WO2023017891A1 - 광음향 및 초음파 이미징 장치 및 이미지 형성 방법 - Google Patents

광음향 및 초음파 이미징 장치 및 이미지 형성 방법 Download PDF

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WO2023017891A1
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optoacoustic
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최원석
박은영
전승완
이창엽
한문규
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주식회사 옵티코
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Definitions

  • the present technology relates to optoacoustic and ultrasonic imaging devices and methods of forming optoacoustic and ultrasonic images.
  • Peripheral vascular imaging is important for evaluating blood circulation in patients with peripheral arterial disease.
  • vascular imaging techniques such as Doppler ultrasonic imaging, computed tomography (CT) or magnetic resonance (MR) angiography, are used in clinical practice, but generally lack spatial resolution to visualize microvessels.
  • CT computed tomography
  • MR magnetic resonance
  • tomography and MR magnetic resonance
  • Doppler ultrasound techniques are relatively safe but have low resolution.
  • This embodiment is to provide a high-resolution dual-mode photoacoustic (PA) image/an image using an ultrasound image by utilizing structural information of an ultrasound image.
  • PA photoacoustic
  • An optoacoustic and ultrasonic imaging device includes a laser light source unit for forming a laser; an ultrasonic source forming an ultrasonic generated signal; Imaging including a laser irradiation unit receiving the laser and irradiating the laser to a target, receiving the ultrasonic generation signal, irradiating the target, and detecting photoacoustic and ultrasonic signals formed and reflected from the target probe; and a calculation unit configured to form an image of the tissue in the target by the laser and an image of the tissue in the target by the ultrasound, from the optoacoustic and ultrasonic signals detected by the ultrasonic transducer.
  • the imaging probe moves according to the contour of the target and irradiates the laser and the ultrasound.
  • the laser light source unit forms and provides two or more lasers of different wavelengths.
  • the image of the tissue in the target by the laser is an image of blood vessels in the target.
  • the image of the tissue in the target by the ultrasound is at least one of an image of blood vessels in the target, a skin image of the target, and a bone image of the target.
  • the ultrasonic transducer includes a plurality of transducers arranged in an array to provide the ultrasonic waves to the target.
  • the optoacoustic and ultrasonic imaging device further includes a distance sensor, and the distance sensor detects a distance to the target before irradiating the laser to the target to outline the target. form a profile for
  • the ultrasound source controls the light source and the ultrasound transducer to control the irradiated ultrasound and the laser to be irradiated in synchronization.
  • the optoacoustic and ultrasonic imaging apparatus further includes an examination table on which the target is placed, wherein the examination table includes a target fixing unit for fixing the target and the imaging probe disposed on the target. and a container filled with a movable structure and a medium capable of transmitting ultrasonic and optoacoustic signals between the target and the imaging probe.
  • the method of forming an optoacoustic image and ultrasound image of a target in this embodiment includes: (a) forming a contour profile of the target; (b) providing laser light and ultrasound to the target according to the contour profile; and (c) forming the optoacoustic image and the ultrasonic image of the target by detecting photoacoustic and ultrasonic signals generated by the laser light and the ultrasonic waves.
  • a contour profile of the target is formed by calculating a distance to the target using one of an ultrasonic transducer and a distance sensor.
  • the step (b) is performed by maintaining a constant distance between the target and the ultrasonic transducer, and by maintaining a constant distance between the target and the laser irradiation unit. .
  • the step (b) is performed after forming a contour profile for the entire target.
  • the step (a) is performed with respect to a predetermined area of the target, and the step (b) is performed by moving according to the contour profile for the predetermined area.
  • forming the optoacoustic image of the target includes detecting a background signal for a surrounding tissue, calculating a representative value of the background signal, and calculating a representative value of the background signal. It is performed by compensating the image of the target.
  • the representative value is an average value of the brightness of the background signal.
  • the step of compensating for the image of the target is performed by dividing the representative value by each pixel value of the image of the target.
  • the step (b) is performed by irradiating the ultrasonic wave and the laser beam in synchronization.
  • the step (b) is performed by irradiating two or more laser lights having different wavelengths
  • the step (c) is performed by irradiating two or more laser lights having different wavelengths.
  • Photoacoustic images are formed by light.
  • the photoacoustic image and ultrasound image forming method includes: (d) calculating values for hemoglobin concentration, blood oxygen saturation, blood vessel distribution density, and blood vessel depth from the photoacoustic and ultrasound images; more includes
  • the photoacoustic image and ultrasound image forming method includes: (d) calculating values for hemoglobin concentration, blood oxygen saturation, blood vessel distribution density, and blood vessel depth from the photoacoustic and ultrasound images; more includes
  • multiple structural images are provided by combining and extracting various structural images (eg, skin, bone, and blood vessels) with photoacoustic blood vessel images.
  • various structural images eg, skin, bone, and blood vessels
  • image resolution can be improved by performing a scan along the contour of the target using the contour scan technique.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the outline of an optoacoustic/ultrasonic imaging device 1 according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a flowchart showing the outline of an optoacoustic and ultrasonic imaging method according to the present embodiment.
  • 3(a), 3(b) and 3(c) are diagrams schematically illustrating the operation of the optoacoustic/ultrasound imaging apparatus according to the present embodiment.
  • 4(a) is a diagram illustrating an example of constructing a skin image from an ultrasound volume image.
  • 4(b) is a diagram illustrating an example of constructing a bone image from an ultrasound volume image.
  • 4(c) is a diagram illustrating an example of constructing a blood vessel image from an ultrasound volume image.
  • FIG. 5 is an example showing an optoacoustic image of microvessels in the foot as a target (T).
  • FIG. 6(a) is an ultrasound image (US) and an optoacoustic image (PA) obtained by moving the imaging probe in a straight line according to the prior art
  • FIG. 6(b) shows the contour of the target with the imaging probe according to the present embodiment.
  • These are the ultrasound image (US) and the photoacoustic image (PA) acquired by moving according to the profile.
  • the left side of FIG. 6 is an image (PA) of a blood vessel formed from an optoacoustic image obtained by moving an imaging probe in a straight line according to the prior art
  • the right side is a blood vessel image (PA-sO2) formed from a photoacoustic image.
  • FIG. 6 is a drawing of 6(d)
  • the diagram on the left is an image (PA) of a blood vessel formed by an optoacoustic image acquired by moving the imaging probe according to the contour profile of a target
  • the diagram on the right is an image of blood vessels (PA-) formed by an optoacoustic image.
  • PA blood vessels
  • FIG. 7(a) is a diagram showing hemoglobin (HbT), oxygen saturation (sO2), and subcutaneous blood vessel depth (Depth) obtained by a conventional photoacoustic imaging (PA) technique
  • FIG. 7(b) is a diagram showing the present embodiment. It is a diagram showing hemoglobin (HbT), oxygen saturation (sO2), and subcutaneous blood vessel depth (Depth) obtained by the photoacoustic image (PA) technique in which tissue images in the target (T) are compensated according to.
  • HbT hemoglobin
  • sO2 oxygen saturation
  • Depth subcutaneous blood vessel depth
  • HbT hemoglobin
  • sO 2 oxygen saturation
  • vessel density vessel density
  • mean depth obtained by measuring five times according to this embodiment from four different people and obtaining average values.
  • an optoacoustic/ultrasonic imaging apparatus 1 includes a laser light source unit 120 that generates a laser, an ultrasonic source 142 that generates an ultrasonic signal, and receives the laser and irradiates it to a target.
  • An imaging probe 220 including a laser emitter 220 and an ultrasonic transducer 240 receiving the ultrasonic generation signal, irradiating ultrasonic waves to the target, and detecting photoacoustic and ultrasonic signals formed in the target ; and a calculation unit 146 for forming an image of the tissue in the target T by the laser and an image of the tissue in the target T by the ultrasound from the ultrasonic signal detected by the ultrasonic transducer 240. do.
