectric layer 111 - 5a contains at least one of PVDF and PVDF-TrFE, it may have the following characteristics.
  • PVDF and PVDF-TrFE have a polymer film form, and may be flexible and stretchable piezoelectric layer 111-5a can be manufactured, thereby making piezoelectric layer 111-5a ) can be reduced, and it may be possible to manufacture the transparent ultrasonic sensor 111 for a signal of a high frequency band of about 100 MHz by the reduced thickness.
  • PVDF and PVDF-TrFE have relatively low electromechanical coupling coefficient and high receiving constant, have a wider bandwidth compared to other piezoelectric materials, and can be easily fabricated in both single and array types.
  • a single element may mean an ultrasonic transducer in which the number of all components including a piezoelectric material is one.
  • an array-type element eg, an array ultrasonic transducer
  • an ultrasonic transducer may be an ultrasonic transducer in which the number of all components including a piezoelectric material is plural (n), and generally may be configured in a form mainly used in hospitals. have.
  • the shape may be a linear shape, a convex shape, a 2D matrix, or the like.
  • both single or array ultrasonic transducers with small apertures may be manufactured.
  • the first and second electrode layers 111-5b and 111-5c respectively positioned on the front and rear surfaces of the piezoelectric layer 111-5a receive a (+) drive signal and a (-) drive signal from a drive signal generator (not shown). Each received and exerted a reverse piezoelectric effect on the piezoelectric layer (111-5a) so that the ultrasonic signal can be transmitted toward the object 200, conversely, the piezoelectric layer (111-5a) by the ultrasonic signal received by being reflected by the object It receives the electrical signal generated by the piezoelectric effect of
  • the first and second electrode layers 111-5b and 111-5c may be made of a transparent conductive material as described above, for example, AgNW (silver nanowire), ITO, carbon nanotube, and graphene. may contain at least one of
  • the size of the first electrode layer 111-5b and the second electrode layer 111-5c may be different from each other.
  • the diameter (or diameter) of the second electrode layer 111-5c is the first electrode layer. Different from the diameter of 111 - 5b, a portion (eg, an edge) of the second electrode layer 111 - 5c may be drawn out from an edge of the first electrode layer 111 - 5b.
  • the piezoelectric material ie, the piezoelectric layer 111-5a
  • the piezoelectric material vibrates back and forth to generate an ultrasonic signal. Instead, the ultrasonic signal is generated from the reverse side as well.
  • the ultrasonic signal generated from the rear surface acts as a noise signal.
  • a portion of the ultrasonic signal reflected by the object and returned may pass through the matching unit 111-5 and output toward the correcting lens unit 111-9.
  • the rear layer 111-6 is positioned on the rear surface of the piezoelectric part 111-5 to attenuate the ultrasonic signal generated from the rear surface of the piezoelectric part 111-5 and to attenuate the ultrasonic signal reflected by the object. can be performed.
  • the rear layer 111-6 is located on the rear surface of the piezoelectric unit 111-5 (ie, the surface opposite to the front surface of the piezoelectric unit 111-5 on which the reflected ultrasonic signal is incident), the incident The ultrasonic signal does not pass through the rear surface of the piezoelectric part 111 - 5 .
  • Ring-down is a phenomenon in which unnecessary signals are elongated along the time axis, and is a factor that adversely affects image generation.
  • the rear layer 111-6 may be appropriately manufactured by adjusting at least one of acoustic impedance and thickness in order to reduce the ring-down phenomenon.
  • the back layer 111 - 6 is made of a material having a high acoustic impedance, the ring-down phenomenon is reduced, and the reduction of the ring-down phenomenon on the time axis is similar to that the bandwidth is widened in the frequency domain.
  • the size of the entire ultrasound signal may also be attenuated by the back layer 111 - 6 during transmission and reception of the ultrasound signal.
  • the bandwidth is reduced without significantly reducing the ring-down phenomenon, but the amount of transmission/reception of an ultrasound signal can be increased.
  • the back layer 111 - 6 is also made of a transparent non-conductive material, and may be made of, for example, transparent epoxy (eg, Epotek301) or transparent glass.
  • the back layer 111-6 is made of Epotek301, when the acoustic impedance is 31Mryls and has a low acoustic impedance, low signal damping is achieved, so that the transparent ultrasonic sensor 111 can obtain a relatively high signal.
  • Epotek301 has very high transparency, such as having a transparency of about 95% or more at a wavelength of 380 nm to 2000 nm, and is easily cured at room temperature, so that the rear layer 111-6 is easily manufactured.
  • the back layer 111 - 6 is made of glass, transparency and flatness are high, and a separate curing process is unnecessary.
  • the pulse length is reduced due to the high signal attenuation action in the back layer 111-6, so that the ring-down effect is reduced, but the bandwidth of the frequency of the transparent ultrasonic sensor 111 is reduced. increasing effect can be exerted.
  • the back layer 111 - 6 may be omitted if necessary.
  • the first housing 111-7a and the second housing 111-7b are connected to the first electrode layer 111-5b and the second electrode layer 111-5c, respectively, as described above. Accordingly, the first housing 111-7a and the second housing 111-7b may be formed of a transparent conductive material containing a conductive material (eg, copper) through which an electric signal is transmitted.
  • a transparent conductive material eg, copper
  • the first housing 111-7a receives the corresponding signal through the first signal line L1 and transmits it to the first electrode layer 111-5b, and vice versa, the first electrode layer 111-5b ) may be output to the first signal line L1.
  • the second housing 111-7b also receives the corresponding signal through the second signal line L2, which is a signal line separate from the first signal line L1, and transmits it to the second electrode layer 111-5c, and vice versa.
  • a signal applied from (111-5c) may be output to the second signal line L2.
  • a signal input to the first signal line L1 may be a pulse signal
  • a signal flowing into the second signal line L2 may be a ground signal or a shield signal (-)
  • the first housing 111-7a may transmit a pulse signal to the first electrode layer 111-5b
  • the second housing 111-7b may transmit a ground signal to the second electrode layer 111-5c.
  • the first housing 111-7a and the second housing 111-7b have a ring shape as shown in FIG. 4, and the edges of the corresponding electrode layers 111-5b and 111-5c in contact with each other. It may be positioned in contact with the side, that is, the side of the circle.
  • first electrode layer 111-5b and the second electrode layer 111-5c may be inserted into the empty space located inside the first housing 111-7a and the second housing 111-7b and mounted. .
  • the first housing 111-7a and the second housing 111-7b are positioned so that the transparent ultrasonic sensor 111 is surrounded by the actual active area AR1, so that the first And it is possible to minimize the reduction of the active area AR1 by the second housings 111-7a and 111-7b, and substantially the first housing 111-7a.
  • first housing 111-7a and the second housing 111-7b serve to transmit electrical signals to the corresponding electrode layers 111-5b and 111-5c, they may contain a material having good conductivity. .
  • the first housing 111-7a is located at the edge (ie, the edge) of the first electrode layer 111-5a located on the entire rear surface of the piezoelectric layer 111-5a through which light is received, and thus is as thin as possible. It is preferable to have the width W11, and may have a thickness as thick as possible in order to minimize a signal loss rate due to wiring resistance or the like.
  • the first housing 111-7a Since the second housing 111-7b is coupled to the second electrode layer 111-5c having a larger diameter than the first electrode layer 111-5b as shown in FIGS. 9 and 10, the first housing 111-7a ) has a larger diameter.
  • the second housing 111-7b serves to protect the transparent ultrasonic sensor 111 for the exterior than the first housing 111-7a
  • the width and thickness of the first housing 111-7a are greater than that of the first housing 111-7a. It can have a large width and thickness.
  • the first electrode layer 111-5b and the first housing 111-7a may be positioned in the second housing 111-7b.
  • the outer surface of the second housing 111-7b exposed to the outside is covered with the protective layer 111-1, so that the noise signal is transmitted through the second housing 111-7b to the transparent ultrasonic sensor ( 111) to prevent it from entering.
  • the size may be increased as necessary.
  • a desired optical component may be coupled to the second housing 111-7b by forming a screw wire 111-7b1 or a connector in the second housing 111-7b.
  • the second housing 111 - 7b may function as a coupling portion for coupling with other components.
  • the insulating part 111-8 is disposed between the first housing 111-7a and the second housing 111-7b for transmitting the corresponding electric signals to the corresponding electrode layers 111-5b and 111-5c.
  • 111-7a and 111-7b) to insulate the first housing (111-7a) and the second housing (111-7b) to prevent an electrical short circuit or a short circuit, and the first housing It may serve to fix the positions of the (111-7a) and the second housing (111-7b).
  • the insulating part 111 - 8 may be made of a transparent insulating material such as non-conductive epoxy.
  • the matching unit 111-3 when a plano-concave type acoustic lens is used, the light and ultrasonic signals reflected from the object and the ultrasonic signal are applied to the acoustic lens of the matching unit 111-3. Although the focus is controlled by , light diffusion may occur after passing through the matching unit 111-3 (refer to FIG. 13A ).
  • the corrective lens unit 111-9 having a plano-convex shape opposite to the shape of the acoustic lens used for the matching unit 111-3 is placed in front of the rear layer 111-7, and the light By compensating for the refraction phenomenon, the light diffusion phenomenon can be prevented (refer to FIG. 13b ).
  • the curvature of the correction lens unit 111 - 9 may be selectively used depending on where the light is finally positioned.
  • the correction lens unit 111-9 affects only the focus of light regardless of the focus of the ultrasonic signal, but the acoustic lens of the matching unit 111-3 affects both the focus of the ultrasonic signal and the focus of the light. can go crazy
  • the correction lens unit 111 - 9 may be omitted if necessary, and the focal length of light may be adjusted by changing the correction lens unit 111 - 9 .
  • the correction lens unit 111 - 9 may have a confocal function of simultaneously adjusting the focus of the reflected ultrasonic signal and the focus of the light.
  • the correction lens unit 111 - 9 when the correction lens unit 111 - 9 has a confocal function, the correction lens unit 111 - 9 must be designed in consideration of the shape of the light before passing through the transparent ultrasonic sensor 111 .
  • the correcting lens unit 111-9 includes a single lens, but is not limited thereto, and additionally includes a lens for aberration correction in addition to a single lens such as a plano-convex lens, thereby forming a plurality of lenses.
  • All components positioned in the active area AR1 of the transparent ultrasonic sensor 111 having such a structure are made of a transparent material through which light is transmitted.
  • the characteristics of the transparent ultrasonic sensor 111 may be as follows.
  • the optical impedance is matched, that is, matched by the operation of the matching unit 111-3, the reliability of the signal output from the transparent ultrasonic sensor 111 may be improved.
  • the focus of the light reflected by the object and the ultrasonic signal is adjusted, so that the piezoelectric unit 111-5 is positioned exactly at the desired position.
  • Light and ultrasonic signals can be focused on Accordingly, the clarity of the ultrasound image obtained by the signal output from the transparent ultrasound sensor 111 is greatly improved, so that not only the existence of the corresponding object but also the precise shape of the detected object can be recognized.