  • an optoacoustic/ultrasound imaging apparatus 1 includes a laser light source unit 120 and an ultrasound unit 140 .
  • the laser light source unit 120 forms a laser having a predetermined wavelength.
  • the laser provided by the laser light source unit 120 is a pulse laser and may have a pulse repetition rate of any one of 1 Hz to 20 Hz.
  • the laser light source unit may control the provided light, and for example, it may be a Phocus Mobile product manufactured by OPOTEK.
  • the laser light source unit 120 may form and provide a plurality of laser lights having different wavelengths.
  • the ultrasound unit 140 may include a calculation unit 146 receiving signals detected by the ultrasound source 142 and the transducer 240 and performing imaging.
  • the calculation unit 146 is included in the ultrasound unit 140.
  • the calculation unit may be an independent component that receives a signal detected by an ultrasonic transducer, calculates the signal, forms an image, and performs imaging.
  • the ultrasonic source 142 forms and provides ultrasonic waves of a predetermined frequency.
  • the ultrasonic waves provided by the ultrasonic source 142 may have a center frequency of 5.5 MHz to 11.5 MHz.
  • the ultrasonic source 140 may be ECUBE 12R equipment manufactured by Alpinion Medical Systems.
  • one optoacoustic image can be obtained from one or more consecutive laser pulses, so the achievable frame rate is less than 10 Hz for both optoacoustic and ultrasound (US) images.
  • US ultrasound
  • the imaging probe 200 includes a laser emitter 220 that provides a laser to a target and one or more ultrasonic transducers 240 that provides ultrasonic waves to a target T.
  • the laser irradiation unit 220 may include a plurality of optical fiber bundles connected to the laser light source unit 120, and irradiates a linear laser to the target T.
  • the ultrasonic transducer 240 may be one or more transducers arranged in an array, for example, 128 transducers arranged in an array. These are simply exemplary numbers.
  • the ultrasonic transducer 240 receives the ultrasonic generation signal provided from the ultrasonic source 140, forms ultrasonic waves in response thereto, and provides the ultrasonic waves to the target T.
  • the ultrasonic transducer 240 and the laser irradiation unit 220 may be moved by a motor drive (not shown) controlled by a controller, respectively.
  • the ultrasonic transducer 240 and the laser emitter 220 included in the imaging probe 200 allow the laser beam provided by the laser emitter 220 and the ultrasonic waves provided by the ultrasonic transducer 240 to pass under the imaging probe 200 in advance. It is provided to coincide with the image plane at a given location.
  • the laser beam and ultrasound are provided to match each other at 10 to 50 mm below the imaging probe 200, and for example, the laser beam and ultrasound may be matched at 30 mm within the target.
  • Ultrasonic waves provided by the ultrasonic transducer 240 are provided to the target T.
  • Ultrasound signals corresponding to tissues and structures within the target T are formed by the provided ultrasonic waves and provided to the outside of the target T.
  • the laser light provided to the target (T) by the laser irradiator 220 is absorbed by the tissue inside the target (T).
  • the tissue in the target T that absorbs the laser light forms an ultrasound band signal corresponding to the tissue and provides it to the outside of the target T.
  • Ultrasonic signals provided by the target T are detected by the ultrasonic transducer 240 .
  • the ultrasonic signal detected by the ultrasonic transducer 240 is provided to the calculating unit 146 .
  • the operation unit 146 detects a signal formed by the laser applied to the target T and forms an optoacoustic image using, for example, a Fourier domain reconstruction technique.
  • the operation unit 146 detects a signal formed in the target T from the ultrasound provided to the target T, and performs, for example, delay-and-sum beamforming to reconstruct an ultrasound image.
  • the reconstructed optoacoustic image and ultrasound image may be formed into image signals in the operation unit 300, displayed, and stored.
  • the imaging probe may further include a distance sensor capable of measuring a distance to the target to obtain a contour profile of the target.
  • the method for forming an optoacoustic image and an ultrasound image of a target according to the present embodiment includes: (a) forming a contour profile of the target (S100); (b) forming the contour profile of the target according to the contour profile; providing laser light and ultrasonic waves to (S200) and (c) detecting photoacoustic and ultrasonic signals generated by the laser light and ultrasonic waves to form the optoacoustic image and the ultrasonic image of the target (S300). ).
  • a target T is scanned with the ultrasonic transducer 240 to obtain a contour of the target T.
  • an ultrasound skin image is acquired using the ultrasound transducer 240 . It is desirable to simplify the skin detection process in order to expedite the process of obtaining a skin image to obtain a contour.
  • the skin detection process may be performed as a smoothing process using boxcar or median filtering and setting a threshold with ultrasound intensity.
  • a contour profile corresponding to the height of the target T is obtained by selecting a median value in the X direction from the acquired ultrasound skin image.
  • the obtained contour profile corresponding to the height of the target T controls a motor drive (not shown) so that the imaging probe 200 performs constant speed scanning in the Y direction and simultaneously moves in the Z direction according to the height of the target T. used to do
  • the step of acquiring the outline according to the present embodiment may be performed before performing the step of optoacoustic/ultrasonic imaging of the target T.
  • an imaging step may be performed after the contour acquisition step. That is, after obtaining the contour of the target T, photoacoustic/ultrasonic imaging may be performed according to the obtained contour.
  • after acquiring the contour of a predetermined part of the target T performing photoacoustic/ultrasonic imaging on the part according to the contour, and performing photoacoustic/ultrasonic imaging after obtaining the contour again. The process can be repeated.
  • the contour obtaining step may be performed with a distance sensor.
  • FIGS. 3(a), 3(b) and 3(c) are diagrams schematically illustrating the operation of the optoacoustic/ultrasound imaging apparatus according to the present embodiment.
  • the target T is a human foot.
  • an object to be detected such as a foot, hand, thigh, calf, upper arm, lower arm, or torso, may be set as the target T.
  • the target T may be disposed on an inspection table (not shown), and an imaging operation may be performed on the target.
  • the inspection table (not shown) may include a target fixing part (not shown) for fixing the target T during the imaging process.
  • the inspection table may include a movable structure (not shown) including a rail and a frame capable of performing imaging while the imaging probe 200 moves on the target T.
  • the moving structure may be a motorized moving structure capable of moving the imaging probe 200 in three directions of X, Y, and Z axes, respectively.
  • the inspection table may include a container (not shown) in which the target T is immersed in a medium, and the container (not shown) is filled with a medium capable of transmitting ultrasonic and photoacoustic signals.
  • the target fixing unit may fix the target T by immersing it in a container, and the liquid in which the target T is immersed may be water.
  • the imaging probe 200 moves along the Y-axis, and the operation unit 146 stacks photoacoustic/ultrasound images obtained at each moving position. ) to form a volumetric image.
  • the step size may be smaller than the -6dB height beam width of the ultrasonic transducer array.
  • the step size may be smaller than 0.5 mm.
  • a width w that the imaging probe 200 scans by providing laser and ultrasonic waves to the target T may be smaller than the width of the target T.
  • an optoacoustic image and an ultrasound image of the entire target T may be obtained by performing scanning multiple times while the target T is fixed.
  • the process of scanning by providing the laser and ultrasound by the imaging probe 200 may be performed while adjusting the height of the imaging probe 200 to correspond to the contour profile of the target. Accordingly, imaging is performed while the focus of the imaging probe 200 is adjusted to correspond to the contour profile, as shown in the right side of FIG. 3(c). From this, a higher resolution image can be obtained compared to the prior art.
  • Scanning is performed to image the entire target T, and optoacoustic images and ultrasound images obtained from the results of each scan are merged with computer software to form a 3D image.
  • the entire target (T) can be imaged.
  • the 3D image may be obtained with computer software.
  • the computer software adjusts the image height according to the contour height to recover the original contour structure information of the optoacoustic and ultrasound images acquired at the same height as the target T through the contour scan, and then the plurality of scan results. can be merged.
  • a volume image is obtained from the optoacoustic image/ultrasonic image of the entire target T, and essential structures of the target are extracted.
  • the ultrasound volumetric image shows various structures according to brightness, such as skin (hyperechoic, hyperechoic), bone (hyperechoic, but non-echoic underneath), and blood vessels (hyperechoic, but non-echoic inside).
  • FIG. 4(a) is a diagram illustrating an example of constructing a skin image from an ultrasound volume image.
  • An ultrasound skin image is obtained by detecting a skin position by detecting a smooth surface from brightness information.
  • smooth surface detection can be performed with the computer software described above.
  • FIG. 4(b) is a diagram illustrating an example of constructing a bone image from an ultrasound volume image.
  • bones are darker than skin, but appear as bright spots.
  • a pixel intensity adjustment process is performed to lower the brightness of the skin and increase the brightness of the bone, and then the bone can be detected on the software.
  • a bone image may be obtained by detecting a boundary surface of a bone through a Log-Gabor filter or by inverting a pixel intensity and then detecting a contour of a lower part of a bone by computer software.
  • FIG. 4(c) is a diagram illustrating an example of constructing a blood vessel image from an ultrasound volume image.
  • the inside of the blood vessel is shown dark (low brightness).
  • the color is inverted, the inside of the blood vessel becomes bright, and a blood vessel image can be obtained by determining whether pixels corresponding to blood inside the blood vessel are connected in the shape of a blood vessel through a Frangi filter.
  • FIG. 5 is an example showing an optoacoustic image of microvessels in the foot as a target (T).
  • the laser light provided by the laser irradiation unit 220 is provided to the target (T) and penetrates into the inside of the target (T). Tissues inside the target T absorb the penetrating laser light and provide an ultrasonic band signal to the outside.
  • the operation unit 146 detects the signal of the ultrasonic band thus formed to form an optoacoustic image.
  • a background signal by the tissue around the blood vessel is formed by the laser light provided to the target T, and the laser forming the background signal is expected to attenuate with the same tendency as that of the laser provided to the tissue around the blood vessel.
  • the representative value of the background signal may be an average value of the magnitude of the background signal within a certain area.
  • the tendency of the representative value corresponds to the attenuation tendency of the transmitted laser light in the target T, and when the image is formed by compensating the tissue image in the target T, the blood vessel image in the target T shown in FIG. same.
  • the compensation method may be performed by dividing a pixel intensity appearing in an optoacoustic tissue image by a trend of a representative value.
  • FIG. 6(a) is an ultrasound image (US) and an optoacoustic image (PA) obtained by moving the imaging probe in a straight line according to the prior art
  • FIG. 6(b) shows the contour of the target with the imaging probe according to the present embodiment.
  • These are the ultrasound image (US) and the photoacoustic image (PA) obtained by moving according to the profile.
  • FIGS. 6(a) and 6(b) according to the prior art, it can be confirmed that the target is located and imaged below the focal plane indicated by a yellow broken line.
  • the imaging probe since the imaging probe moves according to the contour profile of the target and performs imaging of the target, the target is imaged in alignment with the focal plane.
  • the image formed in FIG. 6(b) has higher resolution and higher signal strength than the image obtained according to the prior art illustrated in FIG. 6(a).
  • FIG. 6 the left side of FIG. 6 is an image (PA) of a blood vessel formed from an optoacoustic image obtained by moving an imaging probe in a straight line according to the prior art, and the right side is a blood vessel image (PA-sO2) formed from a photoacoustic image.
  • PA blood vessel image
  • PA-sO2 blood vessel image
  • the photoacoustic image and oxygen uptake image of blood vessels obtained according to the present embodiment show higher detail, resulting in higher resolution. It can be seen that it has a value close to the actual oxygen saturation.
  • FIG. 7(a) is a diagram showing total hemoglobin concentration (HbT), oxygen saturation (sO2), and subcutaneous blood vessel depth (Depth) obtained by the prior art photoacoustic imaging (PA) technique
  • FIG. 6(b) shows this
  • It is a diagram showing total hemoglobin (HbT), oxygen saturation (sO2), and subcutaneous blood vessel depth (Depth) obtained by the photoacoustic image (PA) technique in which tissue images in the target (T) are compensated according to the embodiment.
  • the total hemoglobin concentration (HbT) and the oxygen saturation (sO 2 ) use the fact that light absorbance of oxidized and non-oxygenated hemoglobin differs depending on the laser wavelength.
  • the concentration of oxidized and non-oxidized hemoglobin in each pixel can be calculated using a linear equation for the photoacoustic image obtained and formed by irradiating laser light of two or more wavelengths (four wavelengths in this embodiment), and the oxidation and ratio Oxidized hemoglobin concentration is added to obtain total hemoglobin concentration (HbT), and oxygen saturation (sO2) can be calculated by dividing oxidized hemoglobin concentration by total hemoglobin concentration.
  • the subcutaneous blood vessel depth can be expressed by detecting the location of the skin from an ultrasound or photoacoustic image, calculating the location of a pixel corresponding to each blood vessel as a vertical distance from the location of a skin pixel, In the case of detecting the position of the skin, as in the previous example of hemoglobin, melanin distribution The position of the skin can be detected through the shape.
  • FIGS. 7(a) and 7(b) in a diagram showing total hemoglobin concentration (HbT) and a diagram showing oxygen saturation (sO2) and subcutaneous tissue (Depth), tissue images within the target T are compensated. It can be seen that the image formed according to the present embodiment has a better resolution.
  • HbT total hemoglobin concentration
  • sO2 oxygen saturation
  • vessel density mean depth obtained by measuring five times according to this embodiment from four different people and obtaining an average value. am. For example, by selecting pixels whose total hemoglobin concentration (HbT), oxygen saturation (sO2), and mean depth values are equal to or greater than a predetermined threshold value based on the total hemoglobin concentration (HbT) image, respectively. It can be calculated as the average value of the hemoglobin concentration (HbT), oxygen saturation (sO2), and depth values at the pixel location.
  • the vessel density may be calculated by dividing the total area occupied by pixels having a predetermined threshold value or more based on the hemoglobin concentration (HbT) image by the total area of the target T.

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Abstract

본 실시예에 의한 광음향 및 초음파 이미징 장치는 레이저를 형성하는 레이저 광원부; 초음파 생성 신호를 형성하는 초음파 원; 상기 레이저를 제공받고 표적에 조사하는 레이저 조사부와, 상기 초음파 생성 신호를 제공받고 초음파를 상기 표적에 조사하고, 상기 표적에서 형성 및 반사된 광음향 및 초음파 신호를 검출하는 초음파 트랜스듀서(transducer)를 포함하는 이미징 프로브; 및 상기 초음파 트랜스듀서가 검출한 광음향 및 초음파 신호로부터 상기 레이저에 의한 상기 표적 내 조직의 이미지와 상기 초음파에 의한 상기 표적 내 조직의 이미지를 형성하는 연산부를 포함한다.

Description

광음향 및 초음파 이미징 장치 및 이미지 형성 방법
본 기술은 광음향 및 초음파 이미징 장치 및 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법과 관련된다.
말초 혈관 영상은 말초 동맥 질환 환자의 혈액 순환을 평가하는 데 중요하다. 도플러 초음파(Doppler ultrasonic) 영상, 컴퓨터 단층 촬영(CT) 또는 자기 공명(MR) 혈관 조영술과 같은 여러 혈관 영상 기술이 임상에서 시술되나 일반적으로 미세 혈관을 시각화하기 위한 공간 해상도가 부족하다. 또한 단층 촬영(CT) 및 자기 공명(MR) 혈관 조영술은 혈관을 영상화하기 위해 조영제를 주입해야 하므로 정기 검진에 적합하지 않다. 도플러 초음파 기법은 상대적으로 안전하나 해상도가 낮다.