  • the components (eg, 11-16, 19) constituting the transparent ultrasonic sensor 111 are made of transparent materials such as transparent glass, transparent epoxy, and transparent silicone, the optical fiber laser The light output from the unit 112 may directly pass through the transparent ultrasonic sensor 111 and be irradiated toward the corresponding object.
  • the arrangement of the optical system including the transparent ultrasonic sensor 111 is free and the utilization of the space in which the optical system is installed can be improved.
  • correction lens unit 111-9 may be selectively used according to the user's needs, and the focal length of light may be adjusted by changing the correction lens unit 111-9.
  • the shape of light spreading by the acoustic lens is generated, but the shape of light spreading by the correction lens unit 111-9 is supplemented and the light is located at a desired point. focus can be adjusted. In this way, the range of selection of the acoustic lens may be widened by the use of the compensating lens.
  • the shape of the light is maintained by focusing by the acoustic lens 111-3 and the correction lens unit 111-9, and thereby, a fine focus can be maintained, so that a high-resolution optical image (eg, , an optoacoustic image or an optical coherence tomography image) may be obtained.
  • a high-resolution optical image eg, an optoacoustic image or an optical coherence tomography image
  • the transparent ultrasonic sensor 111 Since electric signals are applied to the first and second electrodes 111-5b and 111-5c of the , the signal lines L1 and L2 can be easily connected.
  • the screw lines 111-7b1 in the second housing 111-7b which is the outer housing, connection or coupling with other optical elements can be facilitated.
  • the optical element required for the second housing 111-7b located at a portion completely unrelated to the path of the light emitted from the optical module 100 is combined, the light is normally lost without the transparent ultrasonic sensor 111 Since it is incident on the piezoelectric part 111 - 5 of the and passes through the center of the transparent ultrasonic sensor 111 in the normal direction, alignment of light and ultrasonic signals can be easily achieved.
  • vertical may mean that light travels in a direction perpendicular to an incident surface of a transparent ultrasonic sensor (eg, a transparent ultrasonic transducer).
  • a transparent ultrasonic sensor eg, a transparent ultrasonic transducer
  • the focal positions of the light and the ultrasonic signal may exactly match, and thus the sharpness of an image obtained from the transparent ultrasonic sensor may be further improved.
  • the formation of such a matching layer may be performed as follows.
  • the piezoelectric layer is LNO (345 Mrayls) or PMN-PT (371 Mrayls)
  • acoustic impedance matching is required for maximum transmission/reception efficiency of ultrasound energy.
  • more than one matching layer may be needed with materials ranging from 371 Mrayls to 15 Mrayls.
  • a second conformal layer can then be created through a coating of parylene (28 Mralls).
  • the piezoelectric layer is PVDF or PVDF-TrFE (approximately 4 Mralls)
  • a parylene coating can be used to create one matching layer.
  • the matching layer formed by the parylene coating may serve not only as a matching layer but also as protection and insulation from the outside.
  • the second matching layer eg, 2 to 6 Mralys
  • transparent epoxy or silicone eg, PDMS
  • a parylene coating may be used.
  • the second matching layer eg, 11
  • the first matching layer eg, 13
  • the desired matching layer can be generated using the simulation waveform resulting from the KLM simulation.
  • an engineered lens made of borosilicate is used as the first matching layer, and a second matching layer is formed on the first matching layer through parylene coating, so that acoustic impedance matching and Protection and signal isolation from the outside were implemented.
  • this optical lens can perform not only the function of acoustic impedance matching, but also focus, that is, focus the ultrasonic signal generated from the piezoelectric layer.
  • the transparent ultrasonic sensor 111 is mainly used for image acquisition, the focus of the ultrasonic signal is a factor that has a great influence on high resolution and high sensitivity.
  • FIG 14 and 15 are views showing the photoacoustic image results obtained by the transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion catheter device according to an embodiment of the present invention.
  • hair was attached to the 4.0 mm hole, and the catheter of the transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion catheter device according to an embodiment of the present invention was inserted into the 4.0 mm hole to determine whether photoacoustic image acquisition was possible.
  • the 3D data acquired while moving and rotating the catheter forward and backward is expressed as a cross-sectional image, X-Y plane, X-Y plane, etc.
  • the lateral resolution measured with hair was found to be 282 um.
  • a leaf skeleton phantom is rolled and attached to a 4.5 mm hole, and a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion catheter according to an embodiment of the present invention is inserted into the 4.0 mm hole by inserting the catheter of the optical-acoustic fusion catheter.
  • a transparent ultrasonic sensor-based optical-ultrasonic fusion catheter according to an embodiment of the present invention is inserted into the 4.0 mm hole by inserting the catheter of the optical-acoustic fusion catheter.
  • the transparent ultrasonic sensor can provide comprehensive information in combination with various general optical imaging equipment.
  • endoscopes or catheters many studies have already been conducted to combine ultrasound and optical images (photoacoustic/OCT/fluorescence/NIRS/NIRF images, etc.).
  • the imaging equipment must be directly inserted into a tube or blood vessel in the body, its size is very limited.
  • the combination of a transparent ultrasonic sensor and optical imaging equipment is optimized to minimize size.

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Abstract

본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브는 광을 방출하는 광 섬유 레이저부, 측정하고자 하는 대상물과 상기 광 섬유 레이저부 사이에 배치되어 상기 광 섬유 레이저부에서 방출되는 광을 투과시키며, 상기 광 섬유 레이저부에서 방출되는 광과 동축 정렬되고, 상기 대상물에 초음파를 방사하고 반사된 초음파를 수신하는 투명 초음파 센서, 상기 투명 초음파 센서를 통해 대상물의 이미지를 획득하는 카메라를 포함할 수 있고, 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치는 상술한 프로브와 스캐닝부 및 프런트 엔드부를 포함할 수 있으며, 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치는 프런트 엔드부로부터의 광을 방출하는 광 섬유 레이저부, 측정하고자 하는 대상물과 상기 광 섬유 레이저부 사이에 배치되어 상기 광 섬유 레이저부에서 방출되는 광을 투과시키며, 상기 광 섬유 레이저부에서 방출되는 광과 동축 정렬되고, 상기 대상물에 초음파를 방사하고 반사된 초음파를 수신하여 상기 프런트 엔드부에 전달하는 투명 초음파 센서를 포함하는 카테터, 스캐닝부 및 프런트 엔드부를 포함할 수 있다.

Description

투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브, 내시경 장치 및 카테터 장치
본 발명은 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브, 내시경 장치 및 카테터 장치에 관한 것이다.
초음파 센서나 트랜스듀서는 압전 물질의 특징을 이용하여 전기 에너지를 음향 에너지로 변환한 뒤 이 에너지를 대상물인 물체에 전달하고 반사된 음향 에너지를 다시 전기적 신호로 변환하는 원리로 물체와의 물리적 거리 측정 및 물체의 영상 획득을 가능하게 하는 센서이다.
최근 들어, 고정밀도의 감지 동작, 고해상도 영상 및 사용자의 편의를 위해 광학 카메라, 레이저 등의 광학 기기 및 초음파 센서가 융합된 기술이 활발하게 개발되고 있다.
특히, 의료 진단에서 정확성을 향상시킬 수 있는 장점이 있어, 종래의 초음파 영상 시스템과 광학 영상 시스템을 결합하거나, 초음파 영상 시스템과 광간섭 단층촬영 영상 시스템을 결합하거나, 또는 초음파 영상 시스템과 형광 이미징 시스템을 결합하는 등의 연구가 진행되었다.
하지만, 종래의 초음파 센서는 불투명하기 때문에 투명한 매질이 요구되는 광학 기기와의 융합이 불가능하며, 또한 조사되는 레이저와 초음파 센서를 동일 축에 배열하는 것이 불가능하였다.
이러한 축외 배치는 여러 이유로 영상을 촬영함에 있어서 불리한 점이 있다. 예컨대, 시스템의 정렬이 불량해지거나, 복잡도가 증가하거나, 시스템 크기가 커지거나, 신호 대 잡음비(SNR)가 낮아지는 등의 문제가 있었다.
이러한 불투명 초음파 센서의 문제를 해결하기 위하여 미국특허US8,784,321호에서는 불투명 초음파 센서의 단면 중 일부를 천공하여 광경로를 형성함으로써, 광경로와 초음파 경로가 같은 축에 위치하도록 하기도 하였다. 그러나 이 경우에도 초음파 센서의 단면 중 일부에서만 광이 투과할 수 있기 때문에, 초음파 센서의 광 비투과성으로 인한 문제점이 충분히 해결될 수는 없었다.
한편, 본 발명자는 한국 특허출원 제10-2020-0039208호("투명 초음파 센서 및 그 제조방법")에서 니오브산리튬(LNO: Lithium niobate) 기반 단결정 투명 초음파 센서 구조 및 그 제조 방법을 제시한 바 있고, 한국 특허출원 제10-2020-0110777호("투명 초음파 센서 기반 초음파 광학 복합 이미징 시스템")에서 투명 초음파 센서를 이용한 초음파 광학 복합 이미징 시스템을 제시한 바 있다.
(특허문헌1) 미국 등록특허공보 제8,784,321호
(특허문헌2) 한국 특허출원 제10-2020-0039208호
(특허문헌3) 한국 특허출원 제10-2020-0110777호
본 발명의 일 실시예에 따르면, 초음파 경로와 광 경로의 동축화를 가능케 하는 투명 초음파 센서를 활용하여 SNR을 개선하고 기기를 소형화할 수 있는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브, 내시경 장치 및 카테터 장치가 제공된다.
상술한 본 발명의 과제를 해결하기 위해, 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브는 광을 방출하는 광 섬유 레이저부. 측정하고자 하는 대상물과 상기 광 섬유 레이저부 사이에 배치되어 상기 광 섬유 레이저부에서 방출되는 광을 투과시키며, 상기 광 섬유 레이저부에서 방출되는 광과 동축 정렬되고, 상기 대상물에 초음파를 방사하고 반사된 초음파를 수신하는 투명 초음파 센서, 상기 투명 초음파 센서를 통해 대상물의 이미지를 획득하는 카메라를 포함할 수 있고, 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치는 상술한 프로브, 상기 프로브와 케이블로 연결되어 상기 프로브의 스캐닝 동작을 제어하는 스캐닝부; 및 상기 프로브에 상기 케이블을 통해 광 출력을 제공하고, 상기 프로브에 의해 획득한 이미지를 신호 처리하는 프런트 엔드부를 포함할 수 있으며, 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치는 사전에 설정된 대상체에 삽입되는 카테터, 상기 카테터와 케이블로 연결되어 상기 카테터의 스캐닝 동작을 제어하는 스캐닝부, 상기 카테터에 상기 케이블을 통해 광 출력을 제공하고, 상기 프로브에 의해 획득한 이미지를 신호 처리하는 프런트 엔드부를 포함하고, 상기 카테터는 상기 프런트 엔드부로부터의 광을 방출하는 광 섬유 레이저부, 측정하고자 하는 대상물과 상기 광 섬유 레이저부 사이에 배치되어 상기 광 섬유 레이저부에서 방출되는 광을 투과시키며, 상기 광 섬유 레이저부에서 방출되는 광과 동축 정렬되고, 상기 대상물에 초음파를 방사하고 반사된 초음파를 수신하여 상기 프런트 엔드부에 전달하는 투명 초음파 센서를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따르면, 초음파 경로와 광 경로의 동축화를 가능케 하는 투명 초음파 센서를 활용하여 SNR을 개선하고 프로브 또는 카테터를 소형화할 수 있는 효과가 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치의 개략적인 구성도이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브의 개략적인 정면 사시도이다.
도 3a 내지 도 3d는 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브의 개략적인 정면 사시도이다.
도 4a 내지 도 4c는 프런트 뷰잉 타입의 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터의 개략적인 구성도이다.
도 5a 내지 도 5c는 프런트 뷰잉 타입 프로브 또는 카테터에 반사판이 추가된 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터의 개략적인 구성도이다.
도 6a 내지 도 6i는 사이드 뷰잉 타입 프로브 또는 카테터에 반사판이 추가된 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터의 개략적인 구성도이다.
도 7a 내지 도 7d는 각각 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치에 채용된 반사판의 실시예를 나타내는 도면이다.
도 8은 본 발명의 다른 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치의 개략적인 구성도이다.
도 9a는 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치에 채용된 투명 초음파 센서의 정면도이고, 도98b는 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서의 배면도이다.
도 10은 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치에 채용된 투명 초음파 센서의 개략적인 일 방향 단면도이다.
도 11은 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치에 채용된 투명 초음파 센서의 개략적인 분해 사시도이다.
도 12a 및 도 12b는 각각 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치에 채용된 투명 초음파 센서에서 평오목 형태의 평오목 음향 렌즈와 평볼록 형태인 평볼록 음향 렌즈가 사용될 때의 빛의 경로를 예시적으로 도시한 예이다.
도 13a와 도 13b는 각각 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치에 채용된 투명 초음파 센서에서 보정 렌즈가 사용되지 않는 때와 보정 렌즈가 사용된 때의 빛의 경로를 예시적으로 도시한 예이다.
도 14 및 도 15는 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치에 의해 획득한 광음향 영상 결과를 나타내는 도면이다.
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명을 용이하게 실시할 수 있도록 바람직한 실시예를 상세히 설명한다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치의 개략적인 구성도이다.
도 1을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치(100)는 내시경 프로브 또는 카테터(110), 조작부(120) 및 프론트엔드부(130)를 포함할 수 있다.
내시경 프로브 또는 카테터(110)는 사전에 설정된 대상체에 삽입되어 촬영하고자 하는 대상물의 초음파 이미지, 광음향 이미지 등을 획득할 수 있다. 내시경 프로브 또는 카테터(110)는 상술한 바와 같이, 사전에 설정된 대상체에 삽입되어 촬영하고자 하는 대상물의 초음파 이미지, 광음향 이미지 등을 획득할 수 있는데, 예를 들어, 신체의 위장, 대장 등과 같은 장기에 삽입되는 내시경 프로브의 경우 외경이 5 ~15mm 정도일 수 있으며, 심혈관, 미세혈관 등과 같은 협소한 곳에 삽입되는 카테터의 경우 외경이 0.5~1mm 정도일 수 있다.
조작부(120)는 케이블을 통해 연결된 내시경 프로브 또는 카테터(110)의 움직임을 제어할 수 있다. 조작부(120)는 노브부(121), 석션 밸브(122), 에어/워터 밸브(123) 및 인스트루먼트 포트(124)를 포함할 수 있다.
노브부(121)는 사용자의 조작에 따라 내시경 프로브 또는 카테터(110)의 움직임을 제어할 수 있으며, 석션 밸브(122)는 후술하는 내시경 프로브 또는 카테터(110)에 설치된 석션부의 석션 동작을 제어할 수 있고, 에어/워터 밸브(123)는 후술하는 내시경 프로브 또는 카테터(110)에 설치된 워터노즐기기의 동작을 제어할 수 있으며, 인스트루먼트 포트(124)는 후술하는 내시경 프로브 또는 카테터(110)에 설치된 겸자공을 통한 의료 기기의 동작을 제어할 수 있다.
프론트엔드부(130)는 광 섬유 케이블를 통해 레이저를 제공하는 레이저 소스(131)과 신호선를 통해 내시경 프로브 또는 카테터(110)에 초음파 신호를 송신하고 반사된 초음파 신호를 수신하여 신호 처리하며, 획득한 광음향 이미지 등을 신호 처리하여 디스플레이하는 신호 처리부(132)를 포함할 수 있다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브의 개략적인 정면 사시도이다.
도 1과 함께 도 2를 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브(110)는 초음파 센서(111), 광 섬유 레이저부(112) 및 카메라(113)를 포함할 수 있다.
광 섬유 레이저부(112)는 프론트엔드부(130)의 레이저 소스(131)로부터 레이저를 전달받아 프로브(110) 외부로 광을 방출할 수 있다. 광 섬유 레이저부(112)는 광음향, OCT, NIRF (Near Infra Fluorescence), NIRS (Near Infra Spectroscopy), 형광 영상을 위한 다양한 파장의 레이저 기기가 될 수 있다. 또한 레이저 외에도 소형 카메라 (CCD, CMOS 센서), LED 등이 될 수 있다. 광 섬유 레이저부(112)는 1개만을 도시하였지만 제한된 크기 내에서 복수개 배치하여 복수개의 광학 이미지를 동시에 획득할 수도 있다.
투명 초음파 센서(111)는 측정하고자 하는 대상물과 광 섬유 레이저부(112) 사이에 배치되어 광 섬유 레이저부(112)에서 방출되는 광과 동축 정렬되고, 광 섬유 레이저부(112)에서 방출되는 광을 투과시키며, 신호선을 통해 프론트엔드부(130)의 신호 처리부(132)에 연결되어 상기 대상물에 초음파를 방사하고 반사된 초음파를 수신하여 초음파 이미지를 획득할 수 있다. 카메라(113)는 신호선을 통해 프론트엔드부(130)의 신호 처리부(132)에 연결되어 투명 초음파 센서(111)를 통해 대상물의 이미지를 획득하고, 획득한 이미지를 신호처리부(132)에 전달할 수 있다.
상술한 바와 같이, 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브(110)는 광 섬유 레이저부(112)로부터의 광을 투명 초음파 센서(111)의 후면으로 통과하게 하여 빛과 초음파가 동일한 위치에서 광학/초음파 영상 또는 신호를 획득할 수 있으며, 기기의 부피가 줄어들어 기기의 여분의 부분에 겸자공의 개수를 늘려 다양한 수술 도구 등을 추가할 수 있고, 초음파/광학이 정확히 같은 위치 정보를 공유할 수 있기 때문에 종래의 초음파 및 광학 영상 간의 위치 불일치 문제를 극복할 수 있다.
도 3a 내지 도 3d는 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브의 개략적인 정면 사시도이다.
도 2와 함께, 도 3a 내지 도 3d를 참조하면, 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브(110)는 사전에 설정된 물질을 흡입하는 석션부(114), 겸자공(115) 및 워터를 분출하는 워터 노즐기기(116)를 더 포함할 수 있다. 상술한 바와 같이, 기기의 부피가 줄어들어 기기의 여분의 부분에 겸자공의 개수를 늘려 절개, 봉합 등의 사전에 설정된 의료 기능을 수행하는 복수의 겸자공(115)을 구비할 수 있다.
먼저, 도 3a를 참조하면, 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브(110)는 투명 초음파 센서(111)를 통해 대상물의 초음파 이미지(a)를 획득할 수 있고, 도 3b를 참조하면, 카메라(113)를 통해 대상물의 이미지(b)를 획득할 수 있으며, 도 3c를 참조하면, 광 섬유 레이저부(112)와 투명 초음파 센서(111)를 이용하여 광음향 이미지(a,c)를 획득할 수 있고, 도 3d를 참조하면, 광 섬유 레이저부(112)를 단독으로 이용하여 형광 이미지(d)를 획득할 수 있다.
한편, 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치(100)에 채용된 카테터는 상술한 내시경 프로브에서 카메라가 제외된 구성 외에 동작 및 구성이 유사하므로, 상세한 설명은 생략하도록 한다.
본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터(110)는 프런트 뷰잉(front viewing) 타입 또는 사이드 뷰잉 타입(side viewing) 타입일 수 있다.
후술하는 도면에 도시된 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터(110)에서 투명 초음파 센서는 초음파 신호를 포커싱하거나 방사할 수 있다.
도 4a 내지 도 4c는 프런트 뷰잉 타입의 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터의 개략적인 구성도이다.
도 4a를 참조하면, 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터(110)는 끝단에서 정면으로 초음파(a)를 송수신하는 투명 초음파 센서(111)의 후면에 광 섬유 레이저부(112)가 위치하여 투명 초음파 센서(111)를 통해 광(c)을 방출할 수 있다.
도 4b를 참조하면, 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터(110)는 투명 초음파 센서(111)와 광 섬유 레이저부(112) 사이에 광학 렌즈(117)를 배치하여 광 섬유 레이저부(112)로부터의 광(c)을 포커싱할 수 있다. 광학 렌즈(117)는 GRIN 렌즈, ball 렌즈, convex 렌즈 등 다양할 수 있다.
도 4c를 참조하면, 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터(110)는 투명 초음파 센서(111)와 광 섬유 레이저부(112) 사이에 복수의 광학 렌즈(117)를 배치하여 광 섬유 레이저부(112)로부터의 광(c)을 퍼트리는 각도 및 거리를 조절할 수 있다. 이때의 광학 렌즈(117)는 빛을 퍼뜨릴 수 있는 모든 렌즈 또는 디퓨저 등이 해당될 수 있다.
한편, 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터(110)는 반사판을 더 포함할 수 있다.
도 5a 내지 도 5c는 프런트 뷰잉 타입 프로브 또는 카테터에 반사판이 추가된 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터의 개략적인 구성도이다.
도 5a 내지 도 5c를 참조하면, 프런트 뷰잉 타입의 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터(110)는 반사판(118)을 더 포함하여, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터(110)의 측면으로, 초음파를 송수신할 수 있고, 광을 방출할 수 있다. 마찬가지로, 카메라(미도시)가 포함되는 경우 대상물의 이미지를 획득할 수 있다. 반사판(118)은 투명 초음파 센서(111)의 앞단에 배치되어, 투명 초음파 센서(111)의 초음파와 광 섬유 레이저부(112)로부터의 광의 각도를 변경시킬 수 있다.
도 6a 내지 도 6i는 사이드 뷰잉 타입 프로브 또는 카테터에 반사판이 추가된 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터의 개략적인 구성도이다.