본 실시예는 초음파 영상의 구조 정보를 활용하여 높은 해상도의 듀얼 모드 광음향(PA, photoacoustic) 영상 /초음파 영상을 이용한 이미지를 제공하기 위한 것이다.
본 실시예에 의한 광음향 및 초음파 이미징 장치는 레이저를 형성하는 레이저 광원부; 초음파 생성 신호를 형성하는 초음파 원; 상기 레이저를 제공받고 표적에 조사하는 레이저 조사부와, 상기 초음파 생성 신호를 제공받고 상기 표적에 조사하고 상기 표적에서 형성 및 반사된 광음향 및 초음파 신호를 검출하는 초음파 트랜스듀서(transducer)를 포함하는 이미징 프로브; 및 상기 초음파 트랜스듀서가 검출한 광음향 및 초음파 신호로부터 상기 레이저에 의한 상기 표적 내 조직의 이미지와 상기 초음파에 의한 상기 표적 내 조직의 이미지를 형성하는 연산부를 포함한다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 이미징 프로브는 상기 표적의 윤곽에 따라 이동하여 상기 레이저와 상기 초음파를 조사한다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 레이저 광원부는 서로 다른 두 개 이상의 파장의 레이저를 형성하여 제공한다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 레이저에 의한 상기 표적 내 조직의 이미지는 상기 표적 내의 혈관에 대한 이미지이다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 초음파에 의한 상기 표적 내 조직의 이미지는 상기 표적 내의 혈관에 대한 이미지, 상기 표적의 피부 이미지 및 상기 표적의 뼈 이미지 중 어느 하나 이상이다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 초음파 트랜스듀서는, 상기 초음파를 상기 표적에 제공하는 어레이로 배치된 복수개의 트랜스듀서를 포함한다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 광음향 및 초음파 이미징 장치는 거리 센서를 더 포함하며, 상기 거리 센서는 상기 레이저를 상기 표적에 조사하기 이전에 상기 표적과의 거리를 검출하여 상기 표적의 윤곽에 대한 프로파일을 형성한다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 초음파 원은 상기 광원과, 상기 초음파 트랜스듀서(transducer)를 제어하여 조사되는 상기 초음파와 상기 레이저가 동기화하여 조사되도록 제어한다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 광음향 및 초음파 이미징 장치는, 상기 표적이 배치되는 검사대를 더 포함하며, 상기 검사대는 상기 표적을 고정하는 표적 고정부와, 상기 이미징 프로브를 상기 표적위에 배치 및 이동시킬 수 있는 이동 구조 및 상기 표적과 상기 이미징 프로브 사이에 초음파 및 광음향 신호를 전달할 수 있는 매질이 채워진 컨테이너를 포함한다.
본 실시예의 표적의 광음향 이미지 및 초음파 이미지를 형성하는 방법은: (a) 상기 표적의 윤곽 프로파일을 형성하는 단계와, (b) 상기 윤곽 프로파일에 따라 상기 표적에 레이저 광과 초음파를 제공하는 단계 및 (c) 상기 레이저 광과 상기 초음파에 의해 발생한 광음향 및 초음파 신호를 검출하여 상기 표적의 상기 광음향 이미지 및 상기 초음파 이미지를 형성하는 단계를 포함한다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 (a)단계는, 초음파 트랜스듀서 및 거리 센서 중 어느 하나로 상기 표적과의 거리를 연산하여 상기 표적의 윤곽 프로파일을 형성한다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 (b) 단계는, 상기 표적과 상기 초음파 트랜스듀서 사이의 거리를 일정하게 유지하여 수행하고, 상기 표적과 상기 레이저 조사부 사이의 거리를 일정하게 유지하여 수행한다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 (b) 단계는, 상기 표적의 전체에 대한 윤곽 프로파일을 형성한 후 수행된다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 (a) 단계는, 상기 표적의 일정 영역에 대하여 수행되고, 상기 (b) 단계는, 상기 일정 영역에 대한 윤곽 프로파일에 따라 이동하여 수행된다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 표적의 상기 광음향 이미지를 형성하는 단계는, 주변 조직에 대한 배경 신호를 검출하는 단계와, 상기 배경 신호의 대푯값을 연산하는 단계 및 상기 배경 신호의 대푯값으로부터 상기 표적의 영상을 보상하여 수행한다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 대푯값은 상기 배경 신호 밝기의 평균값이다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 표적의 영상을 보상하는 단계는 상기 대푯값을 상기 표적의 영상의 각 픽셀값에서 나누어서 수행한다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 (b) 단계는 상기 초음파와 상기 레이저는 동기화하여 조사되어 수행된다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 (b) 단계는 서로 다른 파장을 가지는 두 개 이상의 레이저 광을 조사하여 수행하고, 상기 (c) 단계는, 조사된 상기 서로 다른 파장을 가지는 두 개 이상의 레이저 광에 의한 광음향 이미지를 형성한다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법은, (d) 상기 광음향 및 초음파 이미지로부터 헤모글로빈 농도, 혈중 산소포화도, 혈관 분포 밀도 및 혈관 깊이에 대한 수치를 산출하는 단계를 더 포함한다.
본 실시예의 어느 한 측면에 의하면, 상기 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법은, (d) 상기 광음향 및 초음파 이미지로부터 헤모글로빈 농도, 혈중 산소포화도, 혈관 분포 밀도 및 혈관 깊이에 대한 수치를 산출하는 단계를 더 포함한다.
본 실시예에 의하면, 다양한 구조 이미지 (예 : 피부, 뼈, 혈관)를 광음향 혈관 이미지와 결합하여 추출하여 다중 구조 이미지를 제공한다. 또한, 윤곽 스캔 기법을 이용하여 표적의 윤곽을 따라 스캔을 수행하여 이미지 해상도를 향상시킬 수 있다는 장점이 제공된다.
도 1은 본 실시예에 의한 광음향/초음파 이미징 장치(1)의 개요를 도시한 블록도이다.
도 2는 본 실시예에 의한 광음향, 초음파 이미징 방법의 개요를 도시한 순서도이다.
도 3(a), 도 3(b) 및 도 3(c)는 본 실시예에 의한 광음향/초음파 이미징 장치의 동작을 개요적으로 도시한 도면이다.
도 4(a)는 초음파 체적 이미지로부터 피부 이미지를 구성한 예를 도시한 도면이다.
도 4(b)는 초음파 체적 이미지로부터 뼈 이미지를 구성한 예를 도시한 도면이다.
도 4(c)는 초음파 체적 이미지로부터 혈관 이미지를 구성한 예를 도시한 도면이다.
도 5는 표적(T)인 발의 미세혈관에 대한 광음향 이미지를 도시한 예이다.
도 6(a)는 종래 기술에 따라 이미징 프로브를 직선으로 이동하여 획득한 초음파 이미지(US)와 광음향 이미지(PA)이고, 도 6(b)는 본 실시예에 따라 이미징 프로브를 표적의 윤곽 프로파일에 따라 이동하여 획득한 초음파 이미지(US)와 광음향 이미지(PA)이다. 도 6(c) 좌측의 도면은 종래 기술에 따라 이미징 프로브를 직선으로 이동하여 획득한 광음향 이미지로 형성된 혈관의 이미지(PA)이고, 우측의 도면은 광음향 이미지로 형성된 산소포화도(PA-sO2)의 도면이다. 도 6(d) 좌측의 도면은 본 이미징 프로브를 표적의 윤곽 프로파일에 따라 이동하여 획득한 광음향 이미지로 형성된 혈관의 이미지(PA)이고, 우측의 도면은 광음향 이미지로 형성된 산소포화도(PA-sO2)의 도면이다.