도 6a 내지 도 6i를 참조하면, 사이드 뷰잉 타입의 본 발명의 다양한 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브 또는 카테터(110)는 초음파(a)를 송수신하는 투명 초음파 센서(111)의 후면에 광 섬유 레이저부(112)가 위치하여 투명 초음파 센서(111)를 통해 광(c)을 방출할 수 있으며, 투명 초음파 센서(111)와 광 섬유 레이저부(112) 사이에 광 섬유 레이저부(112)로부터의 광의 각도를 변경시킬 수 있는 반사판(118)을 포함할 수 있다. 더하여, 반사판(118)과 광 섬유 레이저부(112) 사이에 광학 렌즈(117)를 배치하여 광 섬유 레이저부(112)로부터의 광(c)을 포커싱하거나, 복수의 광학 렌즈(117)를 배치하여 광 섬유 레이저부(112)로부터의 광(c)을 퍼트리는 각도 및 거리를 조절할 수 있다.
도 7a 내지 도 7d는 각각 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치에 채용된 반사판의 실시예를 나타내는 도면이다.
도 7a 내지 도 7d를 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치에는 다양한 형태의 반사판이 사용될 수 있다. 반사판의 예시로는, 반사 거울, 프리즘, 빔스플리터, 다이크로익 거울 등이 대표적으로 있으며, 빛 또는 초음파를 반사시킬 수 있는 모든 형태의 반사판을 포함할 수 있다.
도 8은 본 발명의 다른 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치의 개략적인 구성도이다.
도 8을 참조하면, 본 발명의 다른 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치(200)는 사이드 뷰잉 타입 프로브 또는 카테터인 경우 내시경 프로브 또는 카테터(210), 스캐닝부(220) 및 프론트엔드부(230)를 포함할 수 있다.
내시경 프로브 또는 카테터(210)는 사전에 설정된 대상체에 삽입되어 촬영하고자 하는 대상물의 초음파 이미지, 광음향 이미지 등을 획득할 수 있다.
스캐닝부(220)는 케이블을 통해 연결된 내시경 프로브 또는 카테터(210)의 스캐닝을 제어할 수 있다. 즉 스캐닝부(220)는 내시경 프로브 또는 카테터(210)을 360도 회전시켜 대상물의 초음파 이미지, 광음향 이미지 등을 획득하는 스캐닝 동작을 제어할 수 있다.
스캐닝부(220)는 모터(221), 광섬유 회전 관절부(222) 및 슬립링(slip sing)(223)을 포함할 수 있다.
모터(221)는 내시경 프로브 또는 카테터(210)를 회전시키는 토크를 제공할 수 있다. 광 섬유 회전 관절부(222)는 모터(221)의 토크에 따라 회전되는 내시경 프로브 또는 카테터(210)에 연결되어 회전하는 광 섬유 케이블(fiber b)과 프런트 엔드부(230)에 연결되어 고정된 광 섬유 케이블(fiber a) 간의 동축 정렬을 제공할 수 있다. 고정된 광 섬유 케이블(fiber a)와 모터에 의해 회전하는 광 섬유 케이블(fiber b) 간은 대략 수 um 이격되어 있으며, 점선과 같이 고정된 광 섬유 케이블(fiber a)로부터 회전하는 광 섬유 케이블(fiber b)로 레이저가 전달될 수 있고, 광 섬유 회전 관절부(222)는 모터(221)의 토크에 따라 회전되는 내시경 프로브 또는 카테터(210)에 연결되어 회전하는 광 섬유 케이블(fiber b)과 프런트 엔드부(230)에 연결되어 고정된 광 섬유 케이블(fiber a) 간에 동축 정렬을 제공하여 점선과 같이 고정된 광 섬유 케이블(fiber a)로부터 회전하는 광 섬유 케이블(fiber b)로 레이저가 전달되도록 할 수 있다. 슬립링(223)는 프런트 엔드부(230)에 연결되어 고정된 신호선(line b)과 모터(221)에 의해 회전하는 내시경 프로브 또는 카테터(110)에 연결되어 회전하는 신호선(line b) 간의 전기적 연결을 제공할 수 있다.
프론트엔드부(230)는 광 섬유 케이블(fiber a)를 통해 레이저를 제공하는 레이저 소스(231)과 신호선(line a)를 통해 내시경 프로브 또는 카테터(210)에 초음파 신호를 송신하고 반사된 초음파 신호를 수신하여 신호 처리하며, 획득한 광음향 이미지 등을 신호 처리하여 디스플레이하는 신호 처리부(232)를 포함할 수 있다.
도 9a는 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치에 채용된 투명 초음파 센서의 정면도이고, 도 9b는 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서의 배면도이며, 도 10운 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치에 채용된 투명 초음파 센서의 개략적인 일 방향 단면도이고, 도 11은 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치 또는 카테터 장치에 채용된 투명 초음파 센서의 개략적인 분해 사시도이다.
도 9a 및 도 9b에 도시한 것처럼, 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서(111)는 원형의 평면 형상을 갖는 원형 형태를 갖고 있지만, 이에 한정되지는 않는다.
도 9a, 도 9b 및 도 10을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서(111)는 우측에서부터 보호층(111-1), 보호층(111-1) 뒤에 위치하는 음향 렌즈를 갖는 정합부(111-3), 정합부(111-3)뒤에 위치하는 위치하는 압전부(111-5), 압전부(111-5)와 연결되어 있는 제1 및 제2 하우징(111-7a, 111-7b), 압전부(111-5) 뒤에 위치하는 후면층(111-6), 제1 및 제2 하우징(111-7a, 111-7b) 사이에 위치하는 절연부(111-8), 그리고 제2 하우징(111-7b) 뒤에 위치하는 보정 렌즈부(111-9)를 구비할 수 있다.
보호층(111-1)은 투명 초음파 센서(111)를 물리적 및 전기적으로 보호하고, 초음파 신호를 조사하고자 하는 매질, 즉 대상물과의 음향 임피던스 (acoustic impedance)의 차이를 줄이기 위한 것이다. 따라서, 보호층(111-1)은 보호 기능을 구비하고 있고 액체(예, 물)와 생체 간의 음향 임피던스 매칭을 실시하는 정합층으로 동작할 수 있다.
이러한 보호층(111-1)은 투명한 물질로 이루어질 수 있다. 한 예로, 보호층(111-1)은 투명한 폴리머(polymer)인 파릴렌(parylene)를 함유할 수 있다.
본 예에서, 보호층(111-1)의 음향 임피던스는 약 284 Mrayls일 수 있다.
이러한 보호층(111-1)은 도 10 및 도 11에 도시한 것처럼, 압전부(111-5)의 전면 및 측면 그리고 투명 초음파 센서(111)의 가장 가장자리에 위치하고 있는 제2 하우징(111-7b)의 측면에 위치할 수 있다.
따라서, 보호층(111-1)은 결국 투명 초음파 센서(111)의 전면과 측면을 구성할 수 있다.
보호층(111-1) 뒤에 위치하는 정합부(111-3)는 압전부(111-5)에서 발생되는 초음파 신호를 조사하고자 하는 매질, 즉 대상물과의 음향 임피던스(acoustic impedance)의 차이를 줄이기 위한 것이다.
즉, 압전부(111-5)의 동작에 위해 초음파 신호가 생성될 때, 공기가 아닌 물, 생체조직 또는 다른 매질내에서의 효율적인 초음파 신호의 전달을 위해서는 해당 매질의 음향 임피던스를 최대한 조정해야 초음파 에너지의 손실을 최소화할 수 있다.
본 예의 정합부(111-3)의 각 음향 렌즈는 빛과 초음파 신호의 초점 조절이 가능한 음향 렌즈를 이용한 포커싱 타입(focused type)일 수 있다.
이와 같이, 정합부(111-3)가 초점 조절 기능을 구비하고 있으므로, 대상물에 의해 반사되어 투명 초음파 센서(111)로 입사되는 초음파 신호는 정확하게 압전부(111-5)의 원하는 위치에 맺히게 된다.
따라서 이러한 정합부(111-3)의 초점 조절 기능에 의해, 압전부(111-5)에서 출력되는 초음파 신호에 의해 획득되는 초음파 영상의 초점 조절이 이루어져 선명한 초음파 영상이 획득될 수 있다.
이로 인해, 투명 초음파 센서(111)의 동작에 의해 획득되는 영상의 선명도가 향상되어 초음파 신호가 조사된 대상물의 원하는 부위에 대한 선명한 영상 획득이 이루어질 수 있다.
또한 정합부(111-3)가 음향 렌즈를 이용하므로 표면의 굴곡이 일정하고 표면의 투명도가 향상되어 대상물로 조사되거나 대상물로부터 반사되는 초음파 신호의 송수신 시 초음파 신호의 손실량을 감소시킬 수 있다.
또한, 필요에 따라 정합부(111-3)에 추가적인 투과막이나 차단막을 형성하여 원하는 파장대의 신호만을 투과하거나 차단할 수 있다.
정합부(111-3)에 구비된 음향 렌즈는 투명한 유리류, 투명한 에폭시류 및 투명한 실리콘류 중 적어도 하나로 이루어질 수 있다.
이러한 음향 렌즈는 음향 렌즈의 기능에 따라 선택될 수 있다.
예를 들어, 음향 렌즈가 음향 임피던스의 정합 기능을 실시하는 정합층으로 기능하는 경우, 압전부(111-5)에 구비되어 있는 압전물질이 PVDF나 PVDF-TrFE 등의 폴리머(polymer) 형태가 아닌 경우에는 음향 렌즈는 유리류로 제작되는 것이 좀 더 바람직할 수 있다
즉, 압전 물질이 LNO(lithium niobite)나 PMN-PT로 이루어지는 경우, 음향 임피던스가 30~40Mrayls로 높으나, 유리류의 경우 10~15Mrayls으로 낮아 음향 임피던스의 매칭에 용이한 음향 임피던스 수치를 갖고 있고, 또한 투명도가 매우 좋아, 압전 물질이 폴리머 형태가 아닌 경우에는 음향 렌즈를 유리류로 제작될 수 있다.
하지만, 음향 임피던스의 정합 기능을 수행하는 정합층이 이미 제작되어 있는 경우, 음향 렌즈는 투명한 에폭시류나 투명한 실리콘류로 제작될 수 있다.
즉, 대략 30~40 Mrayls의 음향 임피던스를 갖는 압전 물질과 대략 1~2 Mrayls의 음향 임피던스를 가지는 생체조직이나 물(즉, 초음파를 조사하고자 하는 매질) 사이에 정합 기능을 수행하는 정합층(대략 7~20 Mrayls)이 이미 존재하면 별도의 음향 임피던스 매칭 동작이 불필요하여 생체조직이나 물과 비슷한 음향 임피던스를 가지는 에폭시류나 실리콘류(대략 1~3 Mrayls)가 적절하다. 즉, 에폭시류와 실리콘류의 음향 임피던스는 생체조직이나 물과 거의 비슷한 음향 임피던스를 갖고 있으므로, 별도의 음향 임피던스 매칭이 불필요하기 때문이다.
또한, 음속(speed of sound)과 음향 렌즈의 재료에 대한 음속을 고려하여, 음향 렌즈의 곡면에 대한 곡률과 오목인지 볼록인지 결정할 수 있다.
예를 들어, 음향 렌즈를 유리류로 제작하는 경우, 광학 렌즈를 사용할 수 있다. 이때, 유리류는 물보다 광속이 빨라 평오목(plano-concave)과 같은 오목 형태로 음향 렌즈가 설계될 수 있다(도 12a 참조).
음향 렌즈가 투명한 에폭시류로 제작되는 경우, 1차적으로 제작된 음향 렌즈에 연마 공정을 실시해 최대한 투명도를 향상시켜 최종적으로 음향 렌즈를 완성해야 한다. 이처럼, 음향 렌즈가 에폭시류로 이루어진 경우에도, 에폭시류 가 물보다 광속이 빨라 음향 렌즈 역시 평오목 형태로 제작될 수 있다.
음향 렌즈가 투명한 실리콘류로 제작되는 경우에도 에폭시류의 경우와 같이, 별도의 연마 공정을 실시하여 완성된 음향 렌즈를 최대한으로 향상시켜야한다. 이 경우, 실리콘류는 물보다 광속이 느리기 때문에 유리류와 에폭시류의 경우와는 달리 음향 렌즈는 평볼록(plano-convex) 형태와 같은 볼록 형태로 제작될수 있다(도 12b 참조). 이처럼, 음향 렌즈가 평볼록 형태로 제작되는 경우에, 음향 렌즈는 빛을 모으는 기능을 가질 수 있다.
압전부(111-5)는, 도 10 및 도 11에 도시된 바와 같이, 압전층(111-5a), 압전층(111-5a)의 뒷면과 앞면에 각각 위치하는 제1 및 제2 전극층(111-5b, 111-5c)을 구비할 수 있다.
압전층(111-5a)는 압전 효과 및 역압전 효과가 발생하는 층으로서, 이미 기술한 것처럼, LNO(lithium niobite), PMN-PT, PVDF 및 PVDF-TrFE 중 적어도 하나인 압전 물질을 함유할 수 있다
LNO의 전기기계 결합 계수(electromechanical coupling coefficient)는 약 0.49로 매우 높아 그 만큼 전기-기계 에너지 변환 효율이 매우 좋다.
또한, LNO는 유전율(dielectric permittivity)이 낮아서, 압전층(111-5a)이 LNO로 이루어지는 경우 커다란 개구부를 갖는 단일 소자 트랜스듀서(large aperture single element transducer)에 투명 초음파 센서의 사용이 적합할 수 있다.
또한, LNO는 퀴리온도(Curie temperature)가 높아서 고온에서도 잘 견딜 수 있어, 내열성이 양호한 투명 초음파 센서(111)의 개발이 이루어질 수 있다.
이에 더해, 압전층(111-5a)을 LNO로 형성하는 경우, 10 내지 400MHz 중심 주파수를 갖는 단일 소자 초음파 센서의 개발도 용이하게 이루어질 수 있다.
압전층(111-5a)이 PMN-PT를 함유하는 경우, PMN-PT의 압전 성능 (piezoelectric performance)(d33 ~ 1500-2800 pC/N) 및 전기기계 결합 계수 (k>09)가 매우 높으므로, 투명 초음파 센서(111)의 성능이 향상될 수 있다.
이러한 PMN-PT는 LNO와 달리 유전율이 높아서 작은 구경의 단일 또는 어레이 초음파 트랜스듀서(small aperture single or array ultrasound transducer)에 적합한 투명 초음파 센서(111)의 개발이 이루어질 수 있다.
또한, 압전층(111-5a)이 PVDF 및 PVDF-TrFE 중 적어도 하나를 함유하는 경우, 다음과 같은 특징을 가질 수 있다.
PVDF 및 PVDF-TrFE은 폴리머막(Polymer film) 형태를 갖고 있고 가요성(flexible)을 갖고 신장 가능한(stretchable) 압전층(111-5a)의 제작이 가능할 수 있고, 이로 인해 압전층(111-5a)의 두께를 감소시킬 수 있고 얇아진 두께만큼 약 100MHz대의 높은 주파수 대역의 신호를 위한 투명 초음파 센서(111)로의 제작이 가능할 수 있다.
또한 PVDF 및 PVDF-TrFE은 비교적 낮은 전기기계 결합 계수 와 높은 수신 상수(receiving constant)를 갖고 있고, 다른 압전 물질에 비해 넓은 대역폭을 갖고 있으며, 단일 소자나 어레이 형태의 소자 모두 제작이 용이할 수 있다
여기서 단일 소자(예, 단일 초음파 트랜스듀서)는 압전 물질을 포함한 모든 구성의 개수가 1개인 초음파 트랜스듀서를 의미할 수 있다. 또한, 어레이 형태의 소자(예, 어레이 초음파 트랜스듀서)는 압전 물질을 포함한 모든 구성의 개수가 복수 개(n개)인 초음파 트랜스듀서일 수 있고, 일반적으로 병원에서 주로 사용하는 형태로 구성될 수 있다. 이때, 형태는 리니어(linear) 형태, 볼록(convex)형태, 2D 매트릭스(matrix)등일 수 있다.
본 예의 경우, PMN-PT와 비슷하게 작은 구경의 단일 또는 어레이 초음파 트랜스듀서 모두 제작이 가능할 수 있다.
이러한 압전층(111-5a)의 물질 특징은 다음의 표에 같이 요약될 수 있다.
(표)
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압전층(111-5a)의 전면과 후면에 각각 위치하는 제1 및 제2 전극층 (111-5b, 111-5c)은 도시하지 않는 구동신호 발생기로부터 (+) 구동 신호와 (-) 구동 신호를 각각 수신하여 압전층(111-5a)에 역압전 효과를 발휘해 초음파 신호가 대상물 (200) 쪽으로 전달될 수 있도록 하고, 반대로, 대상물에 의해 반사되어 수신되는 초음파 신호에 의한 압전층(111-5a)의 압전 효과에 의해 생성되는 전기 신호를 수신해 외부로 출력할 수 있도록 한다.
이러한 제1 및 제2 전극층(111-5b, 111-5c)은 이미 기술한 것처럼 투명한 도전성 물질로 이루어질 수 있고, 예를 들어, AgNW(은나노와이어), ITO, 탄소나노 튜브 및 그래핀(graphene) 중 적어도 하나를 함유할 수 있다.
도 10에 도시한 것처럼, 제1 하우징(111-7a) 및 제2 하우징(111-7b)과의 용이한 결합을 위해, 제1 전극층(111-5b)의 크기와 제2 전극층(111-5c)의 크기는 서로 상이할 수 있다.
따라서, 도 10에 도시한 것처럼, 원형의 평면 형상을 갖는 제1 및 제2 전극층(111-5b, 111-5c)에서, 제2 전극층(111-5c)이 직경(또는 지름)은 제1 전극층(111-5b)의 직경과 상이하여, 제2 전극층(111-5c)의 일부(예, 가장자리부)는 제1 전극층(111-5b)의 가장자리부에서부터 외부로 도출될 수 있다.
압전 물질에 전기적 신호(예, 펄스 신호)를 가하게 되면 압전 물질(즉, 압전층(111-5a))이 앞뒤로 진동하여 초음파 신호를 발생하는데 대상물을 향해 있는 압전층(111-5a)의 전면뿐만 아니라 그 반대인 후면으로도 초음파 신호가 발생한다.
이때, 후면으로 발생한 초음파 신호는 대상물로 향하지 않기때문에 이처럼 후면에서 발생하는 초음파 신호는 노이즈 신호로 작용하게 된다.
또한, 대상물에 의해 반사되어 되돌아오는 초음파 신호의 일부는 정합부(111-5)를 통과하여 보정 렌즈부(111-9) 쪽으로 출력될 수 잇다.
따라서, 후면층(111-6)은 압전부(111-5)의 후면에 위치하여 압전부(111-5)의 후면에서 발생하는 초음파 신호를 감쇠시키고 대상물에 의해 반사되는 초음파 신호를 감쇠하는 역할을 수행할 수 있다.
이처럼, 후면층(111-6)이 압전부(111-5)의 후면(즉, 반사되는 초음파 신호가 입사되는 압전부(111-5)의 전면의 반대편에 위치한 면)에 위치하므로, 입사되는 초음파 신호는 압전부(111-5)이 후면을 통과하지 않게 된다.
이로 인해, 압전부(111-5)의 후면을 통과하는 초음파 신호에 의한 불필요한 신호 간섭을 방지하며, 압전부(111-5)로 반사되는 초음파 신호의 손실을 방지하여 링 다운 신호(ring down signal)를 감소시켜 링 다운 현상을 줄일 수 있다.
링 다운이란 불필요한 신호들이 시간 축으로 길게 늘어져 있는 현상으로서, 영상 생성에 악영향을 미치는 요인이다.
따라서, 후면층(111-6)은 이러한 링 다운 현상을 줄이기 위해 음향 임피던스와 두께 중 적어도 하나를 조정하여 적절한 후면층(111-6)을 제작할 수 있다.
높은 음향 임피던스를 가지는 물질로 후면층(111-6)을 제작하면 링 다운 현상이 감소하고, 시간 축에서 링다운 현상이 줄어든다는 것은 주파수 영역에서 대역폭이 넓어진다는 의미와 유사하다. 하지만, 그 대신 초음파 신호의 송수신 시 전체 초음파 신호의 크기 또한 후면층(111-6)에 의해 감쇠될 수 있다.
반대로, 상대적으로 낮은 음향 임피던스를 가지는 물질로 후면층(111-6)을 제조하면 링 다운 현상을 크게 감소하지 않지 않고 대역폭이 감소하지만, 초음파 신호의 송수신 양을 증가시킬 수 있다.
후면층(111-6) 역시 투명한 비도전성 물질로 이루어질 있고, 예를 들어, 투명한 에폭시류(예, Epotek301)나 투명한 유리류로 이루어질 수 있다.
후면층(111-6)이 Epotek301로 이루어지는 경우, 음향 임피던스가 31Mrayls로 낮은 음향 임피던스를 갖는 경우 낮은 신호 감쇠(damping)가 이루어져 투명 초음파 센서(111)는 비교적 높은 신호 획득이 가능해질 수 있다.
또한, Epotek301는 380 nm ~ 2000 nm 파장에서 약 95% 이상의 투명 도를 갖는 것과 같이 매우 높은 투명도를 갖고 있고, 상온에서 경화가 이루어지므로 후면층(111-6)의 제조가 용이하다.
후면층(111-6)이 유리로 이루어지는 경우, 투명도와 평탄도가 높고 별도의 경화 공정이 불필요하다.
유리가 약 13 Mrayls의 음향 임피던스를 갖는 경우, 후면층(111-6)에서 높은 신호 감쇄 작용으로 펄스 길이(pulse length)가 줄어들어 링 다운 효과가 감소하지만 투명 초음파 센서(111)의 주파수의 대역폭을 증가시키는 효과가 발휘될 수 있다.
이러한 후면층(111-6)은 필요에 따라 생략될 수 있다.
제1 하우징(111-7a)과 제2 하우징(111-7b)는 이미 기술한 것처럼 각각 제1전극층(111-5b)과 제2 전극층(111-5c)에 연결되어 있다. 따라서, 이러한 제1 하우징(111-7a)과 제2 하우징(111-7b)는 전기 신호의 전달이 이루어지는 도전성 물질(예를 들어, 구리)을 함유한 투명한 도전성 물질로 이루어질 수 있다.