도 7(a)는 종래 기술의 광음향 이미지(PA) 기법으로 획득한 헤모글로빈(HbT), 산소포화도(sO2), 피하 혈관 깊이(Depth)를 나타낸 도면이고, 도 7(b)는 본 실시예에 따라 표적(T) 내 조직 영상을 보상한 광음향 이미지(PA) 기법으로 획득한 헤모글로빈(HbT), 산소포화도(sO2), 피하 혈관 깊이(Depth)를 나타낸 도면이다.
도 8은 서로 다른 네명으로부터 본 실시예 따라 다섯 번 측정하고 평균값을 얻어서 도시한 헤모글로빈(HbT), 산소포화도(sO2), 혈관 밀도(vessel density) 및 평균 깊이(mean depth)를 도시한 도면이다.
이하에서는 첨부된 도면들을 참조하여 본 실시예를 설명한다.
도 1은 본 실시예에 의한 광음향/초음파 이미징 장치(1)의 개요를 도시한 블록도이다. 도 1을 참조하면, 광음향/초음파 이미징 장치(1)는, 레이저를 형성하는 레이저 광원부(120)와, 초음파 생성 신호를 형성하는 초음파 원(142)과, 상기 레이저를 제공받고 표적에 조사하는 레이저 조사부(220)와, 상기 초음파 생성 신호를 제공받고 초음파를 상기 표적에 조사하고, 상기 표적에서 형성된 광음향 및 초음파 신호를 검출하는 초음파 트랜스듀서(transducer, 240)를 포함하는 이미징 프로브(220); 및 상기 초음파 트랜스듀서(240)가 검출한 초음파 신호로부터 상기 레이저에 의한 상기 표적(T) 내 조직의 이미지와 상기 초음파에 의한 상기 표적(T) 내 조직의 이미지를 형성하는 연산부(146)를 포함한다.
도 1을 참조하면, 본 실시예에 의한 광음향/초음파 이미징 장치(1)는 레이저 광원부(120)와 초음파 부(140)를 포함한다. 레이저 광원부(120)는 미리 정해진 파장을 가지는 레이저를 형성한다. 일 예로, 레이저 광원부(120)가 제공하는 레이저는 펄스 레이저로, 1Hz 내지 20Hz 중 어느 하나의 펄스 반복율을 가질 수 있다. 일 예로, 레이저 광원부는 제공하는 광을 제어할 수 있으며, 일 예로, OPOTEK 사의 Phocus Mobile 제품일 수 있다. 상기 레이저 광원부(120)는 서로 다른 파장을 가지는 복수의 레이저 광을 형성하여 제공할 수 있다.
초음파 부(140)는 초음파원(142)과 트랜스듀서(240)가 검출한 신호를 제공받고 이미징을 수행하는 연산부(146)를 포함할 수 있다. 도시된 실시예에서, 연산부(146)는 초음파 부(140)에 포함된다. 그러나, 도시되지 않은 실시예에 의하면 연산부는 초음파 트랜스듀서가 검출한 신호를 제공받고, 이를 연산하여 영상을 형성하여 이미징을 수행하는 독립적인 구성요소일 수 있다.
초음파원(142)은 미리 정해진 주파수의 초음파를 형성하여 제공한다. 일 실시예로, 초음파원(142)이 제공하는 초음파는 중심 주파수 5.5MHz 내지 11.5Mhz의 주파수일 수 있다. 일 예로, 초음파원(140)는 Alpinion Medical Systems 사의 ECUBE 12R 장비일 수 있다.
레이저가 10Hz의 펄스 반복률을 가질 때, 연속적인 하나 이상의 레이저 펄스로부터 하나의 광음향 이미지를 얻을 수 있으므로 얻을 수 있는 프레임 속도는 광음향 및 초음파 (US) 이미지 모두에 대해 10Hz 이하이다. 다만, 이는 일 실시예로, 이보다 더 높거나 혹은 낮은 프레임율을 얻을 수 있다.
이미징 프로브(200)는 제공된 레이저를 표적에 제공하는 레이저 조사부(220)와 제공된 초음파를 표적(T)에 제공하는 하나 이상의 초음파 트랜스듀서(240)를 포함한다. 일 실시예로, 레이저 조사부(220)는 레이저 광원부(120)와 연결된 복수의 광섬유 번들을 포함할 수 있으며, 표적(T)에 선형(linear)의 레이저를 조사한다. 또한, 초음파 트랜스듀서(240)는 어레이로 배치된 하나 이상의 트랜스듀서일 수 있으며, 일 예로, 어레이로 배치된 128개의 트랜스듀서이다. 이는 단순히 예시적인 개수이다. 초음파 트랜스듀서(240)는 초음파원(140)로부터 제공된 초음파 생성 신호를 제공받고, 이에 상응하여 초음파를 형성하고, 표적(T)에 제공한다. 초음파 트랜스듀서(240) 및 레이저 조사부(220)는 각각 제어부에 의하여 제어되는 모터 드라이브(미도시)에 의하여 이동할 수 있다.
이미징 프로브(200)에 포함된 초음파 트랜스듀서(240)와 레이저 조사부(220)는 레이저 조사부(220)가 제공한 레이저 빔과 초음파 트랜스듀서(240)가 제공한 초음파가 이미징 프로브(200) 아래 미리 정해진 위치에서 이미지 평면과 일치하도록 제공된다. 일 실시예로, 레이저 빔과 초음파는 이미징 프로브(200) 아래 10 내지 50mm 에서 서로 일치하도록 제공되며, 일 예로, 레이저 빔과 초음파는 표적 내 30mm에서 일치할 수 있다.
초음파 트랜스듀서(240)가 제공한 초음파는 표적(T)에 제공된다. 제공된 초음파에 의하여 표적(T)내의 조직, 구조에 상응하는 초음파 신호가 형성되어 표적(T) 외부로 제공된다.
레이저 조사부(220)가 표적(T)에 제공한 레이저 광은 표적(T) 내부의 조직에 흡수된다. 레이저 광을 흡수한 표적(T) 내의 조직은 조직에 상응하는 초음파 대역의 신호를 형성하여 표적(T) 외부로 제공한다.
표적(T)이 제공하는 초음파 신호들은 초음파 트랜스듀서(240)에 의하여 검출된다. 초음파 트랜스듀서(240)가 검출한 초음파 신호는 연산부(146)에 제공된다. 연산부(146)는 표적(T)에 제공된 레이저에 의하여 형성된 신호를 검출하고 일 예로 푸리에 영역 재구성(Fourier domain reconstruction) 기법을 이용하여 광음향 영상을 형성한다.
연산부(146)는 표적(T)에 제공된 초음파로부터 표적(T)에서 형성된 신호를 검출하여 일 예로 지연 및 합 빔 포밍(delay-and-sum beamforming)을 수행하여 초음파 영상을 재구성한다. 일 실시예로, 재구성된 광음향 영상 및 초음파 영상은 연산부(300)에서 영상 신호로 형성되어 표시되고 저장될 수 있다.
도시되지 않은 실시예에서, 이미징 프로브는 표적과의 거리를 측정하여 표적의 윤곽선 프로파일을 얻을 수 있는 거리 센서를 더 포함할 수 있다.
상기한 구성을 가지는 광음향/초음파 이미징 장치(1)의 동작을 살펴본다. 도 2는 본 실시예에 의한 광음향, 초음파 이미징 방법의 개요를 도시한 순서도이다. 도 2를 참조하면, 본 실시예의 표적의 광음향 이미지 및 초음파 이미지를 형성하는 방법은: (a) 상기 표적의 윤곽 프로파일을 형성하는 단계(S100)와, (b) 상기 윤곽 프로파일에 따라 상기 표적에 레이저 광과 초음파를 제공하는 단계(S200) 및 (c) 상기 레이저 광과 상기 초음파에 의해 발생한 광음향 및 초음파 신호를 검출하여 상기 표적의 상기 광음향 이미지 및 상기 초음파 이미지를 형성하는 단계(S300)를 포함한다.