따라서, 제1 하우징(111-7a)은 도 3에 도시한 것처럼 제1 신호선(L1)을 통해 해당 신호를 수신 받아 제1 전극층(111-5b)으로 전달하고, 반대로 제1 전극층(111-5b)로부터 인가되는 신호를 제1 신호선(L1)으로 출력할 수 있다.
제2 하우징(111-7b) 역시 제1 신호선(L1)과는 별개의 신호선인 제2 신호선(L2)을 통해 해당 신호를 수신 받아 제2 전극층(111-5c)으로 전달하고, 반대로 제2 전극층(111-5c)으로부터 인가되는 신호를 제2 신호선(L2)으로 출력할 수 있다.
본 예에서, 제1 신호선(L1)으로 입력되는 신호는 펄스 신호일 수 있고, 제2 신호선(L2)으로 유입되는 신호가 접지 신호나 쉴드 신호(-)일 수 있어, 제1 하우징(111-7a)은 펄스 신호를 제1 전극층(111-5b)으로 전달하고 제2 하우징(111-7b)는 접지 신호를 제2 전극층(111-5c)으로 전달할 수 있다.
이러한 제1 하우징(111-7a)과 제2 하우징(111-7b)은 도 4에 도시한 것처럼 링(ring) 형상을 갖고 있고, 각 접해 있는 해당 전극층(111-5b, 111-5c)의 가장자리부, 즉 원형의 측면과 접하게 위치할 수 있다.
즉, 제1 하우징(111-7a)과 제2 하우징(111-7b) 내부에 위치한 빈 공간 속으로 제1 전극층(111-5b)과 제2 전극층(111-5c)이 삽입되어 장착될 수 있다.
따라서, 도 9에 도시한 것처럼, 제1 하우징(111-7a)과 제2 하우징(111-7b)은 투명 초음파 센서(111)이 실제 액티브 영역(AR1)에 주변에서 에워싸게 위치하여, 제1 및 제2 하우징(111-7a, 111-7b), 실질적으로는 제1 하우징(111-7a)에 의한 액티브 영역(AR1)의 감소를 최소화할 수 있다.
이처럼 제1 하우징(111-7a)과 제2 하우징(111-7b)은 전기 신호를 해당 전극층(111-5b, 111-5c)에 전달하는 역할을 수행하므로, 전도성이 양호한 물질을 함유할 수 있다.
제1 하우징(111-7a)은 빛의 수신이 이루어지는 압전층(111-5a)의 후면 전체에 위치하고 있는 제1 전극층(111-5a)의 가장자리부(즉, 테두리부)에 위치하므로, 최대한 얇은 폭(W11)을 가지는 것이 좋고, 배선 저항 등으로 인한 신호의 손실율을 최소화하기 위해 최대한 두꺼운 두께를 가질 수 있다.
제2 하우징(111-7b)은 도 9 및 도 10에 도시한 것처럼 제1 전극층(111-5b) 보다 큰 직경을 갖는 제2 전극층(111-5c)과 결합되므로, 제1 하우징(111-7a)보다 큰 직경을 갖고 있다.
또한, 제2 하우징(111-7b)은 제1 하우징(111-7a)보다 외각에 위하여 투명 초음파 센서(111)를 보호하는 역할을 수행하므로, 제1 하우징(111-7a)의 폭과 두께보다 큰 폭과 두께를 가질 수 있다.
따라서, 도 10에 도시한 것처럼, 제2 하우징(111-7b) 내에 제1 전극층(111-5b)과 제1 하우징(111-7a)이 위치할 수 있다.
또한, 이미 기술한 것처럼, 외부로 노출되는 제2 하우징(111-7b)의 외측면은 보호층(111-1)으로 덮여 있어 노이즈 신호가 제2 하우징(111-7b)을 통해 투명 초음파 센서(111)로 유입되지 못하도록 한다.
도 10 및 도 11에 도시한 것처럼, 제2 하우징(111-7b)은 압전층(111-5a)의 광 수신 면적에 영향을 미치지 않으므로, 크기는 필요에 따라 증가시킬 수 있다.
또한, 제2 하우징(111-7b)에 나사선(111-7b1)이나 커넥터 등을 형성하여 제2 하우징(111-7b)에 원하는 광학 부품을 결합할 수 있다. 이런 경우, 제2 하우징(111-7b)은 다른 부품과의 결합을 위한 결합부로서 기능할 수 있다.
절연부(111-8)는 각 해당하는 전기 신호를 해당 전극층(111-5b, 111-5c)에 전달하는 제1 하우징(111-7a)과 제2 하우징(111-7b) 사이에 해당 하우징(111-7a, 111-7b)과 접하게 위치하여 제1 하우징(111-7a)과 제2 하우징(111-7b)을 절연하여 전기적인 합선이나 쇼트(short)를 방지할 수 있도록 하며, 제1 하우징(111-7a)과 제2 하우징(111-7b)의 위치를 고정하는 역할을 수행할 수 잇다.
이러한 절연부(111-8)는 비전도성 에폭시와 같이 투명한 절연 물질로 이루어질 수 있다. 정합부(111-3)가 한 예로서, 평오목(plano-concave)한 형태의 음향 렌즈를 사용하는 경우, 대상물에서 반사되어 입사되는 빛과 초음파 신호는 정합부(111-3)의 음향 렌즈에 의해 초점이 조절되지만 정합부(111-3)를 통과한 후에는 빛퍼짐 현상이 발생할 수 있다(도 13a 참고).
따라서, 정합부(111-3)에 사용된 음향 렌즈의 형상과 반대인 평볼록(plano-convex)한 형태의 보정 렌즈부(111-9)를 후면층(111-7) 앞에 위치시키며 이러한 빛의 굴절 현상을 보상하여 빛 퍼짐 현상을 방지할 수 있다(도 13b 참고).
이때, 보정 렌즈부(111-9)의 곡률은 최종적으로 빛을 어느 위치에 위치시키는 지에 따라 선택적으로 사용할 수 있다.
이처럼, 보정 렌즈부(111-9)는 초음파 신호의 초점에 무관하게 빛의 초점에만 영향을 미치지만, 정합부(111-3)의 음향 렌즈는 초음파 신호의 초점과 빛의 초점 모두에게 영향을 미칠 수 있다.
이러한 보정 렌즈부(111-9)는 필요에 따라 생략될 수 있고, 또한, 보정 렌즈부(111-9)를 변경하여 빛의 초점 거리를 조정할 수 있다.
또한, 보정 렌즈부(111-9)는 반사되어 수신되는 초음파 신호의 초점과 빛의 초점을 동시에 조절하는 공초점 기능을 가질 수 있다. 하지만, 보정 렌즈부(111-9)가 공초점 기능을 구비할 경우, 투명 초음파 센서(111)를 통과하기 전의 빛의 형태를 고려하여 보정 렌즈부(111-9)를 설계해야 한다.
본 예에서, 보정 렌즈부(111-9)는 한 매의 렌즈를 구비하지만, 이에 한정되지 않고 평볼록 렌즈와 같은 한 매의 렌즈 이외에도 수차 보정을 위한 렌즈를 추가적으로 구비하여, 복수 매의 렌즈를 구비할 수 있다.
이러한 구조를 갖고 투명 초음파 센서(111)의 액티브 영역(AR1)에 위치하는 모든 구성요소(예, 111-1~111-6, 111-9)가 빛의 투과가 이루어지는 투명한 재료로 이루어져 있는 본 예의 투명 초음파 센서(111)의 특징을 다음과 같을 수 있다.
먼저, 정합부(111-3)의 동작에 의해 광학 임피던스의 매칭, 즉 정합이 이루어지므로 투명 초음파 센서(111)에서 출력되는 신호의 신뢰성이 향상될 수 있다.
또한, 정합부(111-3)에 사용된 초점 조절 기능을 구비한 음향 렌즈의 사용으로 인해, 대상물에 의해 반사되는 빛과 초음파 신호의 초점 조절이 이루어져 압전부(111-5)의 정확히 원하는 위치에 빛과 초음파 신호가 맺히게 할 수있다. 이로 인해, 투명 초음파 센서(111)에서 출력되는 신호에 의해 획득되는 초음파 영상의 선명도가 크게 향상되어, 해당 대상물의 존재 여부뿐만 아니라 감지된 대상물의 정확한 형상도 파악할 수 있게 된다.
또한, 이미 기술한 것처럼, 투명 초음파 센서(111)를 이루는 구성 요소(예, 11-16, 19)가 투명한 유리류, 투명한 에폭시류, 투명한 실리콘류와 같이 모두 투명한 재료로 이루어져 있으므로, 광 섬유 레이저부(112)에서 출력되는 빛은 바로 투명 초음파 센서(111)를 통과하여 해당 대상물 쪽으로 조사될 수 있다.
이로 인해, 투명 초음파 센서(111)를 구비한 광학 시스템의 배치가 자유롭고 광학 시스템이 설치되는 공간의 활용도가 향상될 수 있다.
또한, 사용자의 필요에 따라 보정 렌즈부(111-9)를 선택적으로 사용할 수 있으며, 보정 렌즈부(111-9)를 변경하여 빛의 초점 거리를 조절할 수 있다.
또한, 음향 렌즈로서 400-1000nm용 코팅을 한 평오목 형태의 광학 렌즈가 사용되는 경우, 400-1000 nm에서 빛의 투과가 잘 이루어져, 초음파 영상의 선명도가 향상될 수 있다.
평오목 형태의 광학 렌즈를 음향 렌즈(111-3)로 사용하는 경우, 음향 렌즈에 의한 빛의 퍼짐 형상은 발생하나 보정 렌즈부(111-9)에 의한 빛 퍼짐 형상이 보완되고 원하는 지점에 빛의 초점을 조정할 수 있다. 이처럼, 보상 렌즈의 사용에 의해 음향 렌즈의 선택의 폭이 넓어질 수 있다.
이러한 음향 렌즈(111-3)와 보정 렌즈부(111-9)에 의한 초점 조절에 의해 빛의 형상(shape)이 유지되고, 이로 인해, 미세한 포커스가 유지 될 수 있어 고해 상도의 광학 영상(예, 광음향 영상이나 광간섭 단층촬영 영상)이 획득될 수 있다.
또한, 투명 초음파 센서(111)의 하우징을 구성하는 제1 및 제2 하우징 (111-7a, 111-7b)에 각각 제1 및 제2 신호선(L1, L2)을 연결하여 투명 초음파 센서(111)의 제1 및 제2 전극(111-5b, 111-5c)으로의 전기 신호를 인가하므로, 신호선(L1, L2)의 연결을 용이하게 실시할 수 있다.
더욱이, 외측 하우징인 제2 하우징(111-7b)에 나사선(111-7b1) 등을 형성하여 다른 광학 소자와의 연결이나 결합을 용이하게 할 수 있다. 이처럼, 광학 모듈(100)에서 출사되는 빛의 경로와 전혀 무관한 부분에 위치하고 있는 제2 하우징(111-7b)에 필요한 광학 소자의 결합이 이루어지므로, 빛은 정상적으로 손실없이 투명 초음파 센서(111)의 압전부(111-5)로 입사되고 또한 투명 초음파 센서(111)의 중심을 법선 방향으로 통과하므로 빛과 초음파 신호와의 정렬이 용이하게 이루어질 수 있다.
여기서 수직의 의미는 빛이 투명 초음파 센서(예, 투명 초음파 트랜스듀서)의 입사면과 수직을 이루는 방향으로 직진한다는 의미일 수 있다.
이처럼, 수직으로 빛을 초음파 센서로 입사시킬 경우, 빛과 초음파 신호의 초점 위치가 정확히 일치할 수 있어, 투명 초음파 센서로부터 얻어지는 영상의 선명도는 더욱 향상될 수 있다.
이미 기술한 것처럼, 공기와 매질 간의 음향 임피던스 차이에 따른 매질 내에서의 초음파 에너지 손실을 최소하기 위한 정합층이 존재할 수 있다.
이러한 정합층은 1개 이상일 수 있다.
비교예에서, 이러한 정합층의 형성을 다음과 같이 이루어질 수 있다.
초음파 신호의 매질이 물이나 생체조직(15 Mrayls)이라고 할 때, 압전층이 LNO(345 Mrayls) 또는 PMN-PT(371 Mrayls)의 경우 초음파 에너지의 최대 송수신 효율을 위해 음향 임피던스 매칭이 필요하다. 이런 경우, 371 Mrayls에서 15 Mrayls 사이가 되는 물질로 1개 이상이 정합층이 필요할 수 있다.
이때, KLM simulation tool(PiezoCAD, PZFLEX 등)을 이용하여 특정 매칭층을 생성하였을 때 물이나 생체조직에서 전달되는 초음파 신호의 파형을 시뮬레이션을 통해 확인하여 적절한 정합층의 물질을 찾아야 하고, 생성된 정합층의 두께 또한 초음파 파형의 영향을 미치기 때문에 두께 역시 파형에 영향을 크게 주므로 정합층의 두께를 조절하며 적절한 두께를 찾아야 한다. 이론적으로 파동 에너지의 최소 손실의 두께는 파동 방정식에 의해 원하는 λ/4의 두께에서 최소 손실이된다(c = λ*f, c: speed of sound 약 1480 m/s, λ: 파장, f: 원하는 중심 주파수)
통상적인 초음파 센서에서는 흔히 실버 파우더(silver powder)와 에폭시(epoxy)의 혼합물(79 Mrayls)로 첫번째 정합층을 생성한다. 이때, 실버 파우더와 에폭시의 혼합 비율에 따라 음향 임피던스의 조절이 가능하며, 한 예로, 실버파우더:에폭시 = 3:125일 수 있다.
그런 다음, 파릴렌(28 Mrayls) 코팅을 통해 두번째 정합층을 생성할 수 있다.
압전층이 PVDF 또는 PVDF-TrFE인 경우(약 4 Mrayls)에는 파릴렌 코팅만을 사용하여 하나의 정합층을 생성할 수 있다. 여기서 파릴렌 코팅에 의해 형성된 정합층은 정합층의 역할뿐만 아니라 외부로부터 보호 및 절연의 역할도 수행할 수 있다.
하지만, 본 예에 따른 투명 초음파 센서(111)의 경우에는 액티브 영역(AR1)에 위치하는 구성요소(예, 11-16, 19)가 투명하므로, 압전층을 구성하는 LNO나 PMN-PT의 경우 유리를 이용하여 정합층(111-3)을 생성할 수 있다. 이때, 유리의 원재료(예, borosilicate glass =13 Mrayls, Crown glass=142 Mrayls, Quartz=145 Mrayls, plate glass = 107 Mrayls, sodalime glass = 13 Mrayls)에 따라 조금씩 달라서 원하는 유리를 적절하게 선택하여 사용할 수 있다.
그런 다음, 두번째 정합층(예, 2~6 Mralys)으로는 투명한 에폭시류나 실리콘류(예, PDMS)를 사용하여 생성할 수 있고, 세번째 정합층으로는 팔리렌 코팅을 이용하여 생성할 수 있다. 이 때, 두번째 정합층의 생성은 생략하고 바로 파릴렌 코팅을 이용하여 첫 번째 정합층(예, 13) 위에 두 번째 정합층(예, 11)을 형성할 수 있다. 이런 경우에도, KLM 시뮬레이션을 통한 결과 시뮬레이션 파형을 이용하여 원하는 정합층의 생성을 실시할 수 있다.
본 예에 따른 투명 초음파 센서(111)에서는 한 예로서 borosilicate로 제작된 공학 렌즈를 첫 번째 정합층으로 사용하고 파릴렌 코팅을 통해 첫 번째 정합층 위에 두 번째 정합층을 형성하여, 음향 임피던스 매칭과 외부로부터 보호 및 신호 절연을 실시하였다.
이미 기술한 것처럼, 이 광학 렌즈는 음향 임피던스 매칭의 기능뿐 만 아니라 압전층에서 발생된 초음파 신호를 집속, 즉 포커싱하는 역할도 수행할 수 있다.
투명 초음파 센서(111)는 주로 영상 획득 용도로 사용되었기 때문에 초음파 신호의 집속은 높은 해상도 및 높은 민감도(sensitivity)에 큰 영향을 미치는 요소이다.
도 14 및 도 15는 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치에 의해 획득한 광음향 영상 결과를 나타내는 도면이다.
도 14를 참조하면, 4.0 mm 홀에 머리카락을 붙이고, 4.0 mm 홀에 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치의 카테터를 삽입하여 광 음향 이미지 획득이 가능한지를 실험하였으며, 도시된 바와 같이, 카테터를 앞, 뒤로 움직이고 회전시키면서 획득한 3D 데이터를 단면 영상, X-Y plane, X-Y plane 등으로 표현한 것이다. 머리카락으로 측정한 측면 해상도는 282 um로 확인되었다.
도 15를 참조하면, 4.5 mm 홀에 리프 스켈레톤(leaf skeleton) 팬텀을 말아서 붙이고, 4.0 mm 홀에 본 발명의 일 실시예에 따른 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치의 카테터를 삽입하여 광 음향 이미지 획득이 가능한지를 실험하였으며, 도시된 바와 같이, 카테터를 앞, 뒤로 움직이고 회전시키면서 획득한 3D 데이터를 X-Z plane, X-Y plane, X-Y plane 등으로 표현한 것이다.
종래의 불투명 초음파 센서를 사용한 초음파-광음향 내시경 및 혈관내 카테터는 제한적인 공간 내에서 광섬유 및 초음파 센서를 모두 위치시키기가 상당히 어려울 뿐만 아니라, 레이저 시야와 초음파 시야를 동시에 일치시키기가 매우 어렵다. 또한 혈관 내 질병에 대한 정확한 진단을 하기 위해 OCT, 형광, 적외선 등 다양한 방법도 사용될 수 있는데 (각 시스템마다 관찰되는 것이 다름), 제한적인 크기에서 시스템을 개발하기가 매우 힘들다. 상술한 바와 같이, 본 발명에 따른 투명 초음파 센서를 사용하면 제한적인 공간을 최대한 활용할 수 있으며, 다양한 광학 모듈을 결합하는 데에도 용이하다. 또한, 기존의 초음파 센서를 사용할 경우 광 경로 상에 존재하는 광학계 사용에 제한이 있을 수 있으나 투명 초음파 센서를 사용하면 어느 위치에서 광학계를 사용하는 데에 자유로움이 있다. 더하여, 투명 초음파 센서는 다양한 일반 광학 영상장비와도 결합하여 종합적 정보를 제공할 수 있다. 특히, 내시경이나 카테터는 이미 초음파와 광학 영상(광음향/OCT/형광/NIRS/NIRF 영상 등)을 결합하는 연구가 많이 진행되고 있다. 하지만, 몸속 관이나 혈관 등으로 직접 영상 장비를 삽입해야하는 만큼, 그 크기가 매우 제한된다. 투명 초음파 센서와 광학 영상 장비와의 결합은 크기를 최소화하는데 최적화된다.
이상에서 설명한 본 발명은 전술한 실시예 및 첨부된 도면에 의해 한정되는 것이 아니고 후술하는 특허청구범위에 의해 한정되며, 본 발명의 구성은 본 발명의 기술적 사상을 벗어나지 않는 범위 내에서 그 구성을 다양하게 변경 및 개조할 수 있다는 것을 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 쉽게 알 수 있다.

Claims (60)

  1. 광을 방출하는 광 섬유 레이저부;
    측정하고자 하는 대상물과 상기 광 섬유 레이저부 사이에 배치되어 상기 광 섬유 레이저부에서 방출되는 광을 투과시키며, 상기 광 섬유 레이저부에서 방출되는 광과 동축 정렬되고, 상기 대상물에 초음파를 방사하고 반사된 초음파를 수신하는 투명 초음파 센서; 및
    상기 투명 초음파 센서를 통해 대상물의 이미지를 획득하는 카메라
    를 포함하는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  2. 제1항에 있어서,
    사전에 설정된 물질을 흡입하는 석션부;
    사전에 설정된 의료 기능을 수행하는 복수의 겸자공; 및
    워터를 분출하는 워터 노즐
    중 적어도 하나를 더 포함하는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 광 섬유 레이저부로부터의 광의 경로를 사전에 설정된 각도로 변경시키는 반사판
    을 더 포함하는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  4. 제1항 또는 제3항에 있어서,
    상기 광 섬유 레이저부로부터의 광의 특성을 조절하는 광학 렌즈
    를 더 포함하는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  5. 제4항에 있어서,
    상기 광학 렌즈는 복수개 구비되는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 투명 초음파 센서는,
    광학 임피던스 매칭을 실시하고 투명한 재료로 이루어져 있는 정합부;
    상기 정합부 뒤에 위치하고 투명한 재료로 이루어져 있는 압전층;
    상기 압전층의 후면과 전면에 각각 위치하여 각각 투명한 도전성 물질로 이루어져 있는 제1 전극층 및 제2 전극층;
    상기 제1 전극층에 연결되어 있는 제1 하우징; 및
    상기 제2 전극층에 연결되어 있는 제2 하우징
    을 포함하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  7. 제6항에 있어서,
    상기 정합부는 음향 렌즈를 구비하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  8. 제7항에 있어서
    상기 음향 렌즈는 오목 렌즈, 볼록 렌즈, 평면 렌즈 중 어느 하나의 형태를 갖는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  9. 제6항에 있어서,
    상기 정합부는 투명한 유리류, 투명한 에폭시류 및 투명한 실리콘류 중 적어도 하나를 함유하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  10. 제6항에 있어서,
    상기 투명 초음파 센서의 상기 압전층은 광학적으로 투명한 특성을 지닌 압전 재료인, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  11. 제10항에 있어서,
    상기 압전층은 LNO, PMN-PT, PVDF 및 PVDF-TrFE 중 적어도 하나를 함유하는,투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  12. 제6항에 있어서,
    상기 투명 초음파 센서의 상기 제1 전극층과 상기 제2 전극층은 광학적으로 투명한 특성을 지닌 전극인, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  13. 제12항에 있어서,
    상기 제1 전극층과 상기 제2 전극층은 각각 AgNW, ITO, 탄소나노튜브 및 그래핀 중 적어도 하나를 함유하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  14. 제6항에 있어서,
    상기 제1 전극층과 상기 제2 전극층의 크기는 서로 상이한, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  15. 제14항에 있어서,
    상기 제1 하우징과 상기 제2 하우징은 각각 가운데 빈 공간을 갖는 링 형태로 이루어져 있는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  16. 제15항에 있어서,
    상기 제1 하우징은 상기 제1 전극층의 가장자리부에 접하게 배치되고, 상기 제2 하우징은 상기 제2 전극층의 가장자리부에 접하게 배치된, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  17. 제16항에 있어서,
    상기 제2 하우징의 내부 공간 속에 상기 압전층, 상기 제1 전극층 및 상기 제1 하우징이 위치하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  18. 제16항에 있어서,
    상기 제1 하우징과 상기 제2 하우징은 도전성 물질을 함유하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  19. 제16항에 있어서,
    상기 제1 하우징에 연결되어 있는 제1 신호선과 상기 제2 하우징에 연결되어있는 제2 신호선을 더 포함하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  20. 제15항에 있어서,
    상기 제1 전극층에 접하게 위치하고 초음파 신호를 감쇠시키는 후면층을 더 포함하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  21. 제20항에 있어서,
    상기 후면층은 상기 제1 하우징으로 에워싸여져 있는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  22. 제21항에 있어서,
    상기 후면층은 투명한 유리류나 투명한 에폭시류를 함유하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  23. 제16항에 있어서,
    상기 제1 하우징과 상기 제1 하우징 사이에 위치하고 투명한 절연 물질로 이루어져 있는 절연부를 더 포함하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  24. 제16항에 있어서,
    상기 정합부 앞에 위치하고 음향 임피던스 정합을 실시하는 보호층을 더 포함하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  25. 제24항에 있어서,
    상기 보호층은 파릴렌을 함유하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  26. 제16항에 있어서,
    상기 정합층 뒤에 위치하고 있고 상기 정합층을 통과한 빛의 초점을 조절하며 투명한 재료로 이루어져 있는 보정 렌즈를 더 포함하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  27. 제26항에 있어서,
    상기 보정 렌즈는 볼록 형태를 갖는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 프로브.