초음파 트랜스듀서(240)로 표적(T)을 스캔하여 표적(T)의 윤곽선(contour)을 획득한다. 일 실시예로, 초음파 트랜스듀서(240)를 이용하여 초음파 피부 이미지를 획득한다. 윤곽선을 얻기 위하여 피부 이미지를 획득하는 과정을 신속하게 수행하기 위하여 피부 검출 과정을 단순화하는 것이 바람직하다. 일 실시예로, 피부 검출 과정은 초음파 강도로 임계값 설정 및 boxcar 또는 중앙값 필터링을 사용한 평활화 과정으로 수행될 수 있다. 획득한 초음파 피부 이미지에서 X 방향의 중간값(median)을 선택하여 표적(T)의 높낮이에 상응하는 윤곽 프로파일을 획득한다.
획득한 표적(T)의 높낮이에 상응하는 윤곽 프로파일은 이미징 프로브(200)가 Y 방향의 정속 스캐닝을 수행하고 동시에 표적(T)의 높낮이에 따라 Z 방향으로 이동하도록 모터 드라이브(미도시)를 제어하는데 사용된다.
본 실시예에 의한 윤곽선 획득 단계는, 표적(T)의 광음향/초음파 이미징 단계 수행전에 이루어질 수 있다. 일 실시예로, 윤곽선 획득 단계 이후 이미징 단계가 수행될 수 있다. 즉, 표적(T)에 대한 윤곽선을 획득한 후, 획득한 윤곽선에 따라 광음향/초음파 이미징을 수행할 수 있다. 다른 실시예로, 표적(T)의 미리 정해진 일부에 대한 윤곽선을 획득한 후, 해당 윤곽선에 따라 해당 일부에 대한 광음향/초음파 이미징을 수행하고, 다시 윤곽선 획득 후 광음향/초음파 이미징을 수행하는 과정을 반복할 수 있다. 도시되지 않은 실시예에서, 윤곽선 획득 단계는 거리 센서로 수행될 수 있다.
도 3(a), 도 3(b) 및 도 3(c)는 본 실시예에 의한 광음향/초음파 이미징 장치의 동작을 개요적으로 도시한 도면이다. 도 3(a), 도 3(b), 도 3(c)로 예시된 실시예에서, 표적(T)은 사람의 발인 경우를 예시한다. 다만, 이는 일 예일 따름이며, 발, 손, 허벅지, 종아리, 상박, 하박, 몸통 등 검출하고자 하는 대상을 표적(T)으로 정할 수 있다.
표적(T)은 검사대(미도시)에 배치되어 표적에 대한 이미징 작업이 수행될 수 있다. 검사대(미도시)는 이미징 과정에서 표적(T)을 고정하는 표적 고정부(미도시)를 포함할 수 있다. 검사대는 이미징 프로브(200)가 표적(T)위에서 이동하면서 이미징할 수 있는 레일, 프레임을 포함하는 이동 구조(미도시)를 포함할 수 있다. 이동 구조는 이미징 프로브(200)를 각각 X, Y, Z 축의 3 축 방향으로 움직일 수 있는 전동식 이동구조일 수 있다.
검사대(미도시)는 표적(T)을 매질에 침지하는 컨테이너(미도시)를 포함할 수 있으며, 컨테이너(미도시)에는 초음파 및 광음향 신호를 전달할 수 있는 매질로 채워진다. 일 실시예로, 표적 고정부(미도시)는 컨테이너에 표적(T)을 침지시켜 고정할 수 있으며, 표적(T)이 침지된 액체는 물일 수 있다.
도 3(a) 및 도 3(c)로 예시된 실시예에서, 이미징 프로브(200)는 Y 축을 따라 이동하며, 연산부(146)는 이동하는 각 위치에서 얻은 광음향/초음파 이미지를 누적(stack)하여 체적 이미지를 형성한다.
전동식 스테이지(미도시)가 이미징 프로브(200)를 Y 방향으로 이동하는 한 스텝 크기는 초음파 트랜스듀서 어레이의 -6dB 높이 빔 폭보다 작은 값일 수 있다. 일 예로, 이미징 프로브(200)가 Y 방향으로 이동하는 한 스텝 크기는 0.5mm 보다 작은 값일 수 있다.
이미징 프로브(200)가 표적(T)에 레이저 및 초음파를 제공하여 스캔하는 폭(w)은 표적(T)의 폭보다 작을 수 있다. 이러한 경우에는 표적(T)이 고정된 상태에서 복수회 스캐닝을 수행하여 표적(T) 전체의 광음향 영상, 초음파 영상을 얻을 수 있다.
도 3(c)로 예시된 것과 같이 이미징 프로브(200)가 레이저 및 초음파를 제공하여 스캔하는 과정은 상술한 이미징 프로브(200)의 높이가 타겟의 윤곽 프로파일에 상응하도록 조절되면서 수행될 수 있다. 따라서, 도 3(c)의 우측에 도시된 것처럼 이미징 프로브(200)의 초점(Focus)이 윤곽 프로파일에 상응하도록 조절되면서 이미징이 수행된다. 이로부터 종래 기술에 비하여 높은 해상도의 이미지를 얻을 수 있다.
표적(T) 전체를 이미지화하기 위해 스캔을 수행하고 각 스캔의 결과에서 얻은 광음향 이미지 및 초음파 이미지는 컴퓨터 소프트웨어로 병합되어 3D 이미지로 형성된다. 일 실시예로, 복수회 스캔을 수행하여 표적(T) 전체를 이미지화할 수 있다. 일 실시예로, 3D 이미지는 컴퓨터 소프트웨어로 얻을 수 있다.
일 실시예로, 컴퓨터 소프트웨어는 윤곽 스캔을 통해 표적(T)과 동일한 높이로 획득한 광음향 및 초음파 이미지의 원래 윤곽 구조 정보를 복구하기 위해 윤곽 높이에 따라 이미지 높이를 조정한 후에 복수의 스캔 결과를 병합할 수 있다.
표적(T) 전체의 광음향 이미지/초음파 이미지로 체적 이미지를 구하고, 표적의 필수 구조를 추출한다. 초음파 체적 이미지는 밝기에 따라 피부(고 에코, hyperechoic), 뼈(고 에코이나, 아래에는 비에코), 혈관(고 에코이나, 내부는 비에코) 다양한 구조를 보인다.
도 4(a)는 초음파 체적 이미지로부터 피부 이미지를 구성한 예를 도시한 도면이다. 초음파 피부 이미지는 밝기 정보로부터 매끄러운 표면을 감지하여 피부 위치를 검출하여 획득한다. 일 예로, 매끄러운 표면 검출은 상술한 컴퓨터 소프트웨어로 수행될 수 있다.
도 4(b)는 초음파 체적 이미지로부터 뼈 이미지를 구성한 예를 도시한 도면이다. 초음파 영상에서 뼈는 피부 보다 어두우나, 밝은 점으로 나타난다. 피부 정보를 얻은 후, 피부의 밝기를 낮추고 뼈의 밝기를 높이는 픽셀 강도 조정 프로세스를 수행한 후, 소프트웨어 상에서 뼈를 검출할 수 있다. 일 예로, Log-Gabor filter를 거쳐 뼈의 경계면을 검출하거나, 픽셀 강도를 반전시킨 후 뼈의 아랫부분의 윤곽을 컴퓨터 소프트웨어로 검출하여 뼈의 이미지를 얻을 수 있다.