  28. 사전에 설정된 대상체에 삽입되고, 제1항 내지 제3항 및 제6항 내지 제27항 중 한 항의 프로브; 및
    상기 프로브에 케이블을 통해 광 출력을 제공하고, 상기 프로브에 의해 획득한 이미지를 신호 처리하는 프런트 엔드부를 포함하는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치.
  29. 제28항에 있어서,
    상기 프로브는
    상기 광 섬유 레이저부로부터의 광의 특성을 조절하는 광학 렌즈
    를 더 포함하는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치.
  30. 제29항에 있어서,
    상기 광학 렌즈는 복수개 구비되는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치.
  31. 제28항에 있어서,
    상기 프로브와 상기 케이블로 연결되어 상기 프로브의 움직임을 제어하는 조작부를 더 포함하고,
    상기 조작부는
    사용자의 조작에 따라 상기 프로브의 움직임을 제어하는 노브부;
    상기 프로브에 설치된 석션부의 석션 동작을 제어하는 석션 밸브;
    상기 프로브에 설치된 워터노즐기기의 동작을 제어하는 에어/워터 밸브; 및
    상기 프로브에 설치된 겸자공을 통한 의료 기기의 동작을 제어하는 인스트루먼트 포트
    를 포함하는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치.
  32. 제28항에 있어서,
    상기 프로브와 상기 케이블로 연결되어 상기 프로브의 스캐닝 동작을 제어하는 스캐닝부를 더 포함하고,
    상기 스캐닝부는
    상기 프로브를 회전시키는 토크를 제공하는 모터;
    상기 모터의 토크에 따라 회전되는 상기 프로브에 연결되어 회전하는 상기 광 섬유 레이저부과 상기 프런트 엔드부에 연결되어 고정된 광 섬유 레이저부 간의 동축 정렬을 제공하는 광 섬유 회전 관절부; 및
    상기 프런트 엔드부에 연결되어 고정된 신호선과 상기 모터에 의해 회전하는 프로브 간에 연결되어 회전하는 신호선 간의 전기적 연결을 제공하는 슬립링
    을 포함하는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 내시경 장치.
  33. 사전에 설정된 대상체에 삽입되는 카테터; 및
    상기 카테터에 케이블을 통해 광 출력을 제공하고, 상기 카테터에 의해 획득한 이미지를 신호 처리하는 프런트 엔드부를 포함하고,
    상기 카테터는
    상기 프런트 엔드부로부터의 광을 방출하는 광 섬유 레이저부; 및
    측정하고자 하는 대상물과 상기 광 섬유 레이저부 사이에 배치되어 상기 광 섬유 레이저부에서 방출되는 광을 투과시키며, 상기 광 섬유 레이저부에서 방출되는 광과 동축 정렬되고, 상기 대상물에 초음파를 방사하고 반사된 초음파를 수신하여 상기 프런트 엔드부에 전달하는 투명 초음파 센서
    를 포함하는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  34. 제33항에 있어서,
    상기 카테터는
    상기 광 섬유 레이저부로부터의 광의 경로를 사전에 설정된 각도로 변경시키는 반사판
    을 더 포함하는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  35. 제33항 또는 제34항에 있어서,
    상기 카테터는
    상기 광 섬유 레이저부로부터의 광의 특성을 조절하는 광학 렌즈
    를 더 포함하는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  36. 제35항에 있어서,
    상기 광학 렌즈는 복수개 구비되는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  37. 제33항에 있어서,
    상기 투명 초음파 센서는,
    광학 임피던스 매칭을 실시하고 투명한 재료로 이루어져 있는 정합부;
    상기 정합부 뒤에 위치하고 투명한 재료로 이루어져 있는 압전층;
    상기 압전층의 후면과 전면에 각각 위치하여 각각 투명한 도전성 물질로 이루어져 있는 제1 전극층 및 제2 전극층;
    상기 제1 전극층에 연결되어 있는 제1 하우징; 및
    상기 제2 전극층에 연결되어 있는 제2 하우징
    을 포함하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  38. 제37항에 있어서,
    상기 정합부는 음향 렌즈를 구비하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  39. 제38항에 있어서
    상기 음향 렌즈는 오목 렌즈, 볼록 렌즈, 평면 렌즈 중 어느 하나의 형태를 갖는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  40. 제37항에 있어서,
    상기 정합부는 투명한 유리류, 투명한 에폭시류 및 투명한 실리콘류 중 적어도 하나를 함유하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  41. 제37항에 있어서,
    상기 투명 초음파 센서의 상기 압전층은 광학적으로 투명한 특성을 지닌 압전 재료인, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  42. 제41항에 있어서,
    상기 압전층은 LNO, PMN-PT, PVDF 및 PVDF-TrFE 중 적어도 하나를 함유하는,투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  43. 제37항에 있어서,
    상기 투명 초음파 센서의 상기 제1 전극층과 상기 제2 전극층은 광학적으로 투명한 특성을 지닌 전극인, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  44. 제43항에 있어서,
    상기 제1 전극층과 상기 제2 전극층은 각각 AgNW, ITO, 탄소나노튜브 및 그래핀 중 적어도 하나를 함유하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  45. 제37항에 있어서,
    상기 제1 전극층과 상기 제2 전극층의 크기는 서로 상이한, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  46. 제45항에 있어서,
    상기 제1 하우징과 상기 제2 하우징은 각각 가운데 빈 공간을 갖는 링 형태로 이루어져 있는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  47. 제46항에 있어서,
    상기 제1 하우징은 상기 제1 전극층의 가장자리부에 접하게 배치되고, 상기 제2 하우징은 상기 제2 전극층의 가장자리부에 접하게 배치된, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  48. 제47항에 있어서,
    상기 제2 하우징의 내부 공간 속에 상기 압전층, 상기 제1 전극층 및 상기 제1 하우징이 위치하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  49. 제47항에 있어서,
    상기 제1 하우징과 상기 제2 하우징은 도전성 물질을 함유하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  50. 제47항에 있어서,
    상기 제1 하우징에 연결되어 있는 제1 신호선과 상기 제2 하우징에 연결되어있는 제2 신호선을 더 포함하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  51. 제46항에 있어서,
    상기 제1 전극층에 접하게 위치하고 초음파 신호를 감쇠시키는 후면층을 더 포함하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  52. 제51항에 있어서,
    상기 후면층은 상기 제1 하우징으로 에워싸여져 있는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  53. 제52항에 있어서,
    상기 후면층은 투명한 유리류나 투명한 에폭시류를 함유하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  54. 제47항에 있어서,
    상기 제1 하우징과 상기 제1 하우징 사이에 위치하고 투명한 절연 물질로 이루어져 있는 절연부를 더 포함하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  55. 제47항에 있어서,
    상기 정합부 앞에 위치하고 음향 임피던스 정합을 실시하는 보호층을 더 포함하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  56. 제55항에 있어서,
    상기 보호층은 파릴렌을 함유하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  57. 제47항에 있어서,
    상기 정합층 뒤에 위치하고 있고 상기 정합층을 통과한 빛의 초점을 조절하며 투명한 재료로 이루어져 있는 보정 렌즈를 더 포함하는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  58. 제57항에 있어서,
    상기 보정 렌즈는 볼록 형태를 갖는, 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  59. 제33항에 있어서,
    상기 카테터와 상기 케이블로 연결되어 상기 카테터의 움직임을 제어하는 조작부를 더 포함하고,
    상기 조작부는
    사용자의 조작에 따라 상기 카테터의 움직임을 제어하는 노브부;
    상기 카테터에 설치된 석션부의 석션 동작을 제어하는 석션 밸브;
    상기 카테터에 설치된 워터노즐기기의 동작을 제어하는 에어/워터 밸브; 및
    상기 카테터에 설치된 겸자공을 통한 의료 기기의 동작을 제어하는 인스트루먼트 포트
    를 포함하는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
  60. 제33항에 있어서,
    상기 카테터와 상기 케이블로 연결되어 상기 카테터의 스캐닝 동작을 제어하는 스캐닝부를 더 포함하고,
    상기 스캐닝부는
    상기 카테터를 회전시키는 토크를 제공하는 모터;
    상기 모터의 토크에 따라 회전되는 상기 카테터에 연결되어 회전하는 광 섬유 레이저부과 상기 프런트 엔드부에 연결되어 고정된 광 섬유 레이저부 간의 동축 정렬을 제공하는 광 섬유 회전 관절부; 및
    상기 프런트 엔드부에 연결되어 고정된 신호선과 상기 모터에 의해 회전하는 카테터 간에 연결되어 회전하는 신호선 간의 전기적 연결을 제공하는 슬립링
    을 포함하는 투명 초음파 센서 기반 광학-초음파 융합 카테터 장치.
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