도 4(c)는 초음파 체적 이미지로부터 혈관 이미지를 구성한 예를 도시한 도면이다. 초음파 이미지에서 혈관 내부는 어둡게(낮은 밝기) 도시된다. 색상을 반전하면 혈관 내부는 밝아지며, 혈관 내부의 혈액에 상응하는 픽셀들이 혈관의 형태로 이어져 있는지 여부를 프란지 필터(Frangi filter)를 통하여 파악하여 이로부터 혈관 이미지를 얻을 수 있다.
도 5는 표적(T)인 발의 미세혈관에 대한 광음향 이미지를 도시한 예이다. 레이저 조사부(220)가 제공한 레이저광은 표적(T)에 제공되어 표적(T) 내부로 침투한다. 표적(T) 내부의 조직들은 침투한 레이저광을 흡수하고, 초음파 대역의 신호를 외부로 제공한다. 연산부(146)는 이와 같이 형성된 초음파 대역의 신호를 검출하여 광음향 이미지를 형성한다.
그러나, 표적(T)에 제공된 레이저 광은 산란되고, 피부 아래로 침투하는 깊이가 커질수록 광의 세기가 감소하므로, 충분한 신호 크기를 가지는 이미지를 형성하기 위하여 배경 신호에 대한 신호 처리를 수행한다. 표적(T)에 제공된 레이저 광에 의하여 혈관 주변 조직에 의한 배경 신호가 형성되며 배경 신호를 형성하는 레이저도 혈관 주변 조직에 제공되는 레이저와 동일한 경향으로 감쇠할 것으로 예측된다.
따라서, 혈관 신호를 제외하고 배경 신호를 추출하여 대푯값을 연산하고, 이 표적(T)내 위치에 대한 대푯값의 경향을 파악하면 빛의 감쇠 경향을 파악할 수 있다. 일 예로 배경 신호의 대푯값은 일정한 영역 내 배경 신호 크기의 평균값일 수 있다.
따라서, 대푯값의 경향은 표적(T)내 투과된 레이저 광의 감쇠 경향에 상응하며, 이로부터 표적(T) 내 조직 영상을 보상하여 이미지를 형성하면 도 5에 도시된 표적(T) 내 혈관 이미지와 같다. 일 예로, 상기 보상 방법은 광음향 조직 영상에 나타나는 픽셀 강도를 대푯값의 경향으로 나누어 수행할 수 있다.
실험예
이하에서는 첨부된 도면들을 참조하여 본 실시예의 실험예를 살펴본다. 도 6(a)는 종래 기술에 따라 이미징 프로브를 직선으로 이동하여 획득한 초음파 이미지(US)와 광음향 이미지(PA)이고, 도 6(b)는 본 실시예에 따라 이미징 프로브를 표적의 윤곽 프로파일에 따라 이동하여 획득한 초음파 이미지(US)와 광음향 이미지(PA)이다. 도 6(a) 및 도 6(b)를 참조하면, 종래 기술에 의하면 노란색 파선으로 도시된 초점면보다 아래에 표적이 위치하여 이미징되는 것을 확인할 수 있다. 그러나, 본 실시예에 의하면 표적의 윤곽 프로파일에 따라 이미징 프로브가 이동하여 표적의 이미징을 수행하므로 초점면에 맞추어 표적을 이미징한다.
따라서, 도 6(b)에서 형성된 이미지가 도 6(a)로 예시된 종래 기술에 따라 얻어진 이미지에 비하여 높은 해상도 및 높은 신호 강도를 가지는 것을 알 수 있다.
도 6(c) 좌측의 도면은 종래 기술에 따라 이미징 프로브를 직선으로 이동하여 획득한 광음향 이미지로 형성된 혈관의 이미지(PA)이고, 우측의 도면은 광음향 이미지로 형성된 산소포화도(PA-sO2)의 도면이다. 도 6(d) 좌측의 도면은 본 이미징 프로브를 표적의 윤곽 프로파일에 따라 이동하여 획득한 광음향 이미지로 형성된 혈관의 이미지(PA)이고, 우측의 도면은 광음향 이미지로 형성된 산소포화도(PA-sO2)의 도면이다.
도 6(c) 및 도 6(d)를 참조하면, 종래 기술에 비하여 본 실시예에 따라 획득한 혈관의 광음향 이미지 및 산소흡수도 이미지가 보다 높은 세부 사항(detail)을 도시하여 높은 해상도를 가지며 실제 산소포화도에 가까운 값을 도시하는 것을 알 수 있다.
도 7(a)는 종래 기술의 광음향 이미지(PA) 기법으로 획득한 전체 헤모글로빈 농도(HbT), 산소포화도(sO2), 피하 혈관 깊이(Depth)을 나타낸 도면이고, 도 6(b)는 본 실시예에 따라 표적(T) 내 조직 영상을 보상한 광음향 이미지(PA) 기법으로 획득한 전체 헤모글로빈(HbT), 산소포화도(sO2), 피하 혈관 깊이(Depth)을 나타낸 도면이다.
일 예로, 전체 헤모글로빈 농도(HbT) 및 산소포화도(sO2)는 산화 및 비산화 헤모글로빈의 광흡수도가 레이저 파장에 따라 다르다는 점을 이용한다. 두 개 이상의 파장의 레이저 광(본 실시예에서는 네 개의 파장)을 조사하여 획득 및 형성한 광음향 이미지를 선형 방정식을 이용해 각 픽셀에서의 산화 및 비산화 헤모글로빈의 농도를 계산할 수 있고, 산화 및 비산화 헤모글로빈 농도를 더하면 전체 헤모글로빈 농도(HbT)이며 산화 헤모글로빈 농도를 전체 헤모글로빈 농도로 나눠주면 산소포화도(sO2)를 계산할 수 있다.
일 예로, 피하 혈관 깊이(depth)는 초음파 혹은 광음향 영상으로부터 피부의 위치를 검출하고, 각 혈관에 해당하는 픽셀의 위치를 피부 픽셀의 위치로부터 수직 거리로 계산하여 나타낼 수 있고, 광음향 영상으로부터 피부의 위치를 검출할 경우에는 앞서 헤모글로빈의 예시와 마찬가지로 피부 내에 존재하는 멜라닌 성분의 광흡수도를 이용하여 두 개 이상의 파장의 레이저 광으로부터 획득한 광음향 이미지를 선형 방정식을 이용해 풀어 멜라닌이 분포하는 형상을 통해 피부의 위치를 검출할 수 있다.
도 7(a) 및 도 7(b)를 참조하면, 전체 헤모글로빈 농도(HbT)를 나타낸 도면과, 산소포화도(sO2) 및 피하 조직(Depth)을 나타낸 도면에서 표적(T) 내 조직 영상을 보상한 본 실시예에 따라 형성된 이미지가 더욱 양호한 해상도를 가지는 것을 확인할 수 있다.
도 8은 서로 다른 네명으로부터 본 실시예 따라 다섯 번 측정하고 평균값을 얻어서 도시한 전체 헤모글로빈 농도(HbT), 산소포화도(sO2), 혈관 밀도(vessel density) 및 평균 깊이(mean depth)를 도시한 도면이다. 일 예로, 전체 헤모글로빈 농도(HbT), 산소포화도(sO2), 평균 깊이(mean depth) 수치는 각각 전체 헤모글로빈 농도(HbT) 이미지를 기준으로 미리 정해진 문턱값(threshold value) 이상인 픽셀들을 선별하여, 선별된 픽셀 위치에 있는 헤모글로빈 농도(HbT), 산소포화도(sO2), 깊이(depth) 값의 평균값으로 계산될 수 있다. 일 예로, 혈관 밀도(vessel density)는 헤모글로빈 농도(HbT) 이미지를 기준으로 미리 정해진 문턱값(threshold value) 값 이상인 픽셀들이 차지하는 총 면적을 표적(T)의 전체 면적으로 나누어주어 계산될 수 있다.
도 8로 도시된 것과 같이 서로 다른 네 명으로부터 측정한 결과는 크게 편차가 발생하지 않았음을 알 수 있다. 따라서, 이러한 실험 결과로부터 본 실시예는 반복 재현 가능성이 높은 것을 확인할 수 있다.
본 발명에 대한 이해를 돕기 위하여 도면에 도시된 실시 예를 참고로 설명되었으나, 이는 실시를 위한 실시예로, 예시적인 것에 불과하며, 당해 분야에서 통상적 지식을 가진 자라면 이로부터 다양한 변형 및 균등한 타 실시 예가 가능하다는 점을 이해할 것이다. 따라서, 본 발명의 진정한 기술적 보호범위는 첨부된 특허청구범위에 의해 정해져야 할 것이다.

Claims (23)

  1. 레이저를 형성하는 레이저 광원부;
    초음파 생성 신호를 형성하는 초음파 원;
    상기 레이저를 제공받고 표적에 조사하는 레이저 조사부와, 상기 초음파 생성 신호를 제공받고 상기 표적에 초음파를 조사하고, 상기 표적에서 형성 및 반사된 광음향 및 초음파 신호를 검출하는 초음파 트랜스듀서(transducer)를 포함하는 이미징 프로브; 및
    상기 초음파 트랜스듀서가 검출한 초음파 신호로부터 상기 레이저에 의한 상기 표적 내 조직의 이미지와 상기 초음파에 의한 상기 표적 내 조직의 이미지를 형성하는 연산부를 포함하는 광음향 및 초음파 이미징 장치.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 연산부는 상기 초음파 트랜스듀서가 상기 표적에 조사된 초음파로부터 상기 표적의 윤곽 프로파일을 획득하는 광음향 및 초음파 이미징 장치.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 광음향 및 초음파 이미징 장치는
    거리 센서를 더 포함하며,
    상기 거리 센서는 상기 표적과의 거리를 검출하고,
    상기 연산부는 상기 거리 센서가 검출한 거리로부터 상기 표적의 윤곽 프로파일을 획득하는 광음향 및 초음파 이미징 장치.
  4. 제2항 및 제3항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 이미징 프로브는
    상기 표적의 윤곽 프로파일에 따라 이동하여 상기 레이저와 상기 초음파를 조사하고,
    상기 연산부는 상기 윤곽 프로파일에 따라 이미지 높이를 조정하여 상기 표적 내 조직의 이미지를 형성하는 광음향 및 초음파 이미징 장치.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 레이저 광원부는 서로 다른 두 개 이상의 파장의 레이저를 형성하여 제공하는 광음향 및 초음파 이미징 장치.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 레이저에 의한 상기 표적 내 조직의 이미지는
    상기 표적의 피부, 배경 조직 및 혈관 중 어느 하나 이상에 대한 이미지인 광음향 및 초음파 이미징 장치.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 초음파에 의한 상기 표적 내 조직의 이미지는
    상기 표적 내의 혈관에 대한 이미지, 상기 표적의 피부 이미지 및 상기 표적의 뼈 이미지 중 어느 하나 이상인 광음향 및 초음파 이미징 장치.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 초음파 트랜스듀서는,
    상기 초음파를 상기 표적에 제공하는 어레이로 배치된 복수개의 트랜스듀서를 포함하는 광음향 및 초음파 이미징 장치.
  9. 제1항에 있어서,
    상기 초음파 트랜스듀서는,
    상기 초음파를 상기 표적에 제공하는 어레이로 배치된 복수개의 트랜스듀서를 포함하는 광음향 및 초음파 이미징 장치.
  10. 제1항에 있어서,
    상기 초음파 원은
    상기 레이저 광원과, 상기 초음파 트랜스듀서(transducer)를 제어하여 조사되는 상기 초음파와 상기 레이저가 동기화하여 조사되도록 제어하는 광음향 및 초음파 이미징 장치.
  11. 제1항에 있어서,
    상기 광음향 및 초음파 이미징 장치는,
    상기 표적이 배치되는 검사대를 더 포함하며,
    상기 검사대는
    상기 표적을 고정하는 표적 고정부와,
    상기 이미징 프로브를 상기 표적위에 배치 및 이동시킬 수 있는 이동 구조 및
    상기 표적과 상기 이미징 프로브 사이에 초음파 및 광음향 신호를 전달할 수 있는 매질이 채워진 컨테이너를 포함하는 광음향 및 초음파 이미징 장치.
  12. 표적의 광음향 이미지 및 초음파 이미지를 형성하는 방법으로, 상기 방법은:
    (a) 상기 표적의 윤곽 프로파일을 형성하는 단계와,
    (b) 상기 윤곽 프로파일에 따라 상기 표적에 레이저 광과 초음파를 제공하는 단계 및
    (c) 상기 레이저 광과 상기 초음파에 의해 발생한 광음향 및 초음파 신호를 검출하여 상기 표적의 상기 광음향 이미지 및 상기 초음파 이미지를 형성하는 단계를 포함하는 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법.
  13. 제12항에 있어서,
    상기 (a)단계는,
    초음파 트랜스듀서 및 거리 센서 중 어느 하나로 상기 표적과의 거리를 연산하여 상기 표적의 윤곽 프로파일을 형성하는 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법.
  14. 제12항에 있어서,
    상기 (b) 단계는,
    상기 표적과 상기 초음파 트랜스듀서 사이의 거리를 일정하게 유지하여 수행하고, 상기 표적과 상기 레이저 조사부 사이의 거리를 일정하게 유지하여 수행하는 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법.
  15. 제12항에 있어서,
    상기 (b) 단계는,
    상기 표적의 전체에 대한 윤곽 프로파일을 형성한 후 수행되는 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법.
  16. 제12항에 있어서,
    상기 (a) 단계는,
    상기 표적의 일정 영역에 대하여 수행되고,
    상기 (b) 단계는, 상기 일정 영역에 대한 윤곽 프로파일에 따라 이동하여 수행되는 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법.
  17. 제12항에 있어서,
    상기 표적의 상기 광음향 이미지를 형성하는 단계는,
    주변 조직에 대한 배경 신호를 검출하는 단계와,
    상기 배경 신호의 대푯값을 연산하는 단계 및
    상기 배경 신호의 대푯값으로부터 상기 표적의 영상을 보상하여 수행하는 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법.
  18. 제17항에 있어서,
    상기 대푯값은 상기 배경 신호 밝기의 평균값인 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법.
  19. 제17항에 있어서,
    상기 표적의 영상을 보상하는 단계는 상기 대푯값을 상기 광음향 이미지의 픽셀 강도에서 나누어서 수행하는 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법.
  20. 제12항에 있어서,
    상기 (c) 단계는,
    상기 윤곽 프로파일에 따라 이미지 높이를 조정하여 상기 표적 내 조직의 이미지를 형성하는 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법.
  21. 제12항에 있어서,
    상기 (b) 단계에서
    상기 초음파와 상기 레이저는 동기화하여 조사되는 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법.
  22. 제12항에 있어서,
    상기 (b) 단계는 서로 다른 파장을 가지는 두 개 이상의 레이저 광을 조사하여 수행하고,
    상기 (c) 단계는, 조사된 상기 서로 다른 파장을 가지는 두 개 이상의 레이저 광에 의한 광음향 이미지를 형성하는 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법.
  23. 제12항에 있어서,
    상기 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법은,
    (d) 상기 광음향 및 초음파 이미지로부터 헤모글로빈 농도, 혈중 산소포화도, 혈관 분포 밀도 및 혈관 깊이에 대한 수치를 산출하는 단계를 더 포함하는 광음향 이미지 및 초음파 이미지 형성 방법.
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